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課題・解決手段

特に腫瘍治療のために、移動する標的体積イオンビーム照射するための方法および照射設備が提供される。標的体積のイオンX線撮影測定が行われ、堆積およびX線撮影のための照射が同一のイオンビームを用いて、ただし時間的に連続して行われ、その際、イオンビームのエネルギーが、比較的高いX線撮影エネルギーと比較的低い堆積エネルギーとの間で、例えば患者の先端の受動的なエネルギー変調器によって切り替えられる。

概要

背景

イオンビーム治療における腫瘍の移動は、この移動にも関わらず臨床標的体積が所定の線量で確実に覆われるようにするための、照射に対して特に困難な課題を突き付ける。このために、散乱ビームを用いたイオンビーム治療には、通常、特別に設計された安全境界線が使用され、これまではそれで十分とみなされていた。

しかし、走査ビームの場合には干渉効果が生じるので、より進んだ対策が要求される。そのような対策には、いわゆるゲーティング、またはいわゆるビームトラッキングを用いたビーム応用が含まれるが、これらは腫瘍の移動、または、ビームを場合によっては遮断し(ゲーティング)、もしくは能動的に追跡する(ビーム・トラッキング)ためにリアルタイムで使用される腫瘍の移動のサロゲートを伝達する移動捕捉システムにそれぞれ基づいている。この信号の品質は、その精度が照射全体の精度に直接影響を与えるので、重要な役割を担っている。ゲーティングおよびビーム・トラッキングは、当業者に基本的に知られている。ゲーティングに関しては、例えば、Shinichi Minohara他、「Respiratory Gated Irradiation System for Heavy−Ion Radiotherapy」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.47、No.4(2000年)、1097〜1103頁、または、Christoph Bert他、「Gated Irradiation with Scanned Particle Beams」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.73、No.4(2009年)、1270〜1275頁を、ビーム・トラッキングについては、例えば、DE102004028035A1を参照されたい。これにより、これらの文献はそれぞれ参照によって組み込まれる。

市場には多様な移動捕捉システムが出回っている。多くの移動捕捉システムは、いわゆる移動サロゲート、例えば、息の温度、腹壁の移動(1D、2D、または3D)、腹部胸部周囲、または呼気の流量を測定する。これに対して、他の移動捕捉システムは、腫瘍の移動を直接捕捉し、例えば、(X線不透過マーカーを埋め込む/埋め込まない)X線透視法無線トランスポンダ、または超音波に基づいている。その他、両者の利点を組み合わせるために、例えば、少なめの(高品質だが患者に対する線量負荷がある)X線透視法を(品質は劣るが患者に対する線量負荷がない)腹壁捕捉システムと神経的に結合させるなど、これらのシステムの組み合わせも使用されている。

腫瘍の移動を直接捕捉するための移動捕捉システムは、しばしば患者への外科的介入、または、例えば、従来のX線透視法、特に高い画像捕捉率の場合に、患者への著しく高い線量負荷を伴う。外部のサロゲートに基づいた移動捕捉システムは、原理上、非常に非間接的な測定に制限されるので、とりわけ腫瘍の移動を捕捉する精度には改善の余地がある。また、例えば肺腫瘍の場合の腫瘍の移動は極めて複雑であることがあり、それぞれがあらゆる次元の併進成分、回転成分、および圧縮成分拡張成分を含んでいることがある。

その上、ビームの飛程が非常に重要となるので、上述の全てのシステムは、標的体積の純粋に幾何学的な移動を観察するが、この移動は、イオン治療では、例えば4D−CTデータ・セットとの併用においてのみ使用される。つまり、照射の際の所望の線量の正確な堆積にとって、空間的な移動のみが決定的であるわけではなく、むしろ、空間的な移動が、例えば組織密度局所分布のような他の要因にも左右され得るイオンビームのエネルギー損失に与える影響が決定的である。

そのため、これらの既知の方法は、特に精度の点でさらに改善の余地がある。

EP2400506より知られている装置は、少なくとも2つの異なる粒子ビームを生成し、そのうちの第2の粒子ビームが標的体積の移動を検出するために使用される。このために、2つのイオン源を使用して、混合室に共に案内される異なる種類のイオンが生成される。

しかし、この方法は、イオンの特定の組み合わせに対してしか使用することができず、加速装置の種類に左右される。さらに、両方のイオンビームの特定のパラメータは共通にしか変更することができない。そこで、本発明者らは、特に複雑性、柔軟性、およびEP2400506に記載された手法における両方のイオンビームの相互依存性による制約の点で、他の解決法を模索した。

概要

特に腫瘍治療のために、移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備が提供される。標的体積のイオンX線撮影測定が行われ、堆積およびX線撮影のための照射が同一のイオンビームを用いて、ただし時間的に連続して行われ、その際、イオンビームのエネルギーが、比較的高いX線撮影エネルギーと比較的低い堆積エネルギーとの間で、例えば患者の先端の受動的なエネルギー変調器によって切り替えられる。

目的

本発明は、移動する標的体積にもかかわらず高精度の照射を可能とする、標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供する

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請求項1

標的体積(12)にイオンビーム(16、18)を照射するための方法であって、前記標的体積(12)の照射を、少なくとも1つのX線撮影段階(74)と少なくとも1つの堆積段階(76)とに時間的に分割し、前記イオンビーム(16、18)のエネルギー(72)を、前記少なくとも1つのX線撮影段階(74)と前記少なくとも1つの堆積段階(76)との間で、i)前記少なくとも1つのX線撮影段階(74)において、前記イオンビーム(16、18)の飛程が前記標的体積(12)の末端に位置することにより、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)を貫通し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積の末端に配置されたイオンX線撮影用検出器(20)によって検出されることにより、前記イオンビーム(16、18)を用いて前記標的体積(12)のイオンX線像撮影し、ii)前記少なくとも1つの堆積段階(76)において、前記イオンビーム(16、18)の飛程が前記標的体積(12)の内部に位置することにより、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)内で停止されることによって、前記標的体積(12)内に所定の線量を堆積させるように時間的に変化させる、方法。

請求項2

前記標的体積(12)の照射を、複数のX線撮影段階(74)と複数の堆積段階(76)とに時間的に分割する、請求項1に記載の方法であって、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)を、前記X線撮影段階(74)と前記堆積段階(76)との間で、周期的に交互に、i)前記X線撮影段階(74)において、前記イオンビーム(16、18)の飛程が前記標的体積(12)の末端に位置することにより、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)を貫通し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積の末端に配置された前記イオンX線撮影用検出器(20)によって検出されることにより、前記イオンビーム(16、18)を用いて前記標的体積(12)のイオンX線像を撮影し、ii)前記堆積段階(76)において、前記イオンビーム(16、18)の飛程が前記標的体積(12)の内部に位置することにより、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)内で停止されることによって、前記標的体積(12)内にそれぞれ所定の線量を堆積させるように交互に切り替える、方法。

請求項3

前記堆積段階(76)において、前記標的体積(12)の異なる等エネルギー層(13a〜13i)に前記イオンビーム(16、18)を衝突させることによって、それぞれ所定の線量を前記等エネルギー層内に堆積させ、少なくとも各等エネルギー層の線量堆積のための照射前に、i)によるX線撮影測定を行う、請求項2に記載の方法。

請求項4

前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)を、前記少なくとも1つの堆積段階(76)または前記複数の堆積段階(76)において、受動的なエネルギー変調器(48、48’)を用いて、X線撮影用の比較的高いエネルギーから堆積用の比較的低いエネルギーまで低下させる、請求項1乃至3のいずれか1項に記載の方法。

請求項5

前記イオンビーム(16、18)の強度(78)を、前記少なくとも1つまたは複数の堆積段階(76)において、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)における強度より著しく高く設定する、請求項1乃至4のいずれか1項に記載の方法。

請求項6

前記標的体積(12)が、照射中に周期的に移動する標的体積であり、前記標的体積の周期的な移動を複数の移動位相(12a〜12k)に分割し、前記少なくとも1つのX線撮影段階(74)または前記複数のX線撮影段階の継続時間が、それぞれ前記移動位相の継続時間より長くない、請求項1乃至5のいずれか1項に記載の方法。

請求項7

前記標的体積(12)の移動を、前記イオンビームの能動的な追跡によって補償し、前記イオンビームの能動的な追跡を、前記イオンX線撮影用検出器(20)を用いて撮影されるイオンX線像に応じて制御する、請求項1乃至6のいずれか1項に記載の方法。

請求項8

前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記イオンビームの飛程の少なくとも2次元マップを作成するために、前記標的体積(12)の多数のラスター点が貫通され、前記標的体積の貫通後の前記イオンビームの飛程が各前記ラスター点について前記イオンX線像内に特定されることによって、横方向に2次元の空間分解のイオンX線像を撮影する、請求項1乃至7のいずれか1項に記載の方法。

請求項9

前記照射方法走査法であり、前記イオンビーム(18)が、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)の側面の少なくとも一部上に揺動される、請求項1乃至8のいずれか1項に記載の方法。

請求項10

前記少なくとも1つまたは複数の堆積段階(76)において、前記イオンビームが臨床標的体積(CTV、ICRU50)上に走査され、前記イオンビームが、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記臨床標的体積(CTV)から突出する前記内部標的体積(14、ITV、ICRU62)の前記側面の少なくとも一部上に揺動される、請求項9に記載の方法。

請求項11

飛程シミュレーション計算を行うことによって、前記X線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビームの前記飛程のシミュレーション設定値を算出し、前記X線撮影段階における照射中に、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビームの実際の飛程を特定し、前記実際に特定された飛程を前記シミュレーション設定値と比較する、請求項1乃至10のいずれか1項に記載の方法。

請求項12

飛程シミュレーション計算を多数のラスター点について行うことにより、前記イオンビームの飛程の多次元のシミュレーション設定値マップ(DRRM)を作成し、前記X線撮影段階(74)において、前記標的体積の貫通後の前記イオンビームの実際の飛程を多数のラスター点について特定し、これを元に、前記イオンビームのそれぞれの前記実際の飛程を含む多次元のイオンX線像を作成し、前記イオンX線像を前記シミュレーション設定値マップと比較する、請求項1乃至11のいずれか1項に記載の方法。

請求項13

追加的に内部または外部の移動測定システム(54)を用いて前記標的体積(12)の移動、あるいは移動サロゲートを測定し、前記移動測定システム(54)の測定結果を、前記イオンX線撮影用検出器を用いて撮影された前記イオンX線像と自動的に関連付け、関連付けたデータに応じて照射を制御する、請求項1乃至12のいずれか1項に記載の方法。

請求項14

追加的に内部または外部の移動測定システム(54)を用いて前記標的体積(12)の移動、あるいは移動サロゲートを測定し、前記X線撮影段階(74)と前記堆積段階(76)との間の移行を、前記移動測定システム(54)の測定結果に応じて制御する、請求項1乃至13のいずれか1項に記載の方法。

請求項15

前記標的体積(12)を前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において2つ以上の方向から照射し、これにより、少なくとも1つの、空間的に2次元より多次元のイオンX線像を撮影する、請求項1乃至14のいずれか1項に記載の方法。

請求項16

特に請求項1乃至15のいずれか1項に記載の方法を用いて標的体積(12)にイオンビーム(16、18)を照射するための照射設備(1)であって、イオンビームを生成および加速するための、ならびにイオンビームを前記標的体積(12)へ導いて向かわせるための、加速およびビーム誘導装置(22、24、24’、26)と、前記照射を制御するための制御装置(39)と、少なくも1つのX線撮影段階(74)と少なくとも1つの堆積段階(76)との間で前記イオンビーム(16、18)のエネルギーを時間的に変化させるための装置(48、48’、58a〜58g)であって、この装置を用いて、i)前記少なくとも1つのX線撮影段階(74)において、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)がX線撮影エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が前記標的体積(12)の末端に位置し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)を貫通し、ii)前記少なくとも1つの堆積段階(76)において、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)が堆積エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が前記標的体積(12)の内部に位置し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)内で停止されることにより、所定の線量が前記標的体積(12)内に堆積される、装置と、前記標的体積(12)を貫通する前記イオンビーム(16、18)が前記X線撮影段階(74)において検出されることによって、前記標的体積(12)のイオンX線像を撮影するための、前記標的体積(12)の末端に配置されたイオンX線撮影用検出器(20)とを含む、照射設備。

請求項17

前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)を時間的に変化させるための前記装置が、交互に連続する複数のX線照射段階(74)および複数の堆積段階(76)において、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギーを、周期的に交互に、i)前記X線撮影段階(74)において、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)が、それぞれX線撮影エネルギーに設定されることにより、飛程が前記標的体積(12)の末端に位置し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)を貫通し、ii)前記堆積段階(76)において、前記イオンビームの前記エネルギーが堆積エネルギーに設定されることにより、前記飛程が前記標的体積(12)の内部に位置し、前記イオンビーム(16、18)が前記標的体積(12)内で停止することにより、それぞれ所定の線量を前記標的体積(12)内に堆積させるように交互に切り替える、請求項16に記載の照射設備。

請求項18

前記制御装置(39)が、前記堆積段階(76)において、前記標的体積(12)の異なる等エネルギー層(13a〜13i)に前記イオンビーム(16、18)を衝突させることによって、それぞれ所定の線量が前記等エネルギー層に堆積されるように、および少なくとも各前記等エネルギー層の線量堆積のための照射前に、前記イオンX線撮影用検出器(20)を用いたX線撮影測定が行われるように、前記照射設備(1)を制御するように形成されている、請求項17に記載の照射設備。

請求項19

前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)を時間的に変化させるための前記装置が受動的なエネルギー変調器(48、48’)を含んでおり、前記エネルギー変調器が、前記少なくとも1つの堆積段階(76)または前記複数の堆積段階(76)において、前記イオンビーム(16、18)の前記エネルギー(72)を、比較的高い前記X線撮影エネルギーから比較的低い前記堆積エネルギーまで低下させる、請求項16乃至18のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項20

前記制御装置(39)が、前記イオンビーム(16、18)の前記強度(78)が、前記少なくとも1つまたは複数の堆積段階(76)において、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)における強度より著しく高く設定されるように、前記照射設備(1)を制御するように形成されている、請求項16乃至19のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項21

照射中に周期的に移動する標的体積(12)の移動を複数の移動位相(12a〜12k)に分割するための装置を含んでおり、前記少なくとも1つのX線撮影段階(74)または前記複数のX線撮影段階(74)の継続時間が、それぞれ前記移動位相の継続時間より長くない、請求項16乃至20のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項22

前記標的体積(12)の移動を補償するために前記イオンビームを能動的に追跡するための装置を含んでおり、前記制御装置(39)が、前記イオンビームの前記能動的な追跡を、前記イオンX線撮影用検出装置(20)を用いて撮影されたイオンX線像に応じて制御するように形成されている、請求項16乃至21のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項23

前記イオンX線撮影用検出器(20)が空間分解の検出器であり、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)のそれぞれ多数のラスター点が前記イオンビームに貫通されることにより、前記検出器がそれぞれ横方向に2次元の空間分解のイオンX線像を撮影し、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビーム(16、18)の飛程を各前記ラスター点について前記イオンX線像内に特定するための、および、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビームの飛程の少なくとも2次元のマップを作成するための計算装置をさらに含んでいる、請求項16乃至22のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項24

前記標的体積(12)上に前記イオンビーム(18)を走査させるための走査装置(38)を含んでおり、前記制御装置(39)が、前記イオンビーム(18)が、線量堆積のために、前記少なくとも1つまたは複数の堆積段階(76)において前記標的体積(12)上に走査され、前記イオンビーム(18)が、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)の側面の少なくとも一部上に揺動されるように、前記走査装置(38)を制御するように形成されている、請求項16乃至23のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項25

前記制御装置(39)が、前記イオンビーム(18)が、前記少なくとも1つまたは複数の堆積段階(76)において、臨床標的体積(CTV、ICRU50)上に走査され、前記イオンビーム(18)が、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記臨床標的体積(12)から突出する内部標的体積(14、ITV、ICRU62)の側面の少なくとも一部上に揺動されるように、前記走査装置(38)を制御するように形成されている、請求項24に記載の照射設備。

請求項26

計算装置を含む請求項16乃至25のいずれか1項に記載の照射設備であって、前記計算装置が、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビームの飛程のシミュレーション設定値を算出するために、飛程シミュレーション計算を行うように、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンX線撮影用検出器(20)の測定値に応じて、前記イオンビームの実際の飛程を特定するように、および前記実際に特定された飛程を前記シミュレーション設定値と比較するように形成されている、照射設備。

請求項27

計算装置を含む請求項16乃至26のいずれか1項に記載の照射設備であって、前記計算装置が、前記X線撮影段階(74)において、前記標的体積の通過後の前記イオンビームの飛程の多次元のシミュレーション設定値マップ(DRRM)を作成するために、多数のラスター点について飛程シミュレーション計算を行うように、前記標的体積(12)の貫通後の前記イオンビームの実際の飛程を前記多数のラスター点について特定し、前記イオンビームのそれぞれの実際の飛程を含む多次元のイオンX線像を作成するように、および、前記イオンX線像を前記シミュレーション設定値マップと比較するように形成されている、照射設備。

請求項28

前記標的体積または移動サロゲートの移動を測定するための内部または外部の移動測定システム(54)を含んでおり、前記制御装置(39)が、前記移動測定システム(54)の測定結果を記録し、前記イオンX線撮影用検出器(20)のイオンX線像を記録し、前記測定結果と前記イオンX線像とを自動的に関連付けて、関連付けたデータに応じて照射を制御するように形成されている、請求項16乃至27のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項29

前記標的体積または移動サロゲートの移動を測定するための内部または外部の移動測定システム(54)を含んでおり、前記制御装置(39)が、前記X線撮影段階(74)と前記堆積段階(76)との間の移行を、前記移動測定システム(54)の測定結果に応じて制御するように形成されている、請求項16乃至28のいずれか1項に記載の照射設備。

請求項30

前記照射設備(1)が、前記少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階(74)において、前記標的体積(12)を2つ以上の方向から照射することにより、少なくとも1つの空間的に2次元より多次元のイオンX線像を撮影する、請求項16乃至29のいずれか1項に記載の照射設備。

技術分野

0001

本発明は、特に腫瘍治療のために、標的体積イオンビーム照射するための方法および照射設備に関する。

背景技術

0002

イオンビーム治療における腫瘍の移動は、この移動にも関わらず臨床標的体積が所定の線量で確実に覆われるようにするための、照射に対して特に困難な課題を突き付ける。このために、散乱ビームを用いたイオンビーム治療には、通常、特別に設計された安全境界線が使用され、これまではそれで十分とみなされていた。

0003

しかし、走査ビームの場合には干渉効果が生じるので、より進んだ対策が要求される。そのような対策には、いわゆるゲーティング、またはいわゆるビームトラッキングを用いたビーム応用が含まれるが、これらは腫瘍の移動、または、ビームを場合によっては遮断し(ゲーティング)、もしくは能動的に追跡する(ビーム・トラッキング)ためにリアルタイムで使用される腫瘍の移動のサロゲートを伝達する移動捕捉システムにそれぞれ基づいている。この信号の品質は、その精度が照射全体の精度に直接影響を与えるので、重要な役割を担っている。ゲーティングおよびビーム・トラッキングは、当業者に基本的に知られている。ゲーティングに関しては、例えば、Shinichi Minohara他、「Respiratory Gated Irradiation System for Heavy−Ion Radiotherapy」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.47、No.4(2000年)、1097〜1103頁、または、Christoph Bert他、「Gated Irradiation with Scanned Particle Beams」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.73、No.4(2009年)、1270〜1275頁を、ビーム・トラッキングについては、例えば、DE102004028035A1を参照されたい。これにより、これらの文献はそれぞれ参照によって組み込まれる。

0004

市場には多様な移動捕捉システムが出回っている。多くの移動捕捉システムは、いわゆる移動サロゲート、例えば、息の温度、腹壁の移動(1D、2D、または3D)、腹部胸部周囲、または呼気の流量を測定する。これに対して、他の移動捕捉システムは、腫瘍の移動を直接捕捉し、例えば、(X線不透過マーカーを埋め込む/埋め込まない)X線透視法無線トランスポンダ、または超音波に基づいている。その他、両者の利点を組み合わせるために、例えば、少なめの(高品質だが患者に対する線量負荷がある)X線透視法を(品質は劣るが患者に対する線量負荷がない)腹壁捕捉システムと神経的に結合させるなど、これらのシステムの組み合わせも使用されている。

0005

腫瘍の移動を直接捕捉するための移動捕捉システムは、しばしば患者への外科的介入、または、例えば、従来のX線透視法、特に高い画像捕捉率の場合に、患者への著しく高い線量負荷を伴う。外部のサロゲートに基づいた移動捕捉システムは、原理上、非常に非間接的な測定に制限されるので、とりわけ腫瘍の移動を捕捉する精度には改善の余地がある。また、例えば肺腫瘍の場合の腫瘍の移動は極めて複雑であることがあり、それぞれがあらゆる次元の併進成分、回転成分、および圧縮成分拡張成分を含んでいることがある。

0006

その上、ビームの飛程が非常に重要となるので、上述の全てのシステムは、標的体積の純粋に幾何学的な移動を観察するが、この移動は、イオン治療では、例えば4D−CTデータ・セットとの併用においてのみ使用される。つまり、照射の際の所望の線量の正確な堆積にとって、空間的な移動のみが決定的であるわけではなく、むしろ、空間的な移動が、例えば組織密度局所分布のような他の要因にも左右され得るイオンビームのエネルギー損失に与える影響が決定的である。

0007

そのため、これらの既知の方法は、特に精度の点でさらに改善の余地がある。

0008

EP2400506より知られている装置は、少なくとも2つの異なる粒子ビームを生成し、そのうちの第2の粒子ビームが標的体積の移動を検出するために使用される。このために、2つのイオン源を使用して、混合室に共に案内される異なる種類のイオンが生成される。

0009

しかし、この方法は、イオンの特定の組み合わせに対してしか使用することができず、加速装置の種類に左右される。さらに、両方のイオンビームの特定のパラメータは共通にしか変更することができない。そこで、本発明者らは、特に複雑性、柔軟性、およびEP2400506に記載された手法における両方のイオンビームの相互依存性による制約の点で、他の解決法を模索した。

0010

DE102004028035A1
EP2400506

先行技術

0011

Shinichi Minohara他、「Respiratory Gated Irradiation System for Heavy−Ion Radiotherapy」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.47、No.4(2000年)、1097〜1103頁
Christoph Bert他、「Gated Irradiation with Scanned Particle Beams」、Int.J.Oncology Biol.Phys.、Vol.73、No.4(2009年)、1270〜1275頁
Eros Pedroni他、「The PSI Gantry 2:a second generation proton scanning gantry」、Z.Med.Phys.14(2004年)、25〜34頁
Y.Iwata他、「Update of an Accelerator Control System for the New Treatment Facility at HIMAC」、Proceedings of EPAC08、Genoa、Italy、1800〜1802頁
Ugo Amaldi他、「High Frequency Linacs for Hadrontherapy」、Reviews of Accelerator Science and Technology、Vol.2(2009年)、111〜131頁

発明が解決しようとする課題

0012

したがって、本発明は、移動する標的体積にもかかわらず高精度の照射を可能とする、標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することを課題とする。

0013

本発明の課題の別の側面は、標的体積の移動が標的体積におけるエネルギー損失およびイオンビームの飛程に与える悪影響を可能な限り正確に特定することが可能な、移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することである。

0014

本発明の課題のさらに別の側面は、正確かつ柔軟な標的体積の移動捕捉を可能とする、加速装置から独立した、場合によっては容易に追加導入可能でさえある、移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法および照射設備を提供することである。

0015

本発明の課題は、独立請求項の対象によって解決される。本発明の有利な発展構成は、下位請求項に規定されている。

0016

照射中に移動する標的体積にイオンビームを照射するための方法が提供される。イオンビームは、まず加速装置によって生成、加速され、標的体積へ導かれる。加速装置は、特に、サイクロトロンまたはシンクロトロンのような円形加速器線形加速器、またはこれらの組み合わせを含んでいる。

0017

イオンビームという概念は、特に、陽子ビーム、または、例えば酸素もしくは炭素のような重イオンからなるビームと理解される。両出願者の開発によるこの種の照射設備が、例えば、ダルムシュタットの重イオン研究所(GSI Helmholzzentrum fuer Schwerionenforschung GmbH)、または、特に12Cイオンの照射を行っているハイデルベルク・イオンビーム治療センター(Heidelbelger Ionenstrahl Therapiezentrum(HIT))にある。しかし、パイオン等の他の荷電ハドロン粒子ビームを除外するものではない。

0018

本発明によれば、標的体積の照射を、少なくとも1つのX線撮影段階と少なくとも1つの堆積段階とに時間的に分割することにより、イオンビーム、すなわち同一のイオンビームのエネルギーを、少なくとも1つのX線撮影段階と少なくとも1つの堆積段階との間で時間的に変化させ、しかも、
i)少なくとも1つのX線撮影段階において、イオンビームの飛程が標的体積の末端ビーム方向において標的体積の後方)に位置することにより、少なくとも1つのX線撮影段階においてイオンビームが標的体積を貫通またはX線照射し、それにより、標的体積を貫通するイオンビームを標的体積の末端に配置されたイオンX線撮影用検出器で検出することによって、イオンビームを用いて標的体積のイオンX線像撮影するように、および
ii)少なくとも1つの堆積段階において、イオンビームの飛程が標的体積の内部に位置することにより、イオンビームが標的体積内で停止し、それにより、所定の、つまり照射計画計画された線量を標的体積内に堆積させるように、時間的に変化させる。

0019

イオンX線撮影を用いれば標的体積の移動を捕捉することができるが、その際、X線撮影および堆積が同一の、ただし異なるエネルギーを有するイオンビームで、時間的に連続して行われる。それによれば、X線撮影段階では、イオンビームがエネルギー分解および空間分解のイオンX線撮影用検出器内で停止されることによって、イオンX線撮影用検出器を用いてブラッグ最大値の位置を測定するために、ブラッグ最大値が患者の末端、より正確にはイオンX線撮影用検出器内に位置するように、ビーム飛程が設定される。つまり、このために、イオンビームのエネルギーが、X線撮影段階においては比較的高いX線撮影エネルギーに設定され、堆積段階においては比較的低い堆積エネルギーに設定される。それによれば、X線撮影段階と堆積段階との間の移行が、イオンビームのエネルギーの切り替えにある。

0020

例えば、600MeV/uの範囲のエネルギーE’で標的体積を基本的に完全に貫通する炭素イオンビームを生成し、照射計画に従って、このエネルギーE’をX線撮影に使用し、250MeV/uの範囲のエネルギーEまで低下させたエネルギーを線量堆積に使用する。

0021

つまり、有利なことに、同一のイオンビームを用いて、線量堆積もX線撮影も行うことが可能であり、単にエネルギーを変化させる、あるいは「切り替える」だけで十分である。これに関して、ビームのエネルギーの変更あるいは切り替えは、照射中に、特にリアルタイムで、例えば、シンクロトロンに基づく加速装置の場合は、いわゆるスピルの間に、またはスピル間の照射休止中に行うことができる。堆積エネルギーとX線撮影エネルギーとの間の変更または切り替えは、異なる等エネルギー層の照射のためのエネルギーのはるかに僅かな変更と混同してはならない。後者の場合は、ビーム飛程が数ミリメートル変更されるだけであり、場合によってはこの変更が追加的に行われる。有利なことに、時間的な分離によって、堆積およびイオンX線撮影の特定のパラメータを互いから独立して設定することができ、特に走査法の場合には標的体積の横方向のカバー範囲を設定することができる。

0022

有利なことに、本発明を用いれば高精度の移動追跡が可能になる。イオンX線像から、標的体積の移動によって引き起こされる飛程の変化を、間違いが生じやすいX線減衰から粒子飛程の変化への換算を使用せずに、直接特定することができる。つまり、イオンX線像では、標的体積の移動が、堆積の場合と同様に「見られる」が、これは、同一のイオンビームのエネルギー損失が特定されるからである。堆積とX線撮影との間の唯一の違いは、イオンビームのエネルギーであり、これによって、移動(併進、回転、圧縮拡張)の影響の違いが最小化される。言い換えれば、イオンX線撮影の際に、堆積の際にも異なるイオンエネルギーまで生じる、標的体積の移動による同一の物理的影響が測定されるが、その影響を非常に正確に算出することができる。さらに、従来のX線透視法と比べて、より低い線量が考慮される。

0023

有利なことに、この方法は、それにもかかわらず、加速装置の大規模改造を伴わずに実施することができる。特に容易には、例えば、加速装置を比較的高いX線撮影エネルギーに設定し、次に、受動的なエネルギー変調器を用いて、1つまたは複数の堆積段階において、イオンビームをエネルギー変調器内で減速させることによって、比較的高いX線撮影エネルギーから比較的低い堆積エネルギーまで低下させる。これにより、腫瘍の照射(堆積)およびX線撮影を交互に行うとともに、リアルタイムで標的の移動に応じて照射を制御することができるほど、イオンビームのエネルギーを十分な速度で容易に変化させることが可能になる。このために、例えば、デジタルの、例えば自転するケーキ形状のエネルギー変調器が標的体積の先端(ビーム方向において標的体積の前方)にビームを通過させるが、その際、ケーキ形状の一片欠けているので、ビームのエネルギーおよび飛程を標的体積内のある位置と患者の末端の位置との間で変調することができる。欠けた一切れのケーキの領域ではイオンビームのエネルギーが変更されず(X線撮影段階)、残りの領域では、イオンビームのエネルギーが変調器の材料内で減速することによって堆積エネルギーまで低下される。この特にデジタルの変調器の場合もやはり、ビーム・トラッキングにおいてビーム飛程を標的体積の移動に能動的に追従させるためのくさびシステムと混合すべきではないが、このシステムは場合によっては追加的に設けられている。

0024

代替的に、例えば、Eros Pedroni他、「The PSI Gantry 2:a second generation proton scanning gantry」、Z.Med.Phys.14(2004年)、25〜34頁に記載されているように、二元の変調板によってエネルギーを変更することができ、または、例えば、Y.Iwata他、「Update of an Accelerator Control System for the New Treatment Facility at HIMAC」、Proceedings of EPAC08、Genoa、Italy、1800〜1802頁に記載されているように、シンクロトロンに基づく加速の場合、フラットトップ上の設定を変化させることによってエネルギーを変更することができる。これらの文献はこれにより、参照によって組み込まれる。しかし、これにより、参照によって組み込まれる、Ugo Amaldi他、「High Frequency Linacs for Hadrontherapy」、Reviews of Accelerator Science and Technology、Vol.2(2009年)、111〜131頁に記載されているような、いわゆるCyc−LINACを使用することも可能である。Cyc−LINACでは、X線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間の切り替えのために必要となるような規模の飛程の急増が、線形加速器の個々の空洞のオンオフによって行われる。それによれば、エネルギーの変更が、好適には加速装置内での加速後に初めて行われ(受動的な変調器)、または加速の終わりに行われる(Cyc−LINAC)が、いずにしても好適には加速前には行われない。

0025

それによれば、特にイオンX線撮影用検出器はエネルギー分解の検出器であり、標的体積の貫通後のイオンビームの(残留)エネルギーを測定する。これにより、標的体積の貫通によって生じるエネルギー損失を算出することが可能になり、これを元に、この場合も標的体積の移動が堆積に与える影響を特定することができる。

0026

つまり、イオンの種類および電荷が同一でありエネルギーのみが異なっているという意味で、特に同一のイオンビームが堆積およびイオンX線撮影に使用される。つまり、エネルギーが時間的に連続して変更される同一のイオンビームが使用されるが、2つの異なるイオンビームが同時に使用されることはない。

0027

言い換えれば、イオンX線撮影および堆積が、時間的に前後して、かつこの前提の枠内で互いから独立して行われる。特に、X線撮影段階においては堆積されず、および/または堆積段階においてはイオンX線撮影されない。

0028

本発明の好ましい一実施形態によれば、標的体積の照射を複数のX線撮影段階および複数の堆積段階に時間的に分割し、
イオンビームのエネルギーを、特に照射中または照射休止中に、X線撮影段階と堆積段階との間で、周期的に交互に、
i)X線撮影段階において、イオンビームの飛程が標的体積の末端に位置することにより、X線撮影段階においてイオンビームが標的体積を貫通またはX線照射し、標的体積の末端に配置されたイオンX線撮影用検出器によってイオンビームを検出することによって、イオンビームを用いて標的体積のイオンX線像を撮影し、
ii)堆積段階においいて、イオンビームの飛程が標的体積内に位置することにより、イオンビームを標的体積内で停止させ、それにより、それぞれ所定の線量を標的体積内に堆積させるように、交互に切り替える。

0029

有利なことに、X線撮影段階の時系列を標的体積の移動位相適合させることができる。代替的または追加的に、X線撮影段階の時系列を加速装置の取り出し段階(例えば、シンクロトロンの場合はスピル)に、および/または、標的体積が連続的に照射される等エネルギー層に分割されている場合には、等エネルギー層の照射の経過に適合させることができる。

0030

堆積段階において、それぞれ所定の線量を等エネルギー層内に堆積させるために、標的体積の異なる等エネルギー層にイオンビームを衝突させる場合、例えば、少なくとも線量堆積のために各等エネルギー層を照射する前に、i)によるX線撮影測定を行うことができ、および/または、各移動位相または各スピルの開始時にイオンX線撮影測定を行うことができる。

0031

好適には、少なくとも1つまたは複数の堆積段階にけるイオンビームの強度は、少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階における強度より著しく高く設定されるが、これを同様にリアルタイムで制御することができる。これにより、有利には、患者の線量負荷を低く抑えることができる。

0032

標的体積が照射中に周期的に移動する標的体積、例えば、呼吸の際の肺腫瘍である場合、標的体積の周期的な移動が複数の移動位相に分割される。本発明に関して、少なくとも1つのX線撮影段階または複数のX線撮影段階の継続時間を、それぞれ移動位相の継続時間より長くならないように選定することが有利である。そうすれば、所望であれば、各移動位相において、好適には各移動位相の開始時に、イオンX線撮影測定を行うことができる。言い換えれば、上記に定義した工程i)およびii)が同一の移動位相において行われる、あるいは、X線撮影段階および堆積段階が少なくとも部分的に同一の移動位相内に位置する。

0033

有利には、これにより、特に正確かつ確実な移動の追跡が達成される。

0034

特に好ましくは、本発明は、標的体積の移動を補償するためのイオンビームの能動的な追跡(いわゆるビーム・トラッキング)を用いた照射と組み合わされる。好適には、イオンビームの能動的な追跡、すなわちビーム・トラッキングが、イオンX線撮影用検出器を用いて行われるイオンX線撮影測定に応じて制御される。このX線撮影測定に応じたイオンビームの能動的な追跡(ビーム・トラッキング)の制御は、同様にリアルタイムで行うことができる。

0035

有利には、X線撮影と堆積との間の時間的な分離によって、イオンビームをX線撮影段階および堆積段階において互いから独立して制御することができる。特に、イオンビームをX線撮影段階において、堆積から独立して、標的体積の横方向の広がりにわたって制御することができる。

0036

本発明の好ましい一実施形態によれば、イオンX線撮影用検出器は空間分解の検出器として形成されているので、少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階において、イオンビームの(水等価)飛程の少なくとも2次元のマップを作成するために、標的体積の多数のラスター点が貫通されて標的体積の貫通後のイオンビームの飛程がラスター点のそれぞれについてイオンX線像内で特定されることによって、好適には内部標的体積(ICRU62によるInternal Target Volume、ITV)の少なくとも一部の横方向の2次元の空間分解のイオンX線像が撮影される。このイオンビームの飛程のマップは、例えば、少なくとも1つの後続の堆積段階用のモニタリング情報または制御情報として使用することができる。

0037

標的体積をイオンX線像内に少なくとも2次元で描写することにより、有利には、標的体積の移動を特に正確かつ確実に追跡することが可能になる。

0038

照射方法が走査法、例えばラスター走査法である場合、イオンビームがいわゆるペンシル・ビームとして、少なくとも1つの堆積段階または複数の堆積段階において、臨床標的体積の少なくとも一部上に走査され、少なくとも1つのX線撮影段階または複数のX線撮影段階において、標的体積の側面の少なくとも一部上に揺動される。

0039

これにより、有利には、細いペンシル・ビームを使用するにもかかわらず、横方向の2次元のイオンX線像を撮影することが可能になる。さらに、X線撮影測定のための揺動を、堆積の際の走査から独立して行うことができる点が有利である。

0040

飛程損失を、所望であれば、堆積のラスター点に基づいた損失より細かく事前算出することができるので、このことは特にさらに有利である。このことは、例えば、ビームが高速で比較的広い領域上を走らされる揺動について、公称ラスター位置に限定されることなく、より多くの、さらには全ての位置を直接比較できるという利点がある。より細かい分解は、例えば、CTボクセル・サイズほどの規模であり得る。CTボクセル・サイズは、例えば僅か約1mmであるが、走査法を用いた照射の際のラスター点の間隔は、通常、2から3mmの範囲内である。

0041

走査法では、少なくとも1つまたは複数の堆積段階において、イオンビームが臨床標的体積(ICRU50によるいわゆるClinical Target Volume、CTV)上に走査される。好ましくは、少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階において、イオンビームが、臨床標的体積から突出する内部標的体積(ICRU62によるITV)の側面の少なくとも一部上に揺動される。

0042

このような高速の揺動によって、ビームの横方向位置が内部標的体積(ITV)の全領域、同時に全ての移動位相における臨床標的体積の広がり全体上を走らされる。この内部標的体積全体の揺動は、1msから1000msの間、例えば10ms、50ms、100ms、または500msの範囲内の時間間隔で行われるので、この時間内に内部標的体積の横方向の2次元のX線像を撮影することができる。

0043

言い換えれば、X線撮影測定の際に臨床標的体積(CTV)より広い領域が照射される場合、特に、全ての移動状態において臨床標的体積(CTV)を撮像する少なくとも内部標的体積(ITV)が覆われる場合、有利には、標的体積の移動振幅全体を覆うことができる。

0044

さらに、イオンビームの飛程のシミュレーション設定値を算出するために、飛程シミュレーション計算を行うことができる。次に、X線撮影段階における照射中に、標的体積の貫通後のイオンビームの実際の(水等価)飛程が特定され、特定された実際の飛程がシミュレーション設定値と比較される。

0045

多数のラスター点について飛程シミュレーション計算を行い、イオンビームの飛程の多次元のシミュレーション設定値マップ(いわゆる「レンジ・マップ」)を作成することが特に有利である。次に、X線撮影段階における照射中に、標的体積の貫通後のイオンビームの実際の飛程が、同様に多数のラスター点について特定され、これを元に、イオンビームのそれぞれの実際の飛程を含む多次元のイオンX線像が作成され、このイオンX線像がシミュレーション設定値マップと比較される。

0046

シミュレーション飛程アップ、いわゆるレンジ・マップ、特に、いわゆるデジタル再構成レンジ・マップ(DRRM)の事前算出によって、および測定とシミュレーション計算との相応の比較によって、その際、有利には、標的体積の移動とイオンビームの移動との間の整合がもたらされ、その際、潜在的に、移動および飛程変更に関するパラメータだけでなく、両者の間の干渉、特に相互作用またはパターンに関してのパラメータをも獲得することができる。

0047

本発明の別の好ましい実施形態によれば、相応な内部または外部の移動測定システム運動センサとも呼ばれることがある)を用いて、標的体積の移動あるいは移動サロゲートが測定される。本発明によれば、測定結果が、イオンX線撮影用検出器を用いて撮影されたイオンX線像と、例えば、相応にプログラムされたマイクロコンピュータによって自動的に関連付けられ、関連付けられたデータに応じて照射が制御される。

0048

しかし、より容易に、X線撮影段階と堆積段階との間の移行を、移動測定システムの測定結果に応じて制御することもできる。

0049

例えば、外部の移動サロゲートとの組み合わせとして、サロゲート情報を使用することにより、臨床標的体積(CTV)または臨床標的体積(CTV)の個々のテスト箇所が計画された位置にあるかどうかがX線像ごとに検証される移動位相が決定される。

0050

さらに、少なくとも1つまたは複数のX線撮影段階において、標的体積を2つ以上の方向から照射することができ、これにより、少なくとも1つの空間的に2次元より多次元のイオンX線像(「2.5D捕捉」)が撮影される。このことは、2つ以上のビーム管を有する照射場にとって有利である。ここでは、2つ以上の方向からのX線像を撮影することが可能であり、それにより、2.5D捕捉が可能である。また、ガントリについては、「ラピッドアーク(RapidArc)」に似た照射も考えられるが、この場合、ここでも複数の異なる方向からのX線像を照射時間内に撮影することができ、したがって、適切な再構成アルゴリズムによって3Dの移動および飛程を構成することができる。それにより、4DイオンCTの撮影も可能である。

0051

概して、これにより、標的体積の移動に関する非常に包括的な情報が得られる。

0052

つまり、集められたデータが予測値に関してリアルタイムで評価されるが、このためにX線透視法より知られている方法を使用することができる。つまり、とりわけ測定とデジタル再構成レンジ・マップ(DRRM)(さらには4Dのマップ、すなわち4DCTの移動位相ごとのDRRM)との比較を用いることができ、または、X線撮影と他のサロゲート、あるいは並行して撮影されるX線透視法データ/X線撮影データとの間の相関モデルを使用することができる。

0053

本発明の簡素な一態様によれば、撮影されたイオンX線像に応じて、例えば、飛程シミュレーションとエネルギー損失測定との比較の際に、所定の限界値を超えた場合に、インターロック信号が生成され、この信号を用いて照射が中断される。

0054

したがって、本発明は原理上、純粋な移動モニタリングに限定されるのではなく、得られたDRRMの検証も可能であるので、例えば偏差が大きすぎる場合には照射を中断し、場合によっては新たに計画することさえ可能である。これに関して、本発明は、イオンX線撮影用検出器がイオンエネルギーを測定し、それによって、(代替サイズのみを捕捉する方法とは対照的に)線量に関連する要因が粒子飛程を用いて直接捕捉されるので、特に有利である。

0055

照射される解剖学的領域におけるコントラストによっては、マーカー(ゴールドボールカーボン・ボール等)を埋め込むことにより、イオンX線像内に可視点画定することもできる。本発明はさらに、フラクション内で移動する、または静的な頭頸部の照射の場合にも適用することができ、それにより、予期せずに移動が生じた場合のために、例えば保存が可能になり、またはインターロック信号を利用することができる。

0056

本発明によれば、上述の方法を実施することが可能な、移動する標的体積にイオンビームを照射するための照射設備も提供される。このために、この照射設備は、
イオンビームを生成および加速するための、ならびにイオンビームを標的体積に導いて向かわせるための、加速およびビーム誘導装置と、
照射設備を制御するための制御装置と、
照射中、または少なくも1つのX線撮影段階と少なくとも1つの堆積段階との間の照射休止中に、イオンビームのエネルギーを時間的に変化させるための、特に、追加的に、異なる等エネルギー層内への線量堆積のための飛程を変更するための、装置であって、この装置を用いて、
i)少なくとも1つのX線撮影段階において、イオンビームのエネルギーが比較的高いX線撮影エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が標的体積の末端あるいは患者の末端(ビーム方向において後方)、より正確にはイオンX線撮影用検出器内に位置するので、イオンビームが標的体積を貫通またはX線照射し、
ii)少なくとも1つの堆積段階において、イオンビームのエネルギーが比較的低い堆積エネルギーに設定され、このエネルギーでは、飛程が標的体積の内部に位置し、イオンビームが標的体積内で停止されることにより、計画された線量が標的体積内に堆積される、装置と、
標的体積を貫通するイオンビームがX線撮影段階においてイオンX線撮影用検出器内で停止および検出されることによって、標的体積のイオンX線像を撮影するための、標的体積の末端に配置されたイオンX線撮影用検出器と、を含んでいる。

0057

好適には、この装置は、特に照射中または照射休止中に、イオンビームのエネルギーを時間的に変化させるために、および追加的に、堆積段階において等エネルギー層に衝突させるための飛程を変更するために、複数のX線撮影段階および複数の堆積段階の周期的な連続において、イオンビームのエネルギーをX線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間で交互に切り替える。

0058

イオンX線撮影用検出器は、特に、各X線撮影段階において新たなX線像を生成でき、場合によっては照射をリアルタイムで制御できるほどの時間的分解能を備えている。

0059

制御装置は、好適には、堆積段階において、標的体積の異なる等エネルギー層にイオンビームが衝突されることにより、それぞれ所定の線量が等エネルギー層内に堆積され、少なくとも照射前に、各等エネルギー層への線量堆積のために、イオンX線撮影用検出器を用いてX線撮影測定が行われるように、照射設備を制御する。

0060

好適には、受動的なエネルギー変調器が使用され、その際、イオンビームが加速器によって、まずはX線撮影エネルギーで生成され、堆積段階においてエネルギー変調器の材料内で減速することによって堆積エネルギーまで低下される。受動的なエネルギー変調器は、例えば、一切れのケーキ形状の切欠きのある円盤であり、イオンビーム内で回転することにより、イオンビームが周期的に交互に円盤の材料を貫通し、その際に堆積エネルギーまで減速される(堆積段階)、または減速されずに一切れのケーキ形状の切欠きを通過する(X線撮影段階)。

0061

また、好適には、制御装置は、イオンビームの強度が標的体積内での堆積の際にX線撮影測定の際の強度より高いことにより、X線撮影測定による患者への追加の放射線負荷が低く抑えられるように照射設備を制御する。

0062

好適には、マイクロ・コンピュータが照射の準備時に、例えば呼吸によって周期的に移動する標的体積の移動を複数の移動位相に分割する。ケーキ形状のエネルギー変調器を用いる場合、その形状および回転速度は、好適には、移動位相の継続時間よりX線撮影段階の継続時間が短くなるように、移動位相の継続時間に適合される。

0063

標的体積の移動を補償するためのイオンビームの能動的な追跡(ビーム・トラッキング)用の装置が設けられている場合、これにより、イオンX線撮影用検出器を用いて撮影されたイオンX線像に応じてビーム・トラッキングを制御するために制御装置が連動する。

0064

イオンX線撮影用検出器は、好ましくはエネルギー分解および空間分解の検出器であり、それぞれエネルギーの、および横方向に2次元の空間分解の、内部標的体積(ITV)の少なくとも一部のイオンX線像を撮影する。次に、計算装置が標的体積の貫通後のイオンビームの飛程を各ラスター点について特定し、標的体積の貫通後のイオンビームの飛程の2次元のマップを作成する。

0065

好適には含まれる、イオン・ペンシル・ビーム(直径が通常数ミリメートル)を走査させるための走査装置は、イオンビームが線量堆積のために2次元または3次元で標的体積上に走査され、X線撮影のために標的体積の側面の少なくとも一部上に、時間的に連続しながら堆積のための走査とは独立して揺動されるように、制御装置によって制御される。走査および揺動には同一の走査マグネットを使用することができるが、例えば、揺動に使用するには走査マグネットの速度が十分でない場合は、揺動用の別のマグネットを設置することも考えられる。

0066

制御装置は、例えば、イオンビームが、線量堆積の際に臨床標的体積(CTV、ICRU50)上に走査され、X線撮影の際に臨床標的体積より広い横方向の面、特に内部標的体積(ITV、ICRU62)上に揺動されるように、(個別の揺動マグネットを備えた/備えていない)走査装置を制御する。

0067

上述の飛程シミュレーション計算は、通常、相応にプログラムされたマイクロ・コンピュータによって行われる。このマイクロ・コンピュータはさらに、実際に特定された飛程との比較を行い、続いて、好適にはリアルタイムで制御信号を生成し、この制御信号を用いて、例えば照射が調節または中断される。同様のことが、実際に測定された多次元のX線像をシミュレーション設定値マップと比較する実施形態にも当てはまる

0068

特に、制御装置は、移動測定システムの測定結果およびイオンX線撮影用検出器のイオンX線像を記録し、測定結果とイオンX線像とを自動的に関連付けて、続いて、この関連付けたデータに応じて照射を制御する。

0069

代替的に、制御装置は、移動測定システムの測定結果に応じて、X線撮影段階と堆積段階との間の移行を制御する。

0070

さらに好適には、照射設備は複数のビーム管および/または回転可能なガントリを備えており、これらを用いて、標的体積を2つ以上の方向から照射することにより、空間的に2次元より多次元のイオンX線像を撮影することができる。

0071

本発明による方法および照射設備は、特に腫瘍治療のために形成されている。しかし、これらを、人間または動物の体に属していない標的体積を照射するためにも使用することができる。例えば、特に移動シミュレーション用の標的体積を有するファントムを照射することができる。

0072

以下では本発明を、実施例に基づいて図面を参照しながらより詳細に説明する。同一および同様の要素には部分的に同一の符号が付されており、異なる実施例の特徴を互いに組み合わせることができる。

図面の簡単な説明

0073

散乱イオンビームを用いた移動する標的体積の照射に関する概略図。
走査イオンビームを用いた移動する標的体積の照射に関する概略図。
従来技術による散乱イオンビームを有する照射設備の概略図。
従来技術による走査イオンビームを有する照射設備の概略図。
本発明の一実施形態による走査イオンビームとエネルギー変調器とを有する照射設備の概略図。
本発明の別の実施形態による走査イオンビームとエネルギー変調器とを有する照射設備の概略図。
本発明の別の実施形態による下流に線形加速器を有する照射設備の概略図。
移動測定システムと組み合わせた標的体積の照射の概略図。
2つの異なる方向からの標的体積の照射の概略図。
回転するガントリを用いた標的体積の照射の概略図。
本発明の一実施形態によるX線撮影段階および堆積段階の時間経過の図。
本発明の別の実施形態によるX線撮影段階および堆積段階の図。
本発明の別の実施形態によるX線撮影段階および堆積段階の図。
本発明の一実施形態による照射のフロー図。
本発明の一実施形態によるDRRMを用いたリアルタイム評価のフロー図。
本発明の一実施形態によるサロゲート測定と組み合わせた照射のフロー図。

実施例

0074

図1には、ICRU50による臨床標的体積12(CTV)としての腫瘍が、基準移動位相12a内に示されている。腫瘍12は囲みの内部で移動し、この内部には例示的に移動状態12a、12b、12c、および12dが撮像されている。この囲みはICRU62による内部標的体積14(internal target volume、ITV)を形成している。

0075

イオンX線撮影用検出器20を用いて、X線撮影測定によって内部標的体積14全体における飛程分布に関する情報を得るために、通例、散乱イオンビーム16を用いた受動的な照射ではさらなる措置が必要とならない。というのは、いずれにせよ内部標的体積14全体が同時に照射されるからである。

0076

図2には、走査イオンビーム18を用いた臨床標的体積12の照射が示されている。イオンX線撮影用検出器20を用いて、X線撮影測定によって内部標的体積14全体における飛程分布に関する情報を得るために、ここでは、イオンビームが内部標的体積14の全体上に揺動されるが、これが概略的に点線矢印18で表されている。揺動の際、細いペンシル・ビームが内部標的体積14全体の横方向の広がり上を高速で走らされるが、これに関して、第2の横方向の次元は図面の紙面に対して垂直であるので、図2には1次元のみが図示されている。

0077

場合によっては、測定された飛程分布が、例えばデジタル再構成レンジ・マップ(DRRM)と比較される。代替的に、実際のラスター位置または複数の代表として衝突されるラスター位置にてイオンX線撮影用検出器20を用いて行われるX線撮影測定を、DRRMと比較することによっても、実際のビーム位置あるいは様々なビーム位置に関する情報を得ることができる。

0078

言い換えれば、デジタル再構成レンジ・マップ(DRRM)において、その所定の方向から所定の位置で所定のエネルギーでCT(または4D−CTの位相)によって放射されるX線撮影ビームの予測飛程損失が、多数のビームについて保存される。X線撮影時に、X線撮影測定の測定値がDRRMと比較される。これにより、例えば、移動サロゲートの移動位相の決定が検証され、または、X線撮影測定に応じて移動位相が独立して画定される。

0079

図3には、サイクロトロン24およびビーム誘導装置26を含む加速装置22を備えた既知の照射設備1が示されている。イオンビーム16は散乱システム28(scattering system)によって散乱される。続いて、飛程変調器30(range modulator)および飛程シフター32(range shifter)によって飛程が拡大される。

0080

続いて、散乱イオンビーム16がコリメータ34によって内部標的体積の広がり上に平行化される。線量場は、補償器36によって、標的体積の末端の輪郭に適合される。加速装置22から放出された状態の、本来の細いイオンビーム16は、散乱システムおよび後続の多様なビーム形成装置によって標的体積に適合される。これに関して、完全に受動的なビーム・モデル化システムが用いられる。

0081

図4には、例えばダルムシュタットのGSIで使用されているような、強度制御されたマグネット走査システムを備えた既知の照射設備1が示されている。加速装置22はこの例では、シンクロトロン24’と、標的体積12に照射するためにイオンビームを照射室(不図示)に導くビーム誘導装置26とを含んでいる。ペンシル・ビーム(独語:Bleistiftstrahl)でもある細いイオンビーム18は、X方向およびY方向にイオンビーム18を走査させるための高速走査マグネット38a、38bを含む走査装置38によって、標的体積の横方向の広がり上に走査される。標的体積を3次元で走査するために、ブラッグ・ピークが複数の等エネルギー層13aから13i上を走査される。イオンビーム18は、例えば、80から430MeV/uの12Cイオンビームである。イオンビーム18の相応なビーム・パラメータは、シンクロトロン制御システム40によって制御され、シンクロトロン24’によってパルス化されて供給される。通常、これらの等エネルギー層13aから13iは、末端(最大エネルギー、Emax)から先端(最小エネルギー、Emin)へと走査される。標的体積12の走査は、まず、準備段階、いわゆる照射計画において準備されるが、この段階では、治療制御システム42に保存される照射計画が算出および確定される。治療制御システム42は、シンクロトロン制御システム40と交互に連動し、とりわけ走査装置38の電源44を制御することにより、線量堆積のために各ラスター点を制御する。さらに、ビーム位置はビーム位置モニタ46によって監視され、治療制御システム42に伝達される。

0082

図5を参照すると、図4に対応する走査システム38を備えた照射設備が図示されている。本発明によれば、ケーキ形状のエネルギー変調器48が標的体積の先端あるいはビーム位置モニタ46の先端に配置されている。この例では、エネルギー変調器48が走査装置38の末端に配置されている。標的体積12の本来の照射、すなわち線量堆積は、治療エネルギーあるいは堆積エネルギーEで行われる。ただし、加速装置22は、著しくより高いX線撮影エネルギーE’=E+dEを供給し、ここでdEはケーキ形状のエネルギー変調器48を通過する際のエネルギー損失に対応している。エネルギー変調器48は回転することによって、堆積段階とX線撮影段階との間の時系列を定義する。ビームがエネルギー変調器を、つまり、変調器材料が位置する大きい領域48を通過する時には、エネルギー変調器48が、イオンビーム・エネルギーをX線撮影エネルギーE’から堆積エネルギーEまで低下させるので、それにより、標的体積を通常通りに照射することができる。これが実線50で表されている。イオンビームがエネルギー変調器の切込み部48bを通過する時間には、エネルギー損失dEが生じないので、X線撮影エネルギーE’=E+dEが患者に到達する。X線撮影エネルギーE’あるいはエネルギー損失dEは十分に大きく選定されるので、標的体積、および治療照射の場合には患者の全体が、イオンビームによって完全に貫通される。これが破線52で表されている。この場合、標的体積12の末端に配置され、少なくとも内部標的体積の全体を覆うサイズを有する、空間分解およびエネルギー分解のイオンX線撮影用検出器20を用いて、標的体積12内あるいは患者内でのエネルギー損失を空間分解によって測定することができる。したがって、このX線撮影段階ではイオンX線撮影測定が、X線撮影エネルギーE’で、イオンX線撮影用検出器20を用いて行われる。例えば、X線撮影エネルギーは、E’=約600MeV/uであり、堆積エネルギーは、E=約250MeV/uであり、エネルギー変調器でのエネルギー損失は、dE=約350MeV/uである。

0083

この例では、空間分解およびエネルギー分解のイオンX線撮影用検出器20は、61までの平行な電離箱スタックを含んでおり、電離箱の間にはそれぞれPMMAからなる吸収板が挿入されている。吸収板の厚さは要求に応じて0.5mmから5mmの間で選定される。イオンX線撮影用検出器20は、水等価飛程を90mmあるいは90mmまで低下させることができる、固定または可変先行吸収体をさらに含んでいてもよい。イオンX線撮影用検出器20の活性表面は、例えば300×300mm2であり、それにより、イオンビーム18用の200×200mm2の少なくとも1つの測定フィールド利用可能になる。

0084

エネルギー変調器48は、照射設備1の制御装置39と連動する。制御装置39はエネルギー変調器48の回転を制御することができ、および/またはエネルギー変調器48はその各角度位置に関するフィードバックを制御装置39に与えることにより、とりわけ、加速装置22および走査装置38の制御、ならびに回転するエネルギー変調器48によって定義されるX線撮影段階および堆積段階を、時間的に互いに調整する、あるいは同期させる。

0085

照射設備1は、追加的に、標的体積12の移動に関する情報を制御装置39に伝達する、それ自体は既知の移動測定システム54をさらに含んでいる。この情報は、内部の移動測定システムによる直接の移動情報、または外部の移動測定システムによるサロゲート情報であってもよい。

0086

追加の内部または外部の移動測定システム54の使用に関して、例えば以下のシステムが考慮の対象となる。内部の移動測定システムとしては、
・kV/MV画像化(光子)X線透視法
−マーカー埋め込みあり
− マーカー埋め込みなし
・埋め込まれた電磁トランスポンダ
・超音波
移動サロゲートを測定するための外部の移動測定システムとしては、
・患者の呼吸測定
体積測定
温度測定
気流速度測定
・患者表面の測定
− 塗布されたマーカー(例えば、赤外線放射体)の撮影
体表面の撮影用ステレオカメラ
異なる移動測定システムを組み合わせてもよい。

0087

図6を参照すると、本発明の代替の実施形態が図示されており、この実施形態では、エネルギー変調器が走査装置38の先端に配置されている。この例では、エネルギー変調器が二元のエネルギー変調板48’として形成されており、これらのエネルギー変調板48’がイオンビーム18のビーム路進入する、あるいはビーム路から退出することによって、X線撮影エネルギーから堆積エネルギーへのビーム・エネルギーの低減を定義する。エネルギー変調板48’の退出によって、ビーム・エネルギーが堆積エネルギーEからX線撮影エネルギーE’=E+dEにまで高められるので、標的体積12、あるいは腫瘍治療の場合は患者全体が、イオンビームによって貫通されることにより、X線撮影測定を行うことができる。エネルギー変調板48’の進入によって、加速装置によって供給されるX線撮影エネルギーE’が堆積エネルギーEまでdE分だけ低下されることにより、照射計画に規定された線量が堆積されるように標的体積12が照射される。これが図6に実線50で表されているが、ここでは例示的に末端から見て4番目の等エネルギー層13dが照射されている。

0088

この例では、エネルギー変調器48’が走査装置38の先端に配置されているので、走査装置38、および場合によっては、エネルギー変調器48’のさらに末端に配置されたマグネットを、ビーム誘導に合わせて再調節しなければならない。これを、制御装置39によって制御される、相応に高速のマグネット・システムを用いて、リアルタイムで行うことができる。走査装置38の前方にエネルギー変調器を配置することには、エネルギー変調器内で生成されるフラグメントによる患者への負荷が軽減されるという利点がある。図5に図示されているように走査装置の末端あるいは患者の前方にエネルギー変調器を配置することには、走査装置38およびさらなるビーム誘導要素の相応の再調整を省略できるという利点がある。

0089

図7には別の実施例が示されており、この実施例では、X線撮影エネルギーと堆積エネルギーとの間のエネルギーの変更が加速装置22によって行われる。これには、例えば下流に線形加速器58を備えたサイクロトロン24が適している。その他の点では、この構成は、図5および図6の構成に基本的に対応している。図5および図6で使用されている受動的なエネルギー変調器48、48’とは異なり、堆積エネルギーとX線撮影エネルギーとの間のエネルギーの変更が、この例では、下流の線形加速器58を用いて行われている。堆積段階のために、1つまたは複数の加速空洞58aから58gがオフされることにより、イオンビームのエネルギーがX線撮影エネルギーから堆積エネルギーまで低下される。これには例えば、上記で引用したUgo Amaldi他のレビュー記事に記載されているCyc−LINACを使用することができる。

0090

図8には、本発明によるX線撮影用検出器20を用いたX線撮影測定と組み合わせた移動測定システム54が示されている。それ自体は既知である移動測定システム54は、標的体積の移動に関するデータを制御装置39に伝達する。イオンX線撮影用検出器20は、X線撮影段階において、標的体積12あるいは患者15を通過するイオンビーム18を用いて、標的体積(および周囲組織)のイオンX線像を撮影する。制御装置39は、イオンX線撮影測定60を、例えば患者胸部のステレオカメラ像の形式のサロゲートであってもよい、移動測定システム54の測定と比較する。移動測定システム54を用いて、まずは、それ自体は既知の方法で、患者の移動位相を決定することができる。移動測定システム54を用いて決定された移動位相は、ビーム・アプリケータ62、例えばゲーティングまたはビーム・トラッキングに流入するが、この移動位相が、この移動位相において予測されるイオンX線撮影結果と一致していることが制御装置39によって確認された場合、照射が継続される。他方、イオンX線撮影結果が、予測されるイオンX線撮影結果との一致の所定の閾値を超えた場合には、制御装置39がビーム・アプリケータ62を停止する、またはこれを適合させる。

0091

図9には本発明の一実施形態が示されており、本実施形態では、標的体積12あるいは患者15に2つの異なる方向からイオンビーム18が照射される。イオンX線像を撮影するために、対応する2つのイオンX線撮影用検出器20が設けられている。この例のように、少なくとも2つの異なる方向からイオンビーム18で照射する場合、複数の異なる方向からのイオンX線像が利用可能になる。イオンX線撮影測定60によって少なくとも2つの異なる方向から得られる情報は、個々のX線像の純粋に2次元の情報より優れているものの、完全な3次元のX線撮影情報にはまだ至らない。そのため、この種の照射は2.5DX線撮影と呼ばれている。いずれにしても、選択的に各イオンX線像を用いてビーム・アプリケータ62を制御することができる。

0092

図10には、回転するガントリを備えた一実施例が示されており、この例では、ビーム・アプリケータ62の回転が矢印64で表されている。イオンX線撮影用検出器20は、ビーム・アプリケータに対向して、同様にガントリ(不図示)と共に回転するが、これが矢印66で表されている。したがって、これによりいわゆるラピッドアーク(RapidArc)法(光子)と同様に、ビーム出口およびイオンX線撮影用検出器20をX線撮影照射中に患者周りに回転させることができるので、レントゲンCTの場合と似た3DイオンX線像を作成することができる。ただし、ここでは追加的にイオンX線像に固有の飛程情報が含まれている。

0093

図11は、X線撮影段階および堆積段階の時間系列の一実施例が示されている。上方のグラフ72には、比較的高いX線撮影エネルギーを有するX線撮影段階74と比較的低い堆積エネルギーを有する堆積段階76との間で周期的に切り替えられるイオンビームのエネルギーが示されている。イオンビームのエネルギー72とは反対にイオンビームの強度78が制御されている。すなわち、X線撮影段階74では堆積段階76より低いイオンビームの強度が適用されている。そのため、本発明による方法では、有利なことに、放射線負荷が比較的低い。堆積段階に対してX線撮影段階におけるイオンビーム強度を減少させる倍数は、例えば、揺動マグネットの速度およびX線撮影用検出器20の特性によって左右される。揺動マグネットおよびイオンX線撮影用検出器20の動作が遅いほど、通例、強度の減少をより大きく選定することができる。基本的に、堆積段階に対するX線撮影段階における10から100倍の強度の減少が可能であろう。

0094

図11に図示の例では、X線撮影段階と堆積段階との間の移行の周期が、堆積のための走査装置38を用いた標的体積12の走査に合わせられる。例えば、所定数のラスター点、例えば100のラスター点の照射後に、堆積段階76からX線撮影段階74への移行が行われる。したがって、堆積段階76の継続時間は、100のラスター点の照射の継続時間と一致する。X線撮影段階74の継続時間は、堆積段階76の継続時間より著しく短く選定される。

0095

図示の例は、シンクロトロン24’を備えた照射設備1にも関連している。当業者が知っているように、シンクロトロンからのイオンビームは、いわゆるスピルにおいて不連続的に取り出される。スピルが符号80で、スピル休止が符号82で示されている。標的体積12の移動は、11の移動位相、12aから12kに分割されており、この例ではこれらが2つのスピル内に突出している。移動周期12aから12kは、この例では破線84のtBWPで終わり、この破線では新たな移動周期が第1の移動位相12aから始まっている。標的体積12の移動が患者の呼吸に関する限り、移動周期(呼吸周期)は通常5秒の範囲内で継続する。

0096

図12には、X線撮影段階74および堆積段階76に関する代替の周期が示されており、この図では、X線撮影・堆積周期が移動位相12aから12kに適合されており、あるいは、これらの移動位相と同期されている。堆積段階76からX線撮影段階74への移行は、ある移動位相から次の移動位相への移行と同時に行われる。このために、移動測定システム54が次の移動位相への移行を検出した時に堆積段階76からX線撮影段階74への移行が行われるという趣旨で、X線撮影段階および堆積段階からなる周期が、移動測定システム54の測定によって引き起こされる。これには、各移動位相について個別にX線撮影測定が行われるという利点がある。それによれば、この例では、X線撮影段階および堆積段階の周期が移動位相の周期と同期されている。図5から図7を参照すると、同期は制御装置39を用いて行われる。

0097

図13を参照すると、X線撮影段階および堆積段階からなる周期を、ビーム取り出しの間隔に関して、シンクロトロン24’の例では、スピル80の継続時間と同期させることもできる。これはつまり、各スピル80の開始時にX線撮影段階が存在し、スピルの残りでは、線量が標的体積12に堆積されることになる。この同期も、相応にプログラムされた制御装置39を用いて行うことができる。

0098

図14には、X線撮影段階および(任意の)リアルタイム強度規制、ならびに(任意の)走査システム38による揺動を含む、本発明の枠内の照射に関するフローチャートが示されている。

0099

テップ201において、診断、画像化、および4D照射計画等を含んでおり、基本的に当業者に知られている、放射線治療が準備される。

0100

ステップ202において、X線撮影エネルギーE’、X線撮影段階74におけるビーム強度78、および/またはX線撮影測定のフィールド・サイズ、および/またはX線撮影測定の頻度ならびに時点あるいは周期を含む、X線撮影パラメータが確定される。

0101

ステップ203において、例えば、CTおよび照射計画データ(ビーム方向、エネルギー等)に基づいた、患者の体15内でのイオンビームのエネルギー損失の空間分解による算出によって、DRRMが算出される。

0102

ステップ204aは、比較的低い堆積エネルギーEおよび比較的高いビーム強度78を有する堆積段階76を定義し、腫瘍治療の場合には、つまり治療照射の段階を定義する。上述のように、堆積段階76は多数のラスター点の照射を含んでいてもよい。

0103

ステップ204bにおいて、後続のX線撮影測定用の照射設備1のパラメータが適合される。これには、例えばエネルギー変調器48、48’を用いた、特にビーム・エネルギー72の堆積エネルギーEからX線撮影エネルギーE’までの変更、および場合によっては、ビーム強度78の減少が含まれている。この両方をリアルタイムで行うことができる。

0104

ステップ204cにおいて、例えば、揺動によってイオンビーム18で内部標的体積14(ITV)全体を走査することによって、X線撮影測定が行われる。このために、例えば走査マグネット38a、38bが制御装置39によって相応に制御される。X線撮影測定の結果に応じて、ステップ205では、場合によっては照射が中断される。最終的には、この後に新たな照射計画さえ行われる。

0105

X線撮影測定値が所定の限界値内であれば、ステップ204dにおいて、必要に応じて照射を適合させてもよい。続いて、さらなるステップ204bにおいて、例えばエネルギー変調板48’をビーム路に進入させることによって、またはケーキ形状のエネルギー変調器48を相応に回転することによって、および、この場合は再びステップ204aにおいて継続されるが、標的体積内への線量堆積のための走査工程の相応の再開によって、照射設備が再び堆積エネルギーEに転換される。

0106

したがって、規制パラメータとしてX線撮影測定が規制ループ204aから204dの内部に挿入される。

0107

照射計画全体の作業が完了すると、同様にステップ205において照射が終了する。ステップ204bにおける、X線撮影段階74から堆積段階76への移行、およびその逆の移行の際の照射パラメータの適合が、ここでは、エネルギー変調器48’、48および走査装置38が制御装置39によって相応に制御されることによって行われる。

0108

図15には、移動測定システム54の測定結果と組み合わせたX線撮影測定に関するフローチャートが示されている。

0109

ステップ301において、イオンX線撮影用検出器20を用いてX線撮影測定が行われる。

0110

ステップ302において、同時に、かつこれとは独立して、移動測定システム54を用いて、例えばサロゲート測定の形式で、標的体積の移動が捕捉される。

0111

ステップ303において、制御装置39が、イオンX線撮影測定値をサロゲート測定からの予測値と比較し、この比較の結果に応じて、照射をさらに継続するか、あるいは場合によっては中断するかの判断を下す。

0112

ステップ304において、継続の場合には、堆積段階76において標的体積の照射が行われる。

0113

その他の点では、工程順序図14順序に対応している。

0114

図16には、DRRMを用いたリアルタイム評価のフロー図が示されている。

0115

ステップ401において、各4D−CT段階について、DRRMが算出される。このステップは、特に照射前に行われる。

0116

囲み402はそのようにして算出されるDRRMを表している。

0117

ステップ403では、X線撮影段階74においてX線撮影測定が行われる。

0118

ステップ404において、例えば制御装置39を用いて、ステップ403からのX線撮影測定の結果が事前算出されたDRRM402の予測値と比較される。

0119

この比較404の結果に応じて、ステップ405では、場合によっては照射が適合または中断される。

0120

当業者には明らかであるが、上述の実施形態は例示的なものとして解釈されるべきであり、本発明はこれらに限定されるものではなく、請求項の保護範囲から逸脱することなく多様に変化させることができる。また、本発明の特徴は、これらが明細書、請求項、図面、または他の方法で開示されたものであるかにかかわらず、他の特徴と合わせて説明されている場合であっても、個々に本発明の本質的な構成要素を定義するものであることが明らかである。

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