特許 6958794 即時粒子画像再構築のための処理パイプライン

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6958794

(24)【登録日】2021年10月11日

(45)【発行日】2021年11月2日

(54)【発明の名称】即時粒子画像再構築のための処理パイプライン

(51)【国際特許分類】

   G01T 1/161 20060101AFI20211021BHJP

   G01T 1/164 20060101ALI20211021BHJP

   A61B 6/03 20060101ALI20211021BHJP

   G01T 7/00 20060101ALI20211021BHJP

   G01T 1/20 20060101ALI20211021BHJP

【ＦＩ】

   G01T1/161 D

   G01T1/164 A

   A61B6/03 377

   G01T7/00 A

   G01T1/20 F

【請求項の数】48

【全頁数】32

(21)【出願番号】特願2020-531587(P2020-531587)

(86)(22)【出願日】2018年12月27日

(65)【公表番号】特表2021-509468(P2021-509468A)

(43)【公表日】2021年3月25日

(86)【国際出願番号】US2018067628

(87)【国際公開番号】WO2019133678

(87)【国際公開日】20190704

【審査請求日】2021年4月15日

(31)【優先権主張番号】62/611,475

(32)【優先日】2017年12月28日

(33)【優先権主張国】US

【早期審査対象出願】

(73)【特許権者】

【識別番号】512254519

【氏名又は名称】ボード オブ トラスティーズ オブ ノーザン イリノイ ユニバーシティー

(73)【特許権者】

【識別番号】517401978

【氏名又は名称】プロトンブイディーエー エルエルシー

(74)【代理人】

【識別番号】100078282

【弁理士】

【氏名又は名称】山本 秀策

(74)【代理人】

【識別番号】100113413

【弁理士】

【氏名又は名称】森下 夏樹

(74)【代理人】

【識別番号】100181674

【弁理士】

【氏名又は名称】飯田 貴敏

(74)【代理人】

【識別番号】100181641

【弁理士】

【氏名又は名称】石川 大輔

(74)【代理人】

【識別番号】230113332

【弁護士】

【氏名又は名称】山本 健策

(72)【発明者】

【氏名】デジョン， ドン エフ．

(72)【発明者】

【氏名】デジョン， イーサン エー．

(72)【発明者】

【氏名】ダフィン， カーク

(72)【発明者】

【氏名】キャロニス， ニコラス

(72)【発明者】

【氏名】オルドネス， シーザー イー．

(72)【発明者】

【氏名】ウィナンス， ジョン

【審査官】 遠藤 直恵

(56)【参考文献】

【文献】 米国特許出願公開第２０１６／０３３８６５４（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特表２０１７−５２２９３７（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２０１５／０２５１０２１（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 国際公開第２０１３／１８６７９８（ＷＯ，Ａ２）

【文献】 特表２０１３−５１９４５２（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２０１１−５１０７５７（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ｇ０１Ｔ １／１６１

Ｇ０１Ｔ １／１６４

Ａ６１Ｂ ６／０３

Ｇ０１Ｔ ７／００

Ｇ０１Ｔ １／２０

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

医療画像を生成するためのコンピュータ実施方法であって、前記方法は、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および向きを決定することであって、前記場所および前記向きを決定することは、較正された操向ビームが前記第１の追跡検出器に送達される局所座標を前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標に変換することを含む、ことと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記向き、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標において前記第１の粒子のための経路を直接再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を備える、方法。

【請求項2】

前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、前記調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、請求項１に記載の方法。

【請求項3】

前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、請求項２に記載の方法。

【請求項4】

前記方法は、前記第１の追跡検出器上の粒子の衝突ごとに別個の幾何学的外皮を用いて前記医療画像のための初期画像近似を選択することをさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、請求項１に記載の方法。

【請求項5】

前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、請求項４に記載の方法。

【請求項6】

ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、請求項２に記載の方法。

【請求項7】

前記場所および前記向きを決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、請求項１に記載の方法。

【請求項8】

ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、請求項２に記載の方法。

【請求項9】

前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることをさらに備える、請求項１に記載の方法。

【請求項10】

水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面間の横向きの偏向の測定値に基づいて、未知の分布形状を有する粒子を反復して除去することをさらに備える、請求項１に記載の方法。

【請求項11】

前記医療画像の所与の領域のために適切な初期エネルギの粒子を選択することをさらに備える、請求項１に記載の方法。

【請求項12】

前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、請求項１に記載の方法。

【請求項13】

いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上の測定された場所を指す点として推定される、請求項１２に記載の方法。

【請求項14】

前記再構築は、異なる横断位置における患者から採取されるデータの複数のセットを含み得、前記データの複数のセットは、検出器基準フレームにおける測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、請求項１に記載の方法。

【請求項15】

複数の命令を備える１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体であって、前記命令は、実行されることに応答して、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および向きを決定することであって、前記場所および前記向きを決定することは、較正された操向ビームが前記第１の追跡検出器に送達される局所座標を前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標に変換することを含む、ことと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記向き、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標において前記第１の粒子のための経路を直接再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、医療画像を生成することと
を計算デバイスに行わせる、１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項16】

前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項17】

前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、請求項１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項18】

前記第１のボクセルは、前記第１の粒子の前記第１の方向に沿って射影される、請求項１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項19】

前記第１の追跡検出器上の粒子の衝突ごとに別個の幾何学的外皮を用いて前記医療画像のための初期画像近似を選択するための命令をさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項20】

前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、請求項１９に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項21】

ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、請求項１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項22】

前記場所および前記向きを決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項23】

ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、請求項１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項24】

前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることをさらに備える、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項25】

水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面間の横向きの偏向の測定値に基づいて、未知の分布形状を有する粒子を反復して除去することをさらに備える、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項26】

前記医療画像の所与の領域のために適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令をさらに備える、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項27】

前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項28】

いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上の測定された場所を指す点として推定される、請求項２７に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項29】

前記再構築は、異なる横断位置における患者から採取されるデータの複数のセットを含み得、前記データの複数のセットは、検出器基準フレームにおける測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項30】

医療画像を生成するための計算システムであって、前記計算システムは、
１または複数のプロセッサと、
その中に記憶される複数の命令を有するメモリと
を備え、前記命令は、前記１または複数のプロセッサによって実行されると、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および向きを決定することであって、前記場所および前記向きを決定することは、較正された操向ビームが前記第１の追跡検出器に送達される局所座標を前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標に変換することを含む、ことと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記向き、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記粒子ビームシステムのアイソセンタに対する座標において前記第１の粒子のための経路を直接再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を前記計算システムに行わせる、計算システム。

【請求項31】

前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項32】

前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、請求項３１に記載の計算システム。

【請求項33】

前記第１のボクセルは、前記第１の粒子の前記第１の方向に沿って射影される、請求項３１に記載の計算システム。

【請求項34】

前記第１の追跡検出器上の粒子の衝突ごとに別個の幾何学的外皮を用いて前記医療画像のための初期画像近似を選択するための命令をさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項35】

前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、請求項３４に記載の計算システム。

【請求項36】

ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、請求項３１に記載の計算システム。

【請求項37】

前記場所および前記向きを決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項38】

ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、請求項３１に記載の計算システム。

【請求項39】

前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させるための命令をさらに備える、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項40】

水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面間の横向きの偏向の測定値に基づいて、未知の分布形状を有する粒子を反復して除去するための命令をさらに備える、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項41】

前記医療画像の所与の領域のために適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令をさらに備える、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項42】

前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項43】

いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上の測定された場所を指す点として推定される、請求項４２に記載の計算システム。

【請求項44】

前記再構築は、異なる横断位置における患者から採取されるデータの複数のセットを含み得、前記データの複数のセットは、検出器基準フレームにおける測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項45】

単一方向から射影された粒子に由来する中間３次元マップが、第１のカラムに沿った複数のボクセルを合計して前記３次元マップを２次元マップである医療画像に潰すさらなるステップにおいて用いられる、請求項１に記載の方法。

【請求項46】

単一方向から射影された粒子に由来する中間３次元マップが、第１のカラムに沿った複数のボクセルを合計して前記３次元マップを２次元マップである医療画像に潰すためのさらなる命令とともに用いられる、請求項１５に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。

【請求項47】

単一方向から射影された粒子に由来する中間３次元マップが、第１のカラムに沿った複数のボクセルを合計して前記３次元マップを２次元マップである医療画像に潰すために用いられる、請求項３０に記載の計算システム。

【請求項48】

医療画像を生成するためのコンピュータ実施方法であって、前記方法は、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および向きを決定することと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記向き、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記第１の粒子のための経路を再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を備え、前記医療画像を生成することは、前記医療画像に関連付けられた第１のボクセルに関する第１の値と、前記医療画像に関連付けられた第２のボクセルに関する第２の値とを反復して調節することを含み、前記調節することは、前記第１の残留飛程に基づいており、
前記第１のボクセルは、前記第１の粒子の前記第１の方向に沿って射影される、方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

（関連出願）
本出願は、２０１７年１２月２８日に出願され、「Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｐｉｐｅｌｉｎｅ ｆｏｒ Ｐｒｏｍｐｔ Ｐａｒｔｉｃｌｅ Ｉｍａｇｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ」と題された米国仮特許出願第６２／６１１４７５号の利益を主張し、その全体が参照により本明細書中に援用される。

【0002】

（連邦支援研究または開発に関する陳述）
本発明は、Ａｗａｒｄ Ｎｕｍｂｅｒ Ｒ４３ＣＡ２０３４９９の下で、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｃａｎｃｅｒ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ ｔｈｅ Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈからの政府支援でなされた。政府は、本発明において一定の権利を有する。

【0003】

（技術分野）
本開示は、医療撮像システムに関し、特に、本開示は、陽子／粒子放射線写真法から医療画像を生成するためのテクノロジに関する。

【背景技術】

【0004】

（背景）
放射線治療は、毎年癌と診断される１６０万人の米国人のうちの５０％より多くのために必要とされる。Ｍａｙｏ Ｃｌｉｎｉｃからの保守的な推定は、米国内で各年に１３７０００人の新規癌患者が陽子治療からの恩恵を受け得るとされ、これは現在の容量を大きく上回っている。陽子放射線治療は、潜在的に、大量の正常組織には低程度から中程度の放射線量をかけ、かつリスクのある器官を避け得る。これは、遅延効果を低減させて人生の質を向上させ、特に高い治癒率および長い生存期間を有する患者のために重要である。Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｏｎｃｏｌｏｇｙ（ＡＳＴＲＯ）により発表された最近の政策論は、陽子ビーム治療が多数の小児患者、特に脳腫瘍のある小児患者、および不可欠構造の直近での高い線量を要求する特定の成人癌患者のために特に有用であることを立証する科学的証拠を引用する。胸部、前立腺および肺等のより一般的な癌疾患部位についての追加の研究が、米国内の陽子治療設備から３つの全ての疾患部位における患者を集めるＮＣＩ支援の臨床試験で進行中である。現在、７３のイオン治療設備（６２の陽子治療設備、１１の炭素治療設備）が世界中（米国内に２５の陽子治療設備）で運転中であり、４２のイオン治療設備（４０の陽子治療設備、１つの炭素治療設備、１つの陽子および炭素治療設備）が建設下にあり（米国内に１０の陽子治療設備）、かつ、２２のイオン治療設備（２１の陽子治療設備、１つの炭素治療設備）が計画段階にある（米国内に４つの陽子治療設備）。

【0005】

ブラッグピーク現象（粒子の飛程の端で発生する鋭い線量ピーク）は、陽子および他のイオン等（例えば、重陽子、ヘリウム、または炭素）の粒子が、放射線治療のために腫瘍を精密に標的とすることを可能とする一方で、健常な組織は、Ｘ線治療システムと比較したときに最小限の線量を受ける。しかし、陽子放射線治療は、ブラッグピークに対応する最大線量が意図される組織に置かれるように、精密な患者整合、および、初期陽子エネルギの調節をも要求する。陽子ビームの飛程を調節し、それによってブラッグピークに対応する最大線量が意図される組織に置かれるために、処置計画は、相対阻止能（水のエネルギ損失に対する材料内での陽子ビームのエネルギ損失）の観点での特定の患者の３次元マップを要求し得る。

【発明の概要】

【課題を解決するための手段】

【0006】

（概要）
１つの側面によると、この開示は、医療画像を生成するためのコンピュータ実施方法を提供する。本方法は、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定するステップを含む。ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置は、第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から決定される。第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向が決定される。本方法は、残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から、第１の粒子の第１の残留飛程を決定するステップを含む。第１の粒子のための経路は、場所、整合、第１の位置、第１の方向に基づいて再構築される。医療画像は、第１の粒子についての再構築された経路および第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて生成される。

【0007】

別の側面によると、この開示は、複数の命令を備える１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体を提供する。命令は、実行されることに応答して、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置を決定することと、第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向を決定することと、残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から、第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、場所、整合、第１の位置および第１の方向に基づいて、第１の粒子のための経路を再構築することと、第１の粒子についての再構築された経路、および、第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて、医療画像を生成することとを、計算デバイスに行わせる。

【0008】

さらなる側面によると、この開示は、医療画像を生成するための計算システムを提供する。計算システムは、１または複数のプロセッサと、中に記憶された複数の命令を有するメモリとを含む。命令は、１または複数のプロセッサによって実行されると、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置を決定することと、第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向を決定することと、残留検出器上の検出された粒子の衝突から第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、場所、整合、第１の位置および第１の方向に基づいて、第１の粒子のための経路を再構築することと、第１の粒子についての再構築された経路、および、第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて、医療画像を生成することとを、計算システムに行わせる。
本発明は、例えば、以下を提供する。
（項目１）
医療画像を生成するためのコンピュータ実施方法であって、前記方法は、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から、前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記整合、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記第１の粒子のための経路を再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を備える、方法。
（項目２）
前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、前記調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、項目１に記載の方法。
（項目３）
前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、項目２に記載の方法。
（項目４）
前記第１のボクセルは、前記粒子ビームの前記方向に沿って射影される、項目２に記載の方法。
（項目５）
前記方法は、前記医療画像のための初期画像近似を選択することをさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、項目１に記載の方法。
（項目６）
前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、項目５に記載の方法。
（項目７）
ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、項目２に記載の方法。
（項目８）
前記場所および前記整合を決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、項目１に記載の方法。
（項目９）
ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、項目２に記載の方法。
（項目１０）
前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、前記加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることをさらに備える、項目１に記載の方法。
（項目１１）
水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面間の横方向の偏向の測定値に基づいて、粒子を反復して除去することをさらに備える、項目１に記載の方法。
（項目１２）
前記画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択することをさらに備える、項目１に記載の方法。
（項目１３）
前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、項目１に記載の方法。
（項目１４）
いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上の前記測定された場所を指す点として推定される、項目１３に記載の方法。
（項目１５）
前記再構築は、検出器基準フレームにおける前記測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、異なる横断位置における前記患者から採取されるデータの複数のセットを含み得る、項目１に記載の方法。
（項目１６）
複数の命令を備える１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体であって、前記命令は、実行されることに応答して、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記整合、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記第１の粒子のための経路を再構築することと、
前記第１の粒子についての再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を計算デバイス計算システムに行わせる、１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目１７）
前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目１８）
前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、項目１７に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目１９）
前記第１のボクセルは、前記粒子ビームの方向に沿って射影される、項目１７に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２０）
前記医療画像のための初期画像近似を選択するための命令をさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２１）
前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、項目２０に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２２）
ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、項目１７に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２３）
前記場所および前記整合を決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２４）
ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することをさらに備える、項目１７に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２５）
前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、前記加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることをさらに備える、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２６）
水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面の間の横方向の偏向の測定値に基づいて、粒子を反復して除去することをさらに備える、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２７）
前記画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令をさらに備える、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２８）
前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目２９）
いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上の測定された場所を指す点として推定される、項目２８に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目３０）
前記再構築は、検出器基準フレームにおける前記測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、異なる横断位置における前記患者から採取されるデータの複数のセットを含み得る、項目１６に記載の１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体。
（項目３１）
医療画像を生成するための計算システムであって、前記計算システムは、
１または複数のプロセッサと、
その中に記憶される複数の命令を有するメモリと
を備え、前記命令は、前記１または複数のプロセッサによって実行されると、
粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、
前記第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、前記ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置および第１の初期運動エネルギを決定することと、
前記第１の追跡検出器での前記第１の粒子の第１の方向を決定することと、
残留検出器上の検出された粒子の衝突から前記第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、
前記場所、前記整合、前記第１の位置、前記第１の方向および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記第１の粒子のための経路を再構築することと、
前記第１の粒子についての前記再構築された経路、ならびに、前記第１の粒子の前記第１の残留飛程および前記第１の初期運動エネルギに基づいて、前記医療画像を生成することと
を前記計算システムに行わせる、計算システム。
（項目３２）
前記医療画像を生成することは、前記医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、前記医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することを含み、調節することは、前記第１の残留飛程に基づく、項目３１に記載の計算システム。
（項目３３）
前記第１の値および前記第２の値は相対阻止能値である、項目３２に記載の計算システム。
（項目３４）
前記第１のボクセルは、前記粒子ビームの前記方向に沿って射影される、項目３２に記載の計算システム。
（項目３５）
前記医療画像のための初期画像近似を選択するための命令をさらに備え、前記医療画像を生成することは、前記初期画像近似にさらに基づく、項目３１に記載の計算システム。
（項目３６）
前記初期画像近似は、（ｉ）前記第１の追跡検出器、前記ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づく、項目３５に記載の計算システム。
（項目３７）
ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、項目３２に記載の計算システム。
（項目３８）
前記場所および前記整合を決定することは、前記粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置に前記ビームを向けることを含む、項目３１に記載の計算システム。
（項目３９）
ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令をさらに備える、項目３２に記載の計算システム。
（項目４０）
前記第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、前記加速器計画におけるその時間での前記粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることをさらに備える、項目３１に記載の計算システム。
（項目４１）
水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値および／または追跡平面の間の横方向の偏向の測定値に基づいて、粒子を反復して除去することをさらに備える、項目３１に記載の計算システム。
（項目４２）
前記画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令をさらに備える、項目３１に記載の計算システム。
（項目４３）
前記経路は、追跡検出器の衝突と、撮像される物体の幾何学的外皮上の推定される粒子入口点および粒子出口点との間の直線補間を含む、項目３１に記載の計算システム。
（項目４４）
いずれの出口方向も測定されない場合、前記幾何学的外皮からの前記粒子出口点は、出口方向が後方の追跡平面上で測定された場所を指す点として推定される、項目４３に記載の計算システム。
（項目４５）
前記再構築は、検出器基準フレームにおける前記測定された位置へオフセットを適用することによって単一のボクセル基準フレーム内へ組み合される、異なる横断位置における前記患者から採取されるデータの複数のセットを含み得る、項目３１に記載の計算システム。

【0009】

（図面の簡単な説明）
本開示が、非限定的な例としてのみ与えられる添付の図面への参照と共に、以下で説明される。

【図面の簡単な説明】

【0010】

【図1】図１は、本開示による陽子放射線写真法システムを示す。

【0011】

【図2】図２は、図１のシステムをより詳細に、ブロック図の形式で示す。

【0012】

【図3】図３は、図１のシステムの追跡検出器の複数の図を示す。

【0013】

【図4】図４は、医療画像を生成するための例示的なプロセスのフローチャートである。

【0014】

【図5】図５は、ビームの焦点および複数のボクセルを示す。

【0015】

【図6】図６は、本テクノロジの実施形態で生成された例示的な医療画像を示す。

【0016】

【図7】図７は、大きい患者の場合において患者全体を走査するための２つの位置の使用を示す。

【発明を実施するための形態】

【0017】

数枚の図にわたって、対応する参照番号は、対応する部分を示す。図中の構成要素は必ずしも寸法通りではなく、その代わりに本発明の主要なものを図示することに重点が置かれる。本明細書で述べられる具体例は、本発明の実施形態を図示し、かつそのような具体例は、本発明の範囲をいかようにも限定するものとして解釈されるべきではない。

【0018】

（詳細な説明）
本開示の概念が種々の変形物および代替形態を許容しながら、その具体的な例示的実施形態が、図面において例として示され、かつ本明細書において詳細に説明される。しかし、本開示の概念を開示される特定の形態へ限定する意図はなく、その反対に、本開示の真意および範囲に属する全ての変形物、均等物および代替物をカバーするという意図があることが理解されるはずである。

【0019】

陽子（および他の粒子）放射線治療は、処置計画のために、相対阻止能（ＲＳＰ）（水のエネルギ損失に対する材料内でのビームのエネルギ損失）の観点での患者の３次元マップを要求する。この情報は、イオンビームの飛程を調節するために用いられる。いくつかの場合では、これらのマップはＸ線ＣＴ走査から取得される。そのようなマップは、Ｘ線吸収（ハウンズフィールド）単位のＲＳＰへの変換に関する不確実性を導入し、かつ患者の不均質性が追加の不確実性を追加する。さらに、金属製インプラントまたは他の高密度材料は、陰影アーチファクトおよび縞になることを引き起こし得る。

【0020】

下記で説明される例示的技術は、整合の不確実性を低減させ、飛程の不確実性を低減させ、かつ、より多くのイオン方向を用いて処置ごとに腫瘍へより高い線量を送達するより複雑な処置を可能とする。陽子の阻止能の直接測定の利益に加えて、陽子撮像は、類似の分解能のＸ線画像に対してはるかにより少ない線量を患者へ堆積させる。撮像および処置の両方のための陽子ビームの使用は、患者の配置および質保証手法を能率化し、整合の不確実性を低減させ、かつ飛程の不確実性を低減させる。

【0021】

陽子軌道は、複数のクーロン散乱に起因して直線から逸脱し、従って、最適な空間解像度で画像を形成することは、Ｘ線放射線写真法についてよりも複雑である。

【0022】

下記で説明されるテクノロジのいくつかの実施形態は、大量の分析の必要性、ならびに、キャリブレーションを適用し生データを陽子経路および残留飛程へ変換することを避ける。いくつかの実施形態は、データ獲得直後の処置の直前の確認のために、画像が即時に生産されることを可能とし、これは、以前は可能ではなかった。

【0023】

図１は、本テクノロジによる陽子放射線写真法システムの実施形態であるシステム１００を描写する。いくつかの例では、陽子（ただし、重イオン等の他の粒子も用いられ得る）のペンシルビーム１０２（代替として、幅広のビームも、本テクノロジの変更物で用いられ得る）は、源（図２参照）から生成または抽出され、かつ走査要素（図２参照）によりフィールドにわたって走査される。例えば、ペンシルビーム１０２は、図１にでは人間の頭部である着目物体１０４の領域にわたって走査される。物体１０４に入射するときのペンシルビーム１０２の位置は、追跡検出器１０６からのデータに基づいて決定され得、 追跡検出器１０６は、下記で詳細に説明されるように、陽子が追跡検出器１０６を横切る場所で光子を生成する。同様にして、物体１０４から出射するときのペンシルビーム１０２の位置は、追跡検出器１０８からのデータを用いて決定され得る。追跡検出器１０６および１０８は、それらの間に物体１０４が位置付けられることを可能とするように離間されることに留意されたい。いくつかの実施形態では、１つの追跡検出器のみが必要とされるか、または、２もしくはそれより多い追跡検出器が物体１０４の片側もしくは両側で用いられる。単一の追跡検出器のみの場合では、ペンシルビームの方向は、各々のイオンについての方向を決定するために用いられ得る。追跡検出器１０６および１０８についての潜在的な設計は、下記でより詳細に説明される。

【0024】

残留飛程検出器１１０は、追跡検出器１０８に隣接して位置付けられる。残留飛程検出器１１０は、（図１において箱で表される）シンチレータ材料１１２を含む。一例では、シンチレータ材料は、米国テキサスのＥｌｊｅｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ｏｆ Ｓｗｅｅｔｗａｔｅｒによって販売されるものであり得る。ペンシルビーム１０２の陽子が、追跡検出器１０８へ向く表面を通ってシンチレータ材料１１２に入射するとき、陽子がシンチレータ材料１１２との相互作用からエネルギを損失するため、陽子は（図１において破線で表される）光子１１４を生成する。それから、これらの光子は、追跡検出器１０８へ向く表面と反対側のシンチレータ材料１１２の表面上の、シンチレータ材料１１０へ結合された光子検出器（図２および図５）によって収集され得る。光子検出器の結合が、図１において円１１６で描写される。光子検出器によって生成される信号は、陽子がシンチレータ材料１１２に入射したときの陽子の残留エネルギに比例する。陽子の初期エネルギ、ならびに陽子が物体１０４に入射したときおよび物体１０４から出射したときの陽子の場所と組み合わされたこの情報は、多くの追加の陽子についての同様の情報と共に、物体１０４の画像１１８を生成するために用いられ得る。本テクノロジを用いる陽子断層写真法システムにおいて複数の陽子エネルギおよび／または異なる角度（例えば、１００個の異なる角度）における陽子を用いることによって、３Ｄ画像も生産され得る。

【0025】

基準軸１２２は、ペンシルビーム１０２がｚ軸に沿って走行しており、かつ追跡検出器１０６および１０８はｚ軸に垂直であることを示していることに留意されたい。下記で説明される図２および図３は、同一の基準軸に関して説明される。

【0026】

図２は、追加の詳細と共に、かつ基準軸１２２によって示されるように異なる視野から図１のシステム１００を描写する。図２へ参照すると、システム１００は、ペンシルビーム１０２を生成または抽出する源２０２を含む。走査要素２０４は、ペンシルビーム１０２を操向するために用いられ、かつ走査磁石２０４ａおよび２０４ｂを含む。走査磁石２０４ａは、基準軸１２２に対して定義されるようなｘ方向に、ペンシルビーム１０２を走査し、かつ走査磁石２０４ｂ（図２の視野では隠されている第２のマグネット）は、基準軸１２２に対して定義されるようなｙ方向に、ペンシルビーム１０２を走査する。概して、走査要素１０６は、ペンシルビーム１０２が任意のパターンで、かつ、源２０２により決定されるように、任意の時点での任意の初期エネルギで、フィールドの全体にわたって走査可能であるようにプログラム可能である。この例では、源２０２は、ペンシルビーム１０２の陽子の初期エネルギを制御または変化させることが可能である。走査の間、フィールドの範囲は、概して、システム１００の第１の追跡検出器１０６、第２の追跡検出器１０８または残留飛程検出器１１４の平面寸法によって限定される。例示的なフィールド面積は、１０×１０ｃｍ^２から３８．４×３８．４ｃｍ^２を含む。

【0027】

追跡検出器および撮像される物体の異なる横断位置での異なる初期エネルギを用いることによって、イオンの残留飛程は低く保たれ得、かつ残留飛程検出器の深さは小さく保たれ得る。例えば、初期エネルギは、特定の経路に沿った物体の厚さまたは密度に関係なく、撮像されるフィールドにわたって０ｃｍと１０ｃｍとの間の残留飛程を保つように選択され得る。可能な初期エネルギにおける飛程が大きいほど、より小さい残留飛程検出器が可能であり得る。

【0028】

追跡検出器１０６のための設計のいくつかの例では、ペンシルビーム１０２の陽子が第１の追跡検出器１０６を横切るときに、陽子が基板２０６のいずれかの側面のファイバと相互作用する。具体的には、基板２０６の各々の側面は、例えば、ファイバの２つの層、すなわち、１側面上のファイバ２０８と、基板２０６の反対側の側面上のファイバ２１０とを含む。ファイバ２０８および２１０は、陽子がファイバに衝突したときに、ファイバのシンチレーティング性質によって、１または複数の光子が生成されるようなシンチレーティングファイバであり得る。これらの光子は、光検出器２１２によって捕捉され、これは、検出された光子に基づく電気信号を生成する。電気信号は、計算システム２１４へ送信される。光子を生産したファイバ２０８および２１０の場所および配向を知ることによって、追跡検出器１０６を横切った陽子の場所が、計算システム２１４によって決定され得る。加えて、計算システム２１４はまた、陽子が追跡検出器１０６を通過した場所を決定または確認するために、走査要素２０４からのデータを用い得る。場所が知られると、ペンシルビーム１０２の初期方向ベクトルも、源２０２の焦点に基づいて決定され得る。

【0029】

いくつかの例では、ファイバ２０８は、ファイバ２１０に垂直に配向される。光検出器２１２が、ファイバ２０８のうちの１つのファイバおよびファイバ２１０のうちの１つのファイバを陽子が通過したことを示し、かつ計算システム２１４がこれら２つのファイバの場所を知る場合、計算システム２１４は、陽子が追跡検出器１０６を横切った追跡検出器１０６上のＸ−Ｙ座標が、２つのファイバの交点にあることを決定し得る。加えて、図３に関して下記でより詳細に説明されるように、ファイバ２０８のファイバまたはファイバ２１０のファイバが、光検出器２１２において必要とされる検出器の数を低減させるために共に接続される場合、走査要素２０４からのデータまたは走査要素２０４へ送られる命令に基づくペンシルビーム１０２の推定される予期位置は、陽子が追跡検出器１０６を横切ったＸ−Ｙ座標を決定する際に用いられ得る。

【0030】

ペンシルビーム１０２の陽子が物体１０４を横切るとき、物体１０４におけるペンシルビーム１０２の方向の誇張された変化として図２で描写されるように、陽子が散乱され得る。陽子が物体１０４から出射した後、陽子が追跡検出器１０８を横切る出射場所は、追跡検出器１０６に関して上記で説明されたのと同様の態様で決定され得る。追跡検出器１０６と同様に、追跡検出器１０８は、基板２１６上のファイバを含む。具体的には、基板２１６の各側面は、例えば、ファイバの２つの層、すなわち１側面上のファイバ２１８および基板２１６の他の側面上のファイバ２２０を含む。ファイバ２１８および２２０は、陽子がファイバと衝突するときに、ファイバのシンチレーティング性質によって、１または複数の光子が生成されるようなシンチレーティングファイバであり得る。これらの光子は光検出器２２２によって捕捉され得、光検出器２２２は検出された光子に基づく電気信号を生成し得る。電気信号は、計算システム２１４へ送信される。光子を生産したファイバ２１８および２２０の場所および配向を知ることによって、第１の追跡検出器１０８を横切った陽子の場所は、計算システム２１４によって決定され得る。加えて、計算システム２１４はまた、陽子が追跡検出器１０８を通過した追跡検出器１０８上の場所を決定または確認するために、走査要素２０４からの情報を用い得る。

【0031】

いくつかの例では、ファイバ２１８は、ファイバ２２０に垂直に配向される。光検出器２２２は、陽子がファイバ２１８のうちの１つのファイバおよびファイバ２２０のうちの１つのファイバを通過したことを指し示し、かつ、計算システム２１４がこれら２つのファイバの場所を知っている場合、計算システム２１４は、陽子が追跡検出器１０８を横切った追跡検出器１０８上のＸ−Ｙ座標が、２つのファイバの交点であることを決定し得る。加えて、光検出器２２２において必要とされる検出器の数を低減させるために、ファイバ２１８のファイバまたはファイバ２２０のファイバが共に接続される場合、走査要素２０４からのデータまたは走査要素２０４へ送られる命令に基づくペンシルビーム１０２の推定または予期される位置は、図３に関して下記でより詳細に説明されるように、陽子が追跡検出器１０８を横切った追跡検出器１０８上のＸ−Ｙ座標を決定する際に用いられ得る。

【0032】

追跡検出器の例示的設計が説明された一方で、他の設計が可能である。例えば、ファイバが十分に硬い場合、ファイバは基板を用いることを避けるために共に固着され得る。別の例として、追跡検出器１０６においてファイバ２０８および２１０は、基板２０６の同一の側面上に置かれ得るか、または、ファイバ２０８および２１０は、相互の隣に置かれる別個の基板上に置かれ得る。

【0033】

ペンシルビーム１０２の陽子が残留飛程検出器１１０に入射するとき、それらは、シンチレータ材料１１２に衝突し、かつ光子検出器２２４によって収集される光子を生成する（４つの光子検出器が図２において描写されるが、システム１００は、図１においてシンチレータ材料１１２への光子検出器結合を表す円によって示されるような、１６個の光子検出器を含む）。光子検出器２２４は例えば、光電子増倍管または他の同様のデバイスである。光子検出器２２４は、収集された光子の数に基づいて電気信号を生成し、計算システム２１４へ提供される電気信号を生成し、計算システム２１４は合計エネルギ等の値を計算し得る。電気信号、および、潜在的に他の情報（陽子が物体１０４から出射しかつ追跡検出器１０８を横切ったＸ−Ｙ座標等）に基づいて、計算システム２１４は、物体１０４から出射した後にシンチレータ材料１１２に入射したペンシルビーム１０２の陽子についての残留エネルギを決定し得る。

【0034】

陽子は表面２２６を介してシンチレータ材料１１２に入射する。生成された光子は、光子がシンチレータ材料１１２の表面２２８から出射するときに、光子検出器２２４によって収集される。シンチレータ材料１１２の寸法は、陽子がシンチレータ材料１１２を通過することが対抗されてシンチレータ材料１１２内で停止することを確実にするように選択され得る。これは、ペンシルビーム１０２の陽子が数ナノ秒内に多くのシンチレーション光子を生成することを確実にする。表面２２６、表面２３０、表面２３２および／または図２に描写されていないシンチレータ材料１１２の他の２つの表面は、いくつかの例では、反射防止材料または光子吸収材料で覆われている（例えば、堆積、コーティングまたは隣に配置される）。例えば、シンチレータ材料１１２の壁は、黒く塗装される。反射防止材料は、主としてシンチレータ材料１１２の壁で散乱されなかった直接光子が、光子検出器２２４で収集されることを確実にする。反射防止材料は、シンチレータ材料１１２の異なる表面上に異なる材料を含み得る。一例では、反射防止材料は、Ｅｌｊｅｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ＥＪ５１０Ｂ ｂｌａｃｋ ｐａｉｎｔであり得る。反射防止材料は、材料に接触する光子の９０％またはそれよりも多くを吸収し得る。反射防止材料が、システム１００の高速動作に追加する。

【0035】

複数の光子検出器の使用はまた、光子が物体１０４から出射した場所についての追加の位置データを取得する潜在性を提供する。例えば、図１へ参照すると、光子検出器が、円１１６（合計で１６個）で示されるように、シンチレータ材料１１２へ結合される場合、光子がシンチレータ材料１１２に入射した場所に最も近い光子検出器は、最も強い信号を生産するはずである。最も強い信号を生産する光子検出器の位置が、追跡検出器１０８および光検出器２２２から生成される信号によって示される位置と相関しない場合、非弾性散乱等の拒絶されるべき事象が存在し得る。

【0036】

図３は、追跡検出器１０６および１０８（図１および図２）を実施するために用いられ得る追跡検出器の２つの断面を描写する。断面３００は、基準軸１２２に描写されるようなｚ軸およびｘ軸に平行な平面に沿った追跡検出器を描写する。断面３０２は、基準軸１２２に描写されるようなｙ軸およびｘ軸に平行な平面に沿った同一の追跡検出器を描写し、断面３０２の平面は、断面３００の平面に垂直でもある。加えて、断面３０２は、断面３００に比べてズームアウトされている。断面３００では、陽子の方向は経路３０４によって描写されるようにｚ軸に沿う。断面３０２では、陽子の方向は図から出て行く方向である。

【0037】

断面３００において描写されるように、追跡検出器は基板３０６を含み、基板３０６は、一方の側にファイバの２つの層３０８および３１０をそれぞれ有し、かつ、他方の側にファイバの２つの層３１２および３１４をそれぞれ有する。ファイバの層３０８および３１０は、ファイバの層３１２および３１４に垂直に並べられている。他のファイバは視界から遮られているため、ファイバの層３０８のうちの１つのファイバおよびファイバの層３１０のうちの１つのファイバのみが可視である。ファイバの層３１２はファイバ３１２ａ−３１２ｈを含み、かつファイバの層３１４はファイバ３１４ａ−３１４ｈを含む。図３に描写されるように、基板の各側のファイバの層は、１つの層（例えば層３１２）のファイバが隣接する層（例えば層３１４）内の２つのファイバの間に位置付けられるように、相互からオフセットされ得る。つまり、１つの層内のファイバは、単一のファイバの幅の約半分だけ他の層からオフセットされ得る。この並べ方では、１つの層内の２つのファイバの間の界面を通って進む陽子は、次の層内ファイバの中央も通って進むはずであり、結果としてより高い効率となる。他の設計は、追加のファイバの層または単一のファイバの層のみを有し得る。

【0038】

隣接する層のファイバが単一の光検出器チャンネルへ接続するように、それらは、共にバンドリングされ得る。例えば、図３へ参照すると、ファイバ３１２ａおよび３１４ａが光検出器の単一のチャンネルへ接続するように、ファイバ３１２ａおよび３１４ａは、ファイバダブレット３１６内へ共にバンドリングされ得る。いくつかの場合では、ファイバ３１２ａおよび３１４ａの出力が共に検出され得るように、並列でファイバ３１２ａおよび３１４ａの端を組み合わせることによって、バンドリングすることが発生する。

【0039】

複数のファイバまたはファイバダブレットは、論理ストリップで編成され得る。例えば、ファイバ３１２ａ−３１２ｄがそれぞれファイバ３１４ａ−３１４ｄと共にバンドリングされて４つのファイバダブレットを形成する場合、４つのファイバダブレットはストリップ３１８として扱われ得る。同様にして、ファイバ３１２ｅ−３１２ｈがそれぞれファイバ３１４ｅ−３１４ｈと共にバンドリングされて４つのファイバダブレットを形成する場合、４つのファイバダブレットはストリップ３２０として扱われ得る。ストリップは、６４個のファイバまたはファイバダブレット等の、より多くのファイバまたはファイバダブレットを含み得る。

【0040】

光検出器において要求されるチャンネルの数をさらに低減させるために、基板３０６の一方の側のストリップ内に同様に位置付けられたファイバまたはファイバダブレットが共にバンドリングされ得、かつ、光検出器の単一のチャンネルへ接続され得る。この場合では、ペンシルビームの予期される場所との組み合わせにおける、ストリップ内で光子を生成したファイバまたはファイバダブレットの場所が、例えば１ｍｍ^２のファイバを用いるときに、０．３ｍｍ以内まで正確にペンシルビームの位置が特定されるように用いられ得る。例えば、ペンシルビームの予期される場所は、陽子があることを予期されるストリップを決定するために用いられ得、かつ光子を生産するファイバまたはファイバダブレットは、ストリップ内での陽子の場所を識別するために用いられ得る。

【0041】

上記で説明されたバンドリングすることの２つのタイプ（すなわち、異なる層の隣接するファイバをバンドリングすること、および、異なるストリップのファイバまたはファイバダブレットをバンドリングすること）は、本テクノロジの異なる変更物において、共にまたは別個に用いられ得る。

【0042】

断面３０２は、ストリップ３１８、３２０、３２２および３２４を描写し、そのそれぞれが複数のファイバダブレットを含む。例えば、ストリップ３１８は、上記で説明されたように、ファイバ３１２ａ−３１２ｄおよびファイバ３１４ａ−３１４ｄから作製される４つのファイバダブレット（例えばファイバダブレット３１６）を含む。同様にして、ストリップ３１８はファイバダブレット３２６を含み、ストリップ３２０はファイバダブレット３２８を含み、ストリップ３２２はダブレット３３０を含み、かつストリップ３２４はファイバダブレット３３２を含む。ファイバダブレット３１８、３２０、３２２および３２４は、ストリップ３１８、３２０、３２２および３２４内で同一の位置に位置付けられるため、これらのファイバダブレットの出力は、共にバンドリングされ得、かつ単一のチャンネル（すなわちチャンネル３３６）を介して光検出器３３４へ接続され得る。光検出器３３４は、追跡検出器のストリップ内で同一の位置を有するファイバダブレットのグループへ各々接続される数個のチャンネル（示されていない）を含む。光検出器３３４は、光検出器３３４のチャンネル（例えばチャンネル３３６）によって受け取られるような追跡検出器のファイバ内で生成される光子を表現する計算システム３３８への電気信号を提供する。

【0043】

追跡検出器の例示的な設計が図３において説明された一方で、バンドリングする同一の設計が、追跡検出器の他の構成において用いられ得る。例えば、図３の追跡検出器に関して、ファイバが十分に硬い場合、ファイバ層３０８、３１０、３１２および３１４は、基板を用いることを避けるために共に固着され得る。別の例として、ファイバ層３０８および３１０は、基板３０６の、ファイバ層３１２および３１４と同一の側に置かれ得る。別の例では、ファイバ層３０８および３１０は、ファイバ層３１２および３１４と別個の基板上に置かれ得、かつ２つの基板は相互に隣に置かれ得る。

【0044】

計算システム２１４（図２）は、陽子放射線写真法システムから収集されたデータから画像を生産するために、本テクノロジの実施形態を実施し得る。例示的な実施形態では、計算システム２１４は、粒子測定値から迅速に画像を生産するために、パイプライン化された処理技術を実施する。

【0045】

図４は、陽子放射線写真法システム１００等の放射線写真法システムを用いて放射線写真法画像または断層写真法画像を生産するための例示的な技術のためのプロセス４００のフローチャートを描写する。プロセス４００は、例えば図５において描写される、入射する陽子線の方向を表す射影ボクセルを用いる反復技術を説明する。プロセスの他の変更物では、立方体ボクセルまたは他の座標系が用いられる。陽子放射線写真法システム１００の計算システム２１４について、プロセス４００が下記で説明される。しかし、プロセスは陽子または放射線写真法に限定されない。

【0046】

ブロック４０２では、計算システム２１４は、ビームシステム（例えばペンシルビーム）における追跡検出器１０６および１０８（図１）の場所および整合を決定する。図５では、例えば、走査ペンシルビームは、焦点５０２から陽子を操向する。焦点は、ｘ方向およびｙ方向に走査され得る。イオン処置設備は、既知の焦点を有し、かつビームシステムを横切るアイソセンタの平面内の既知の座標へビームを送達するように較正された操向を有する。ビームシステムにおける追跡検出器の位置が既知である場合には、追跡検出器内の局所座標は、アイソセンタに対する座標へ変換され得る。

【0047】

個別の陽子のスポットのセットから成り立つテストパターンは、例えば、システム１００（図１）における追跡検出器１０６および１０８（または追跡検出器の他の構成）を整合するために用いられ得る。ｘ−ｙ平面内のスポットのｎ×ｎ配列（例えば、ｎは典型的には２から５の範囲であるが、他の整数を採用し得る）は、スポット当たり約１０００個の粒子（またはスポット当たり１０００のオーダーの粒子）と共に、この整合のために用いられ得る。放射線写真法については、これは１方向からなされ得る。断層写真法については、例えば９０度の差で、これらのテストパターンのうちの２またはそれより多くが用いられ得る。１つの選択肢は、撮像データのサブセットとしてテストパターンのためのデータを選択することである。または、テストパターンデータは、専用のデータであり得る。

【0048】

上流および下流の追跡平面（それぞれ、追跡平面１０６および１０８）の最大１２個の異なる回転および平行移動が存在し得る。具体的には、３つの平行移動は各々の平面について（すなわち、ｘ、ｙおよびｚ軸に沿って）であり、かつ３つの回転は各々の平面について（すなわち同一の軸の各々の周り）である。（例えば、２つの平面が単一のボディとして動くように）平面が比較的よく整合されている場合、これは６つの整合パラメータへ低減され得る。完璧に整合された検出器については、各々のスポットの外挿法推定は、ｘおよびｙ座標内の既知の焦点へ正確に収束する。１２個のパラメータのうちのいずれかの不一致は、外挿法推定おける異なる効果および衝突検出器要素のパターンを有する。例えば、いずれかの追跡平面がビーム軸について回転されている場合、ｘ方向またはｙ方向での走査は、追跡検出器内の一定のｘオフセットまたはｙオフセットに帰着しない。別の例について、いずれかの追跡検出器が、ビームに沿った予期されるｚ位置にない場合、焦点面がｚ方向に変位して見える。別の例について、検出器がｘ軸もしくはｙ軸について回転させられるか、またはｘ平面もしくはｙ平面において平行移動させられている場合、焦点は、ｘ方向またはｙ方向に変位して見える。別の例について、追跡検出器の相対的な不整合は、スポットが共通の焦点へ収束しないように見えることを引き起こし得る。これらの効果は、テストパターンを用いるビームシステム内に検出器を配置するために用いられ得る。

【0049】

１つの整合アルゴリズムは、射影平面内の任意の４点（無限遠にある点を含む任意の４点であり、そのうちの３つは同一線上にない）が、射影変換を用いて任意の他の４点へ変換され得るという、射影幾何学からの定理の派生物である。射影変換は、全ての直線を保存し、かつ、縮尺、回転および平行移動を含む。２Ｄ射影変換は、３Ｄ回転の２Ｄ上への射影を含む。２Ｄ射影平面では、点は、縮尺係数に特有である均一な３タプル［ｘ、ｙ、ｗ］により表される。デカルト座標の点から射影点を作り出すために、ｗ＝１にセットすることが十分である。射影点からデカルト座標の点への変換は、ｗで除すことにより、（無限遠にない点のために）達成される。

【0050】

平面内の４つの測定される点の位置および４つの所望の位置により、２つのセットの間の射影変換を表す３×３行列を直接的に解くことが可能である。実質的には、変換は、測定される座標系における全ての点を採用し、かつユークリッド変換の組み合わせと一致する方法でそれらを所望の座標系へ変換する。この手法は、位置ノイズに敏感であり得る。実務上、コンピュータビジョン界においてバンドル調整として公知のプロセスである、非線形最適化を通して単一の射影変換を堅実に導くために、多くの対応する点のペアのセットが用いられる。

【0051】

１つの実施では、２５個の完全に分離された数千の陽子のスポットが、整合の目的のために各々発射される。平均スポット位置は、上流および下流の検出器平面の両方における各々のスポットのために計算される。これらの点が、測定される点である。検出器およびビーム幾何学の知識と共に整合のための加速器計画を用いて、上流および下流の検出器平面における各々の理論的スポット中心について、位置が計算される。これらは、理想点位置と称される。射影変換は、測定された座標系から、検出器平面の各々のための理想的な座標系に計算される。

【0052】

未知の位置および向きの検出器平面との各々の陽子飛跡の相互作用を採用し、かつ、交点を、それらの理想的な位置にある検出器平面での対応する座標へ変えるために、画像再構築ステップにおいて射影変換が用いられる。各々の座標変換は、各々の検出器平面についての、陽子ごとの１４の浮動点動作を伴う。この整合補正ステップは、事前処理ステップのうちの１つである。

【0053】

この手段によって、外部の整合および他の質保証ステップに頼ることなく、ビーム走査システムのアイソセンタ座標系において、画像が直接的に再構築され得る。これは、放射線写真が、患者整合チェックのため、および統合された陽子飛程のチェックのために用いられることを可能とする。

【0054】

この手段の変更物が、追跡検出器座標系をチェックするために用いられ得る。例えば、追跡検出器チャンネル（例えば、光検出器２１２および２２２へ接続されるチャンネル）がシンチレーティングファイバまたは他のタイプのストリップから成る場合、追跡検出器座標は、構築プロセスにおいて規定されるようなストリップの調査に基づき得る。再構築された検出器座標における平均的な変化をチェックしながら、ｘ方向およびｙ方向において走査ペンシルビームをステッピングすることが、調査への精密な補正を提供し得る。

【0055】

ブロック４０４では、計算システム２１４は次に、個々の粒子のためのペンシルビームスポットの方向を決定する。追跡検出器内のイオン位置の測定は、読み出しチャンネルを節約するために、数個の個別の解を提供する。各々の解は、異なる位置および方向に対応する。イオンを含有するペンシルビームスポットの方向が既知である場合、正確な解が選ばれ得、かつイオンの位置および方向が既知となる。この不明確さを解決する数個の方法が存在する。核散乱等の問題を有する事象を拒絶するために、これらの方法のうちの１つ以上を一貫したチェックのために用いることが可能である。

【0056】

一例では、事象の時間は、加速器計画におけるその時間でのイオンビームの予期される操向と相関される。第１の事象の出現は、両方のシステムのための開始時間を確立し得る。２つのシステムの相対クロックレートは、規則的な時間で離間された事象のバーストを用いる特別な作業で較正され得る。衝突追跡チャンネル対時間のパターンは、加速器および検出器システムの相対クロックレートを更新するために監視され得る。例えば、ビームは、相対的なタイミングのチェックを可能とするために、短い時間差でオフにされ得る。

【0057】

別の例では、異なる解が、上流および下流の追跡検出器において異なる相対チャンネル衝突を有する。解は、イオンごとに確立され得るか、または時間内に近くにある多くのイオンにわたって平均化することによって見出され得る。

【0058】

別の例として、正しい解を見出すために、飛程検出器は、位置感度を有し得、かつ、イオンごとにまたは時間内に近くにある多くのイオンにわたって平均化することによって用いられ得る。この方法は、残留飛程検出器内の光子検出器の数およびレイアウトに依存し得る。

【0059】

ブロック４０６では、計算システム２１４は、不明確さを解決しながら、追跡検出器衝突をビームシステム内の粒子位置へ変換する。上記で説明されたように追跡検出器整合が既知となり、かつ上記で説明されたように不明確さが解決されると、局所追跡検出器座標は、ビームシステム内の座標へ変換され得る。上流の追跡器（例えば、追跡検出器１０６）については、イオン方向は位置からも既知となる。下流の追跡器（例えば、追跡検出器１０８）については、複数の散乱が方向を無作為化し得る。第２の下流の追跡検出器（示されていない）は方向を提供し得、さもなければ位置のみが既知である。いずれかのセットアップが用いられ得、第２の下流の追跡検出器が空間解像度を向上させる。

【0060】

ブロック４０８では、計算システム２１４が、残留飛程検出器１１０内の衝突を、較正された残留飛程測定値へ変換する。（追跡検出器１０６および１０８を含む）追跡システムから、システム依存の較正手段および位置依存の補正が与えられると、上記で説明されたような位置を用いて残留飛程が導かれ得る。核相互作用または他の問題を有するイオンを取り除くために、カットのセットを用いて良い事象が選択され得る。散乱される事象は、追跡検出器内の追加の衝突を時々残し得る。残留飛程検出器のデータは、イオン位置との一貫性および近くにあるイオンとの一貫性のためにチェックされ得る。

【0061】

ブロック４１０では、粒子についての水等価経路長（ＷＥＰＬ）を見出すために、粒子の初期運動エネルギが用いられる。参照によって本明細書に援用される米国特許出願公開第ＵＳ２０１６／０３３８６５４Ａ１号は、撮像される物体を横切った後に、残留飛程検出器内で各々の粒子の残留飛程がどのように個々に測定されるかの一例を詳細に説明する。システムに入射する前の陽子の初期合計飛程は、陽子ビームのために設定する運動エネルギと１対１の関係を有し、これは陽子治療設備によって設定かつ較正される。粒子のためのＷＥＰＬは、初期飛程と残留飛程との間で異なる。

【0062】

ブロック４１２では、計算システム２１４は随意に、任意の粒子が処理される前に、画像への初期近似を選ぶ。これは必ずしも要求されない（または追跡器間の単純な均質材料として捉えられ得る）が、反復アルゴリズムの収束を助け得、かつ粒子経路再構築の正確性を向上させ得る。イオンベースの放射線写真法または断層写真法のいずれかのために、診断的Ｘ線ＣＴ走査が利用可能であり得、かつ患者の境界または「外皮」を画定するために用いられ得る。阻止能への標準的な変換は、初期近似を提供し得る。イオン放射線写真法の場合、以前のイオン断層写真法走査が代わりに用いられ得る。視体積交差法も同様に用いられ得る。

【0063】

いくつかの場合では、以前のＣＴ走査は、現在のイオン断層撮影機または放射線撮影機と同一の患者寝台で行われる。そうでない場合、以前の画像から寝台を取り除き、かつイオン画像のための寝台を代用することが可能であり得る。しかし、寝台は、低質量であるようにデザインされ、寝台への初期近似が完璧でない場合であっても、反復アルゴリズムは依然として収束するはずである。

【0064】

外皮が初期近似のために用いられ得る。外皮が正確に既知である場合、どのボクセルが反復アルゴリズムに関係するのかを画定するための境界としても用いられ得る。境界の外側のボクセルは、空気または寝台材料として固定値で定義され得るか、または寝台は境界の内側に含まれ得る。これは、体積のうちの多くが密度変化のためにサンプリングされないため、計算時間を低減させ、かつ収束を向上させる。

【0065】

断層写真法の場合では、予備画像が、フィルタリングされた逆投影法から効率的に取得され得、陽子経路への直線近似で取得され得る。これは、最終的な画像と類似するが劣等な空間解像度の画像を生産し、初期近似として用いられ得る。以前のＣＴ走査が利用可能である場合、それは、患者の配置を確認するためにこの画像と比較され得る。

【0066】

放射線写真法の場合では、上流の検出器からアイソセンタまでのイオンを外挿法推定し、イオンをピクセル内へビニングし、かつピクセルのＷＥＰＬを平均化することによって、予備画像が形成され得る。以前のＣＴ走査が利用可能である場合、予期される予備画像が導かれ得、かつ実際の予備画像と比較され得る。これは、患者の配置を確認するために用いられ得る。以前のＣＴ走査が利用可能でない場合、ビーム経路に沿った長さを取得するために水の密度を仮定し、かつアイソセンタ上の中心にあることが仮定され、または、患者の配置の精査に基づくいくつかの他の仮定によって、近似外皮はＷＥＰＬと組み合わされた予備画像から構築され得る。さらなる洗練は、上流の平面と下流の平面との間の複数の散乱の量に基づき得る。放射線写真法の場合では、単一の方向から陽子を用いることで、２Ｄ画像を取得するための最終ステップは、例えば図５で例示されたような、陽子線の方向における列に沿ったボクセルの合計を要求し、従って、中間の３Ｄマップを最終的な２Ｄ画像に潰す。

【0067】

近似外皮への随意の代替は、各々の陽子のための別個の外皮を用いることであり得、各々の外皮はその陽子のＷＥＰＬへ適合されたビーム経路に沿った長さを有する。この長さは、水の密度を仮定し得るか、または、幾何学的長さが以前の画像から既知である場合には、長さを固定するが仮定された材料の密度を調節されたい。形状は、任意の有効な陽子経路を含有するために十分に大きい箱であり得る。

【0068】

以前のＣＴ走査に対応するために、本手技は典型的に、ビームシステム内の患者の慎重な配置および回転を伴う。以前のＣＴ走査との予備陽子画像の比較が、患者の配置および回転を確認し得る。横方向のずれは単純な横方向のオフセットのように見える。陽子ビームが発散するとき、ビーム方向に沿ったオフセットは、大きさの違いのように見える。患者が回転させられる場合、画像が対応しないことがある。最良の適合を見出すために、多くの異なる回転を仮定する予期された画像を準備することが可能である。任意の有意のずれ、オフセットまたは回転が、初期近似において考慮に入れられるべきである（または患者が再び位置付けられるべきである）。

【0069】

ブロック４１４では、計算システム２１４は、追跡検出器１０６および１０８の間の粒子の経路を再構築する。外皮および初期近似、ならびに追跡測定値が与えられると、エネルギ損失および複数のクーロン散乱を統合する標準的な技術が、外皮内の陽子の最も確からしい経路（ＭＬＰ）を見出すために用いられ得る。ＭＬＰの以前の使用は、陽子が入射したボクセルを検出するために、Ｖ_ｉボクセルのステップサイズを用いる。弦長が各々の入射されたボクセルへ割り当てられる。計算リソースを節約するために、各々のボクセルを通るイオンの単一の有効平均弦長が、各々のイオンのためのボクセル弦長ごとの計算の代わりに用いられ得る。しかし、この手技は、画像へノイズを加え、所与の画像の質のためにより多くの粒子、より多くの加速器時間、および、患者へのより多くの線量を要求する。結果として、画像を同一の画像の質と比べたときに、有効平均弦長手法は、より多くの計算時間を要する。

【0070】

一例では、ボクセル毎の弦長を用いた他のアルゴリズムに比べて計算時間を依然として低減させながら、画像ノイズのこの余分の源を避けるために、アルゴリズムが用いられる。横方向の複数の散乱のサイズが与えられると、長さ内の各々のセグメントの数個のボクセルと共に、正確性の有意な損失なしで、一連の直線セグメントが用いられ得る。セグメントの長さは、撮像する体積を通して一定であり得るか、または、それらは予期される複数の散乱に合わせて調整され得る。このことは、非常により長いステップサイズがＭＬＰアルゴリズムのために用いられることを可能とし、従って計算時間を節約する。ステップ間の補間は、（ｘ、ｙ、ｚ）座標において線形であり得るか、または、射影放射線撮影において用いられる（シータ１、シータ２、ｚ）座標において線形であり得る。これらの直線セグメントでは、ボクセル境界を検出し、かつボクセル毎の弦長を割り当てることが簡単である。放射線写真法の場合では、ｚにおいてボクセル数の整数に対応するステップサイズを用いることによって、さらなる単純化が取得され得、それによって各々のセグメントがボクセルのｚ境界で終了する。

【0071】

各々の接触するボクセルのための可変弦長を計算するための方法の別の例では、

【0072】

その方法は、ボクセルの側面との線セグメントの交点の計算を伴わない。その方法は、再構築体積を通した以下のステッピング戦略に頼る。各々のステップは、ビーム方向に沿ったちょうど１ピクセルである。ビーム方向に沿った各々のステップは、２つの相接するボクセルの中心で開始および終了する。これらの条件は、ステップが常に少なくとも２ボクセルに及ぶことを確実にする。ステップが同一のボクセルで終了するか、または異なるボクセルで終わるかをチェックする必要はない。ステップがちょうど２ボクセルに及ぶ場合、各々のボクセルへ割り当てられる弦長は、２つの終了点の間の距離の半分だけ増加される。２つの終了点を接合する線が２ボクセルより多くに及ぶ場合、半完全な計算がなされる場所が存在する。線セグメントが多数のより小さいサブセグメントへ分割される。１つの実施では、我々は各々の１ｍｍステップのために２０のセグメントを用いた。各々のサブセグメントはそれから、どのボクセルにそれが属しているかをテストされた。そのボクセル内の弦長は、それから、そのボクセル内にあったサブセグメントの累積の長さで増加される。サブセグメントが２ボクセルにわたって及ぶ場合、サブセグメントの長さの半分で２つのボクセルの弦長が各々増加される。サブセグメントの数が増すと、より長い計算時間の費用がかかるが弦長近似は向上する。

【0073】

いくつかの実施形態では、ＭＬＰアルゴリズムは外皮を通る粒子経路のための終点を選ぶことに頼り、終点はほとんどの場合、外皮との飛跡の交点である。外皮の上流および下流の粒子の方向が既知である場合、これは追跡検出器から外皮への経路の簡単な外挿法推定を伴う。外皮の下流に単一の追跡検出器のみが存在する場合では、方向測定値でなく位置測定値を提供するため、いくつかの反復は、外皮との粒子経路の最も確からしい交点を見出すことを必要とされ得る。ＭＬＰは、粒子の任意の仮定される位置のための予期される方向を提供する。経路の外皮との下流の交点は、ＭＬＰが下流の追跡測定値を指す外皮上の点として選ばれ得る。

【0074】

ブロック４１５において、計算システム２１４は、核相互作用または他の問題に起因する外れＷＥＰＬ測定値を有する事象を取り除くために、反復統計カットを用いる。まず、事象は、（典型的にはアイソセンタを遮断する）追跡検出器の間の所与の平面上のＭＬＰ推定位置による２次元ビン内へ分類される。断層写真法については、ビンは３次元であり、第３次元として回転角を有する。ＷＥＰＬの平均および標準偏差（シグマ）はそれから、各々のビンについて計算される。平均から特定の数のシグマ（典型的には２または３）よりも多いＷＥＰＬを有する事象が取り除かれ、それから新たな平均およびシグマが残りの事象から計算される。このプロセスは、それ以上事象が取り除かれなくなるまで繰り返す。ビン内のＷＥＰＬの初期分布は、平均の周りに集中発生した大量の「良い」事象に続く、飛程検出器内の種々の深さでの核散乱から生じる「悪い」事象のロングテールをしばしば示す。この反復カット法は、「良い」事象のみが残るまで段階的にテールをカットするという効果を有する。この方法はまた、上流および下流の追跡平面の間の横向きの変位の測定値へ適用され得る。カットは、異なる初期エネルギを有する事象へ別個に適用され得る。

【0075】

飛程検出器は、その物理的境界と異なる、確実に測定し得る残留飛程についての下限および上限を有する。飛程検出器内で検出される全てのイオンが、この飛程内に属するわけではない。飛程が点在しているため、イオンは、残留飛程の分布で飛程検出器内に到着し、その平均は、患者を通るＷＥＰＬを決定するために用いられる。平均を偏らせないために、分布全体が検出器の測定可能な限界内にあることが重要である。それから、より厳格な限界のセットが、平均の残留飛程のために定義され得る。これらの限界は、所与の初期エネルギのための最小および最大の測定可能なＷＥＰＬを確立するために用いられる。複数のエネルギが用いられるとき、各々のエネルギが患者にとって有効である患者の区域、すなわち測定されるＷＥＰＬが限界内に属する患者の区域を決定する必要がある。

【0076】

Ｘ線ＣＴデータは、患者を通るＷＥＰＬを推定し、かつ、各々のエネルギが用いられるべき領域を決定するために用いられ得る。しかし、ペンシルビームの広がりと不確実性のために追加されるマージンとに起因する、有意な重複が存在する。重複領域は、残留飛程分布の一部のみが測定される場合に問題があり得る。ＷＥＰＬがエネルギにとって高過ぎる区域では、飛程分布の高位端におけるいくつかの事象は、依然として飛程検出器に到達し得る。ＷＥＰＬがエネルギにとって低過ぎる区域では、分布の低位端におけるいくつかの事象が、残留飛程測定値についての上限内にあり得る。これらの事象を含むことは、重複するエネルギを有する区域内の偏ったＷＥＰＬ分布を作り出すため、これらの事象を識別および除去することがソフトウェアのために必要である。

【0077】

ブロック４１５において、計算システム２１４は、最も低いエネルギの事象のみをまず考慮することによってこの問題に取り組み、このエネルギでは、測定できないほど高い残留飛程を有することが予期される事象は存在しない。統計的カット後に残るこのエネルギの事象は、ビニング平面上の位置および回転角に基づいて、ピクセル内へ分類される。これらの事象の有意なサンプルを含有するピクセルの場合、ＷＥＰＬは、少なくともいくつかの事象が飛程検出器に到達するために高過ぎることはなかったことを示す。平均ＷＥＰＬが、患者の部分的な放射線写真を与えるために用いられる。この平均ＷＥＰＬが、最低エネルギ限界よりも高い場合、このエネルギは無効だと考えられる。より高いエネルギは、次に最も高いエネルギによって測定されるには平均ＷＥＰＬが低すぎるこれらのピクセルのいずれかのためには無効だと思われる。次に、部分的な放射線写真は、残りのピクセル内の、次に最も高いエネルギの事象のみを用いて作製され、かつ、これは、ＷＥＰＬがそのエネルギにとって高すぎる場合、およびＷＥＰＬが次により高いエネルギのために低すぎる場合を決定するために用いられる。プロセスは、有効な領域が全てのエネルギのために画定されるまで継続する。それらの有効な領域の外側にある事象は、最終的な再構築から除外される。

【0078】

時間を節約するために、１つの選択肢は、これらのカットを適用する目的のために、ビニング平面上の位置を決定するためだけにＭＬＰをまず用いることである。ボクセルおよび弦長を含む完全なＭＬＰプロセスはそれから、残りの事象へのみ適用され得る。

【0079】

ブロック４１６において、計算システム２１４は、上記のブロックから取得したデータ（例えば、位置データ、方向データ、およびエネルギデータ）に適合するように、画像のボクセルのＲＳＰ値を反復して調節する。種々のアルゴリズムが、粒子のリストを個々にまたはブロックで繰り返し処理し得、かつ粒子に適合するようにボクセルを調節し得る。システムは、粒子に適合し、かつ最終的な解を見出すために画像を反復して調節する。画像は、放射線写真法または断層写真法のいずれかのためであり得る。一例では、陽子放射線写真法は、追跡平面からの横断位置の情報を、残留飛程検出器からの飛程情報と組み合わせることによって形成される。陽子軌道は、複数のクーロン散乱に起因して直線から逸脱し、従って、最適な空間解像度を有する画像を形成することは、Ｘ線放射線写真についてよりも複雑である。反復代数技術は、Ａｘ＝Ｂ形式の行列方程式を用い得る。未知のＲＳＰ分布がｘで表され、これは長さＭが再構築体積内の合計ボクセル数に等しいベクトルである。ＡはＮ×Ｍ行列であり、行数Ｎは、陽子軌道の数と等しく、かつしばしばＭ（すなわち、ボクセルの数、または未知数）よりも２または３オーダー大きい。Ｂは、測定される飛程のベクトルか、またはＮ個の陽子の水等価経路長（ＷＥＰＬ）である。Ａの各々の行は長さＭである。しかし、陽子が横切ったボクセルのみへ、Ａの中の０でない係数（弦長）を割り当てることによって、陽子の軌道が表される。再構築体積内の合計ボクセル数のうちの非常に少ない部分のみである任意の所与の陽子の場合、典型的に数百万のうちの数百のみである。陽子の数は、数百万から数十億の範囲であり得る。従って、方程式の系統は非常に大きく、過剰決定され、かつ、まばらである。現在の解は、陽子のリストにわたって繰り返される反復を伴い、測定される陽子の残留飛程と符合するように、陽子によって横切られるボクセルのＲＳＰを調節する。

【0080】

放射線写真法については、患者の横断サイズ全体を閲覧することが所望され得るが、これは必ずしも必要とされない。断層写真法については、患者を通した全ての横断位置および角度（１８０度の範囲が十分である）でのイオンが、完全な３Ｄの再構築のために要求される。図７で示されるように、これは、ビームシステムのフレームにおける患者の２回の通過で達成され得るが、通過の間で患者の横方向のずれを有する。固定されたビームおよび回転する患者について、これは回転する椅子の単純な横方向の変位である。回転するガントリーの場合では、患者は処置室のフレーム内を小さな半円状に動く。画像再構築の前に、患者の動きはイオン座標内でのずれとして考慮に入れられなければならない。

【0081】

図７は、大きい患者の場合において患者全体を走査するための２つの位置の使用を描写する（同一の技術が２つより多い位置をカバーするように拡大され得る）。各々の曲がった矢印は、異なる軸周りを回る患者のサイズを表す。回転する患者での走査ビームフレームでは、それは横方向に転位された回転の軸で単純に２つの回転を実行する。ガントリー上にあり、かつガントリーと共に回る走査ビームシステムを有するフレームでは、患者寝台は、ガントリーが患者の周りを周回するときに小さな半円状に動くようにプログラムされなければならないが、しかし、写真は走査ビームシステムを有するフレームにおいて静止して見られるのと同一に見え得る。

【0082】

上記で議論された方法、システム、およびデバイスは例である。種々の構成は、種々の方法のステップもしくは手段、または、システム構成要素を、適切に省略、代用または追加し得る。例えば、代替の構成では、本方法は説明されたのと異なる順序で遂行され得、かつ／または、種々のステージが追加、省略および／または組み合され得る。また、特定の構成に関して説明された特徴は、種々の他の構成において組み合され得る。構成の異なる側面および要素は、同様の態様で組み合わされ得る。また、テクノロジ進歩しており、従って要素の多くが例であり、本開示または請求項の範囲を限定しない。

【0083】

この説明は、例示的構成のみを提供し、請求項の範囲、適用可能性、または構成を限定しない。むしろ、構成の前述の説明は、説明された技術を実施するための実行可能な説明を当業者へ提供するであろう。種々の変化は、本開示の意図または範囲から出ることなく、要素の機能および配置においてなされ得る。

【0084】

また、構成はフロー図またはブロック図として描写されるプロセスとして説明され得る。各々は、連続するプロセスとして動作を説明し得るが、動作の多くは並行して、または同時に遂行され得る。加えて、動作の順序は再配置され得る。プロセスは、図中に含まれない追加のステップを有し得る。さらに、方法の例は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、ミドルウェア、マイクロコード、ハードウェア記述言語、またはそれらの任意の組み合わせによって実施され得る。ソフトウェア、ファームウェア、ミドルウェアまたはマイクロコードで実施されるとき、タスクを遂行するためのプログラムコードまたはコードセグメントは、非一過性ストレージ媒体のような、非一過性コンピュータ可読媒体内に記憶され得る。いくつかの例では、１または複数のプロセッサが、説明されるタスクを遂行する。

【0085】

さらに、本明細書で説明される例示的実施形態は、ネットワーク化された計算システム環境内の計算デバイス内の論理動作として実施され得る。論理動作は、（ｉ）計算デバイス上で起動する、一連のコンピュータ実施命令、ステップまたはプログラムモジュール、および（ｉｉ）コンピュータデバイス内で起動する、相互接続された論理またはハードウェアモジュールとして実施され得る。

【0086】

例

【0087】

本明細書で説明された方法およびシステムの図示的な例が下記に提供される。方法およびシステムの実施形態は、下記に説明される例のうちの任意の１または複数、およびその任意の組み合わせを含み得る。

【0088】

例１は、医療画像を生成するためのコンピュータ実施方法である。方法は、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定するステップを含む。ビームシステムから生成される第１の粒子の第１の位置は、第１の追跡検出器上で検出される粒子の衝突から決定される。第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向が決定される。本方法は、残留飛程検出器上で検出される粒子の衝突から、第１の粒子の第１の残留飛程を決定するステップを含む。第１の粒子のための経路は、場所、整合、第１の位置および第１の方向に基づいて再構築される。医療画像は、第１の粒子についての再構築された経路および第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて生成される。

【0089】

例２では、医療画像を生成することは、医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値、および医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値を反復して調節することであって、調節することは第１の残留飛程に基づく、ことを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0090】

例３では、第１の値および第２の値が相対阻止能値であるように、例２の主題がさらに構成される。

【0091】

例４では、第１のボクセルが、粒子ビームの方向に沿って射影されるように、例２の主題がさらに構成される。

【0092】

例５では、医療画像のために初期画像近似を選択することであって、医療画像を生成することは初期画像近似にさらに基づく、ことを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0093】

例６では、初期画像近似が、（ｉ）第１の追跡検出器、ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づくように、例５の主題がさらに構成される。

【0094】

例７では、ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することを含むように、例２の主題がさらに構成される。

【0095】

例８では、場所および整合を決定することは、粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置でビームを向けることを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0096】

例９では、ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することを含むように、例２の主題がさらに構成される。

【0097】

例１０では、第１の追跡検出器上での第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間での粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0098】

例１１では、水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値に基づいて、反復して粒子を除去することを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0099】

例１２では、画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択することを含むように、例１の主題がさらに構成される。

【0100】

例１３は、複数の命令を備える１または複数の非一過性コンピュータ可読ストレージ媒体であり、その命令は、実行されることに応答して、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置を決定することと、第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向を決定することと、残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から、第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、場所、整合、第１の位置および第１の方向に基づいて、第１の粒子のための経路を再構築することと、第１の粒子についての再構築された経路、および、第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて、医療画像を生成することとを、計算デバイスに行わせる。

【0101】

例１４では、医療画像を生成することは、医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することであって、調節することは第１の残留飛程に基づく、ことを含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0102】

例１５では、第１の値および第２の値が相対阻止能値であるように、例１４の主題がさらに構成される。

【0103】

例１６では、第１のボクセルが、粒子ビームの方向に沿って射影されるように、例１４の主題がさらに構成される。

【0104】

例１７では、医療画像のための初期画像近似を選択するための命令であって、医療画像を生成することは、初期画像近似にさらに基づく、命令を含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0105】

例１８では、初期画像近似は、（ｉ）第１の追跡検出器、ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づくように、例１７の主題がさらに構成される。

【0106】

例１９では、ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令を含むように、例１４の主題がさらに構成される。

【0107】

例２０では、場所および整合を決定することは、粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置にビームを向けることを含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0108】

例２１では、ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定することを含むように、例１４の主題がさらに構成される。

【0109】

例２２では、第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間で粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることを含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0110】

例２３では、水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値に基づいて粒子を反復して除去することを含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0111】

例２４では、画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令を含むように、例１３の主題がさらに構成される。

【0112】

例２５は、医療画像を生成するための計算システムである。計算システムは、１または複数のプロセッサと、内部に記憶される複数の命令を有するメモリとを含む。命令は、１または複数のプロセッサによって実行されると、粒子ビームシステムに関する第１の追跡検出器についての場所および整合を決定することと、第１の追跡検出器上の検出された粒子の衝突から、ビームシステムから生成された第１の粒子の第１の位置を決定することと、第１の追跡検出器での第１の粒子の第１の方向を決定することと、残留飛程検出器上の検出された粒子の衝突から第１の粒子の第１の残留飛程を決定することと、場所、整合、第１の位置および第１の方向に基づいて、第１の粒子のための経路を再構築することと、第１の粒子についての再構築された経路、および、第１の粒子の第１の残留飛程に基づいて、医療画像を生成することとを、計算システムに行わせる。

【0113】

例２６では、医療画像を生成することは、医療画像と関連付けられる第１のボクセルのための第１の値と、医療画像と関連付けられる第２のボクセルのための第２の値とを反復して調節することであって、調節することは、第１の残留飛程に基づく、ことを含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0114】

例２７では、第１の値および第２の値が相対阻止能値であるように、例２６の主題がさらに構成される。

【0115】

例２８では、第１のボクセルは、粒子ビームの方向に沿って射影されるように、例２６の主題がさらに構成される。

【0116】

例２９では、医療画像のための初期画像近似を選択するための命令であって、医療画像を生成することは、初期画像近似にさらに基づく、命令を含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0117】

例３０では、初期画像近似は、（ｉ）第１の追跡検出器、ビームシステム、もしくは残留飛程検出器のうちの少なくとも１つに基づくデータ、（ｉｉ）ＣＴ画像、または、（ｉｉｉ）他のモダリティーからの画像、のうちの１または複数に基づくように、例２９の主題がさらに構成される。

【0118】

例３１では、ボクセルよりも大きいステップを用いるボクセル境界の間の線形補間に基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令を含むように、例２６の主題がさらに構成される。

【0119】

例３２では、場所および整合を決定することは、粒子ビームシステムのアイソセンタの周りの異なる位置にビームを向けることを含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0120】

例３３では、ボクセル境界に交わるステップをセグメントへさらに分けることに基づいて、１または複数の接触ボクセルのための可変弦長を決定するための命令を含むように、例２６の主題がさらに構成される。

【0121】

例３４では、第１の追跡検出器上の第１の粒子の衝突の時間を、加速器計画におけるその時間での粒子ビームシステムの予期される操向と相関させることを含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0122】

例３５では、水等価経路長（ＷＥＰＬ）測定値に基づいて粒子を反復して除去するための命令を含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0123】

例３６では、画像の所与の領域のために、適切な初期エネルギの粒子を選択するための命令を含むように、例２５の主題がさらに構成される。

【0124】

構造的特徴および／または方法論的作用に特有の言語で主題が説明されたが、付随の請求項において定義される主題は、上記で説明された特定の特徴または作用へ必ずしも限定されないことが、理解されるはずである。むしろ、上記で説明された特定の特徴および作用は、請求項を実施する形式の例として開示される。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】