(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公開特許公報(A)
(11)【公開番号】P2024156622
(43)【公開日】2024-11-06
(54)【発明の名称】半導体ベースの光子計数検出器の基礎
(51)【国際特許分類】
A61B 6/42 20240101AFI20241029BHJP
G01T 1/24 20060101ALI20241029BHJP
A61N 5/10 20060101ALI20241029BHJP
A61B 6/03 20060101ALI20241029BHJP
【ＦＩ】
A61B6/42 530R
G01T1/24
A61N5/10 Q
A61B6/03 573
A61B6/03 577
【審査請求】未請求
【請求項の数】31
【出願形態】ＯＬ
【外国語出願】
(21)【出願番号】P 2024068573
(22)【出願日】2024-04-19
(31)【優先権主張番号】63/497,914
(32)【優先日】2023-04-24
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(71)【出願人】
【識別番号】505172824
【氏名又は名称】アキュレイ インコーポレイテッド
【住所又は居所原語表記】１２４０ Ｄｅｍｉｎｇ Ｗａｙ， Ｍａｄｉｓｏｎ， ＷＩ ５３７１７ Ｕ．Ｓ．Ａ
(74)【代理人】
【識別番号】110004163
【氏名又は名称】弁理士法人みなとみらい特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】プレカス，ゲオルギオス
(72)【発明者】
【氏名】チャッポ，マーク
(72)【発明者】
【氏名】ユイ，ジーツォン
(72)【発明者】
【氏名】ギャニオン，ダニエル
【テーマコード（参考）】
2G188
4C082
4C093
【Ｆターム（参考）】
2G188AA02
2G188BB02
2G188BB15
2G188CC29
4C082AC02
4C082AE03
4C082AG24
4C082AJ08
4C082AJ14
4C082AP01
4C093AA22
4C093AA25
4C093CA31
4C093EB13
4C093EB17
4C093FC26
4C093FF28
4C093FF37
(57)【要約】
【課題】半導体ベースの光子計数検出器を提供する。
【解決手段】本明細書には治療装置が開示される。治療装置は、患者支持体の周りに少なくとも部分的に配置された回転可能なガントリーシステムと、回転可能なガントリーシステムに結合された第１の放射線源とを含む。第１の放射線源は、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成される。装置は、第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器をさらに含む。放射線検出器は、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受ける。時間間隔は、過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである。
【選択図】図１Ａ
【解決手段】本明細書には治療装置が開示される。治療装置は、患者支持体の周りに少なくとも部分的に配置された回転可能なガントリーシステムと、回転可能なガントリーシステムに結合された第１の放射線源とを含む。第１の放射線源は、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成される。装置は、第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器をさらに含む。放射線検出器は、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受ける。時間間隔は、過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである。
【選択図】図１Ａ
【特許請求の範囲】
【請求項1】
患者支持体の周りに少なくとも部分的に配置された回転可能なガントリーシステムと、
前記回転可能なガントリーシステムに結合された第１の放射線源であって、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成された、第１の放射線源と、
前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、前記受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器であって、
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである、
放射線検出器と
を備える、治療装置。
前記回転可能なガントリーシステムに結合された第１の放射線源であって、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成された、第１の放射線源と、
前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、前記受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器であって、
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである、
放射線検出器と
を備える、治療装置。
【請求項2】
前記回転可能なガントリーシステムに結合された第２の放射線源であって、撮像用放射線または治療用放射線の少なくとも一方のために構成され、前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、第２の放射線源をさらに備える、請求項１に記載の治療装置。
【請求項3】
前記第１の放射線源と関連付けられた前記放射線検出器が半導体材料を含む、請求項１に記載の治療装置。
【請求項4】
前記放射線検出器がエネルギー分解光子計数検出器を含む、請求項３に記載の治療装置。
【請求項5】
前記放射線検出器が、前記受け取った放射線中に検出されたＸ線光子のエネルギーを弁別して断層撮影データを生成するように構成された、請求項４に記載の治療装置。
【請求項6】
前記放射線検出器が半導体材料を含み、
前記放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧が供給され、
前記バイアス電圧が、周期的放射間の前記時間間隔中に修正される、
請求項１に記載の治療装置。
前記放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧が供給され、
前記バイアス電圧が、周期的放射間の前記時間間隔中に修正される、
請求項１に記載の治療装置。
【請求項7】
前記印加バイアスの修正が、電圧の低減、無効化、および反転のうちの少なくとも１つを含む、請求項６に記載の治療装置。
【請求項8】
前記バイアス電圧の前記修正が、前記周期的なＸ線放射間の前記間隔に実質的に適用されるが、前記Ｘ線がまだオンである間に開始することができ、前記Ｘ線が再開される間継続することができる、請求項６に記載の治療装置。
【請求項9】
前記バイアス電圧の前記修正が前記過渡効果の消散を容易にする、請求項６に記載の治療装置。
【請求項10】
前記半導体材料が、シリコン、カドミウム、テルル、および亜鉛のうちの少なくとも１つを含む、請求項２に記載の治療装置。
【請求項11】
前記放射線検出器が、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）検出器、シリコンドリフト検出器（ＳＤＤ）、シリコンＰＩＮダイオード検出器、およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）ピクセル検出器のうちの少なくとも１つを含む、請求項１０に記載の治療装置。
【請求項12】
前記断層撮影データが、画像を含み、撮像フレームレートで収集され、
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項１に記載の治療装置。
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項１に記載の治療装置。
【請求項13】
前記撮像フレームレートが７００フレーム／秒以下である、請求項１２に記載の治療装置。
【請求項14】
前記第１の放射線源が、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含み、前記第２の放射線源が、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含む、請求項２に記載の治療装置。
【請求項15】
前記第２の放射線源が６ＭｅＶのピークエネルギーを含む、請求項２に記載の治療装置。
【請求項16】
前記放射線検出器が、螺旋走査中に前記放射線を受け取る、請求項１に記載の治療装置。
【請求項17】
前記放射線検出器が、軸方向走査中に前記放射線を受け取る、請求項１に記載の治療装置。
【請求項18】
周期的な放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成された第１の放射線源と、
前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、前記受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器であって、
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さであり、
前記放射線検出器が半導体材料を含み、
前記放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧が供給され、
前記バイアス電圧が、前記過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の前記時間間隔中に修正される、
放射線検出器と
を備える、治療装置。
前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、前記受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器であって、
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さであり、
前記放射線検出器が半導体材料を含み、
前記放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧が供給され、
前記バイアス電圧が、前記過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の前記時間間隔中に修正される、
放射線検出器と
を備える、治療装置。
【請求項19】
撮像用放射線または治療用放射線の少なくとも一方のために構成された第２の放射線源であって、前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、第２の放射線源をさらに備える、請求項１８に記載の治療装置。
【請求項20】
前記放射線検出器がエネルギー分解光子計数検出器を含む、請求項１８に記載の治療装置。
【請求項21】
前記放射線検出器が、前記受け取った放射線中に検出されたＸ線光子のエネルギーを分析して前記断層撮影データを生成するように構成された、請求項２０に記載の治療装置。
【請求項22】
前記断層撮影データが、画像を含み、撮像フレームレートで収集され、
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項１８に記載の治療装置。
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項１８に記載の治療装置。
【請求項23】
前記撮像フレームレートが７００フレーム／秒以下である、請求項２２に記載の治療装置。
【請求項24】
放射線検出器により、第１の放射線源から撮像Ｘ線放射線を受け取ることであって、前記第１の放射線源が、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に前記撮像Ｘ線放射線を放射するように構成され、
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さであり、
前記放射線検出器が半導体材料を含む、ことと、
前記放射線検出器が前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧を提供することと、
前記過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の前記時間間隔中に前記バイアス電圧を修正することと
を含む、治療方法。
前記放射線検出器が、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受け、
前記時間間隔が、前記過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さであり、
前記放射線検出器が半導体材料を含む、ことと、
前記放射線検出器が前記第１の放射線源からＸ線放射線を受け取っているときに前記半導体材料にバイアス電圧を提供することと、
前記過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の前記時間間隔中に前記バイアス電圧を修正することと
を含む、治療方法。
【請求項25】
第２の放射線源により、患者に治療用放射線を提供することであって、前記第２の放射線源が前記第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、ことをさらに含む、請求項２４に記載の治療方法。
【請求項26】
前記第１の放射線源が、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含み、前記第２の放射線源が、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含む、請求項２５に記載の治療方法。
【請求項27】
前記放射線検出器がエネルギー分解光子計数検出器を含む、請求項２４に記載の治療方法。
【請求項28】
前記断層撮影データを生成するために、前記受け取った放射線中に検出されたＸ線光子のエネルギーを分析することをさらに含む、請求項２７に記載の治療方法。
【請求項29】
前記放射線検出器が、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）検出器、シリコンドリフト検出器（ＳＤＤ）、シリコンＰＩＮダイオード検出器、およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）ピクセル検出器のうちの少なくとも１つを含む、請求項２４に記載の治療方法。
【請求項30】
前記断層撮影データが、画像を含み、撮像フレームレートで収集され、
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項２４に記載の治療方法。
前記撮像フレームレートが１０００フレーム／秒以下である、
請求項２４に記載の治療方法。
【請求項31】
前記撮像フレームレートが７００フレーム／秒以下である、請求項３０に記載の治療方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
関連出願の相互参照
本出願は、２０２３年４月２４日に出願された、「Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｓｅｍｉ－Ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ－Ｂａｓｅｄ Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ」と題する米国仮出願第６３／４９７，９１４号（代理人整理番号第３８９３５．０４１１６号）の優先権を主張し、その内容は参照により本明細書に完全に組み込まれる。
本出願は、２０２３年４月２４日に出願された、「Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ ｏｆ Ｓｅｍｉ－Ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ－Ｂａｓｅｄ Ｐｈｏｔｏｎ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ」と題する米国仮出願第６３／４９７，９１４号（代理人整理番号第３８９３５．０４１１６号）の優先権を主張し、その内容は参照により本明細書に完全に組み込まれる。
【0002】
発明の分野
本開示は、放射線療法中の撮像を改善するためのＸ線照射の間欠またはパルス照射および間欠またはパルスバイアス電圧に関する。これは、エネルギー分解光子計数検出を使用するコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）におけるパルスＸ線照射の適用を含む。
本開示は、放射線療法中の撮像を改善するためのＸ線照射の間欠またはパルス照射および間欠またはパルスバイアス電圧に関する。これは、エネルギー分解光子計数検出を使用するコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）におけるパルスＸ線照射の適用を含む。
【背景技術】
【0003】
「放射線手術」という用語は、多数の画分において１画分当たりより低い線量の送達を用いるよりも少ない治療セッションまたは画分において病変を壊死させるのに十分な線量で放射線が標的領域に照射される処置を指す。放射線手術は、通常、放射線療法とは区別されるように、１画分当たり比較的高い放射線量（例えば、５００～２０００センチグレイ）および小分割（例えば、１から５画分または治療日）を特徴とする。放射線療法は、通常、１画分当たり低い線量（例えば、１００～２００センチグレイ）および多分割（例えば、３０から４５画分）を特徴とする。便宜上、「放射線治療」および「放射線／療法」という用語は、本明細書では、特に明記しない限り、放射線手術および／または放射線療法を意味するために互換的に使用する。
【0004】
各放射線療法システムには、放射線送達処置をセットアップし、いくつかの例では誘導し、治療中の標的の動きを追跡するために使用される治療中画像を提供するための撮像システムが関連付けられている。ＭＶ撮像システムは、患者のセットアップおよび治療中画像を撮像するために、治療用線源の反対側に検出器を配置することができ、一方、他のアプローチは、患者のセットアップおよび治療中画像のために別個の独立した（１つもしくは複数の）画像放射線源および／または（１つもしくは複数の）検出器を利用する。治療中の標的または標的体積の追跡は、治療中画像を事前のまたは治療前の画像情報と比較することによって達成される。治療前画像情報は、例えば、ＣＴデータ、コーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）データ、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）データ、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）データまたは３Ｄ回転血管造影（３ＤＲＡ）データ、およびこれらの撮像モダリティから得られる任意の情報（例えば、これに限定されないが、デジタル再構成Ｘ線写真（ＤＲＲ））を含んでもよい。
【0005】
放射線療法には通常、次の２つの一般的な目標がある。（ｉ）高度に共形の線量分布を標的体積に送達すること（ＣＴ撮像を利用して放射線の送達／線量を標的の形状に一致させることによって、正常組織が可能な限り温存される）、および（ｉｉ）すべての治療画分にわたって高精度で治療ビームを送達すること。第３の目標は、これら２つの一般的な目標を１画分当たり可能な限り短い時間で達成することである。より共形の線量分布を送達するには、例えば、非共平面ビームを送達する能力が必要となり得る。治療ビームを正確に送達するには、標的体積画分内の位置を追跡する能力が必要となり得る。送達速度を高める能力には、室内の他の物体もしくは患者に当たることなく、かつ／または規制機関の速度制限に違反することなく、放射線源を正確、精密、かつ迅速に移動させる能力が必要である。
【0006】
ＣＢＣＴは、放射線治療システムと組み合わせて使用するための治療中撮像モダリティとして、場合によってはｋＶ撮像モダリティとして、他の場合にはＭＶ（ポータル）撮像モダリティとして提案されている。ＣＢＣＴ撮像は、標的体積の２Ｄ投影から３Ｄ体積画像を直接構成し、ＣＢＣＴは、標的体積の周りの一回のガントリー回転（より具体的には、少なくとも１８０度にファンビーム角を加えた回転）から３Ｄ画像体積を形成する能力を提供する。ＣＢＣＴはまた、より等方性の空間分解能も提供する。
【0007】
ＣＢＣＴを使用した線量計算および治療計画は、ＣＢＣＴ画像が高品質および定量的精度のものであることを必要とする。しかしながら、横方向の面内の患者切断が発生すると、アーチファクトおよび定量的バイアスが導入され、ＣＢＣＴ画像は線量計算および治療計画での使用に適さなくなる。患者位置決めおよび走査視野（ＦＯＶ）選択によって患者切断を減らすことができるが、自動的な患者位置決めおよびＦＯＶ選択は困難であり得る。例えば、患者のサイズよりも小さいＦＯＶの選択および／またはＦＯＶ内の中心から外れた患者位置決めは、横方向の切断をもたらし得る。さらに、必要以上に大きいＦＯＶを選択すると、より大きい検出器オフセット、患者データの検出に使用されないより大きい検出器面積、および同じ患者線量に対してあまり有用でない患者データが必要になる。
【0008】
フラットパネル検出
【0009】
従来のＣＢＣＴシステムは、主にシンチレーションによってＸ線を検出するフラットパネル検出器（ＦＰＤ）を使用する。ＣＴ用途におけるＦＰＤの共通性および一般的な有用性にもかかわらず、ＦＰＤにはいくつかの制限がある。例えば、ＦＰＤのダイナミックレンジ（通常は１６ビット）は、通常、いくつかの医学関連の特徴（例えば、病変、特に低コントラストの病変）を撮像するには不十分である。ＦＰＤはまた、量子効率が低く（通常は約０．５ｍｍ厚の結晶）、読み出しが遅い（通常は約１００フレーム／秒）。したがって、例えば、画像およびエネルギー分解能を改善するためにＦＰＤ以外の撮像技術を使用する代替のシステムおよび方法が必要とされている。
【発明の概要】
【0010】
本明細書には治療装置が開示される。治療装置は、患者支持体の周りに少なくとも部分的に配置された回転可能なガントリーシステムと、回転可能なガントリーシステムに結合された第１の放射線源とを含む。第１の放射線源は、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成される。装置は、第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、受けた放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器をさらに含む。放射線検出器は、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受ける。時間間隔は、過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである。
【0011】
治療装置は、回転可能なガントリーシステムに結合された第２の放射線源をさらに含んでもよい。第２の放射線源は、撮像用放射線または治療用放射線の少なくとも一方のために構成されてもよく、第２の放射線源は、第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する。第１の線源と関連付けられた放射線検出器は、半導体材料を含んでもよい。放射線検出器は、エネルギー分解光子計数検出器を含んでもよい。放射線検出器は、受け取った放射線中の検出したＸ線光子のエネルギーを弁別して断層撮影データを生成するように構成されてもよい。
【0012】
放射線検出器は、半導体材料を含んでもよい。放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに半導体材料にバイアス電圧が供給され得る。バイアス電圧は、周期的放射間の時間間隔中に修正されてもよい。印加バイアスの修正は、電圧の低減、無効化、および反転のうちの少なくとも１つを含み得る。バイアス電圧の修正は、周期的なＸ線放射間の間隔におおむね適用され得るが、Ｘ線がまだオンである間に開始することができ、Ｘ線が再開される間継続することができる。バイアス電圧の修正は、過渡効果の消散を容易にし得る。
【0013】
半導体材料は、シリコン、カドミウム、テルル、および亜鉛のうちの少なくとも１つを含んでもよい。放射線検出器は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）検出器、シリコンドリフト検出器（ＳＤＤ）、シリコンＰＩＮダイオード検出器、およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）ピクセル検出器のうちの少なくとも１つを含んでもよい。
【0014】
断層撮影データは、画像を含んでもよく、撮像フレームレートで収集され得る。撮像フレームレートは、１０００フレーム／秒以下であってもよい。撮像フレームレートは、７００フレーム／秒以下であってもよい。第１の放射線源は、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含んでもよく、第２の放射線源は、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含んでもよい。第２の放射線源は、６ＭｅＶのピークエネルギーを含んでもよい。放射線検出器は、螺旋走査中に放射線を受け取ってもよい。放射線検出器は、軸方向走査中に放射線を受け取ってもよい。
【0015】
また本明細書には、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成された第１の放射線源と第１の放射線源からＸ線放射線を受け取り、受け取った放射線から断層撮影データを生成するように構成された放射線検出器とを含む治療装置も開示される。放射線検出器は、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受ける。時間間隔は、過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである。放射線検出器は、半導体材料を含む。放射線検出器がＸ線放射線を受け取っているときに半導体材料にバイアス電圧が供給される。バイアス電圧は、過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の時間間隔中に修正される。
【0016】
治療装置は、第２の放射線源を含んでもよい。第２の放射線源は、撮像用放射線または治療用放射線の少なくとも一方のために構成されてもよい。第２の放射線源は、第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有してもよい。
【0017】
放射線検出器は、エネルギー分解光子計数検出器を含んでもよい。放射線検出器は、受け取った放射線中の検出したＸ線光子のエネルギーを分析して断層撮影データを生成するように構成されてもよい。断層撮影データは、画像を含んでもよく、撮像フレームレートで収集され得る。撮像フレームレートは、１０００フレーム／秒以下であってもよい。撮像フレームレートは、７００フレーム／秒以下であってもよい。
【0018】
また、本明細書には治療方法が開示される。方法は、放射線検出器により、第１の放射線源から撮像Ｘ線放射線を受け取ることであって、第１の放射線源が、周期的放射間の時間間隔の間休止した後に撮像Ｘ線放射線を放射するように構成される、ことを含む。放射線検出器は、分極および電荷トラップの少なくとも一方によって引き起こされる過渡効果を受ける。時間間隔は、過渡効果が実質的に消散するのに十分な長さである。放射線検出器は、半導体材料を含む。方法は、放射線検出器が第１の放射線源からＸ線放射線を受け取っているときに半導体材料にバイアス電圧を提供することをさらに含む。方法はまた、過渡効果の消散を容易にするために周期的放射間の時間間隔中にバイアス電圧を修正することも含む。
【0019】
方法は、第２の放射線源により、患者に治療用放射線を提供することであって、第２の放射線源が第１の放射線源よりも高いエネルギーレベルを有する、ことをさらに含んでもよい。第１の放射線源は、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含んでもよく、第２の放射線源は、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含んでもよい。放射線検出器は、エネルギー分解光子計数検出器を含んでもよい。
【0020】
方法は、断層撮影データを生成するために、受け取った放射線中の検出したＸ線光子のエネルギーを分析することをさらに含んでもよい。放射線検出器は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）検出器、シリコンドリフト検出器（ＳＤＤ）、シリコンＰＩＮダイオード検出器、およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）ピクセル検出器のうちの少なくとも１つを含んでもよい。断層撮影データは、画像を含んでもよく、撮像フレームレートで収集され得る。撮像フレームレートは、１０００フレーム／秒以下であってもよい。撮像フレームレートは、７００フレーム／秒以下であってもよい。
【0021】
１つの実施形態に関して説明および／または例示されている特徴は、１つもしくは複数の他の実施形態において同じ方法もしくは同様の方法で、かつ／または他の実施形態の特徴と組み合わせて、もしくはそれらの特徴の代わりに使用されてもよい。
【0022】
本発明の説明は、特許請求の範囲で使用される語または特許請求の範囲もしくは発明の範囲を、いかなる点でも限定するものではない。特許請求の範囲で使用される語は、それらの完全な通常の意味のすべてを有する。
【0023】
本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成する添付の図面には、本発明の実施形態が図示されており、これらは、上記の本発明の一般的な説明および以下の詳細な説明と共に、本発明の実施形態を例示する役割を果たす。図の例示の要素境界（例えば、ボックス、ボックスのグループ、または他の形状）は、境界の一実施形態を表すことが理解されよう。いくつかの実施形態では、１つの要素が複数の要素として設計されてもよいし、複数の要素が１つの要素として設計されてもよい。いくつかの実施形態では、別の要素の内部構成要素として示されている要素は、外部構成要素として実装されてもよく、その逆も同様である。さらに、要素は縮尺通りに描かれていない場合もある。
【図面の簡単な説明】
【0024】
【図1A】本開示の文脈における例示的な光子計数検出器スペクトルＣＴ（ＰＣＤ－ＣＴ）検出器セットアップ１を示す図である。
【図1B】セットアップ１における高Ｘ線８フラックスの影響下での電子ｅ－／正孔ｈ＋分布を示す図である。
【図1D】異なるフラックス（ｍＡ）に対するカソード６における「正規化された光子カウント」の形の検出された光子のエネルギースペクトルに対する分極効果を示す図である。
【図1E】半導体ＰＣＤにおける結晶欠陥による電荷トラップの概略図である。
【図1F】連続モードＸ線とパルスモードＸ線とに曝露された同じ検出器の比較を示す図である。
【図2A】ＰＣＤ－ＣＴにおけるパルスおよび間欠バイアス法２００の適用を示す図である。
【図2B】電圧バイアスパルス印加で動作する検出器素子（約２０ｍｍ×２０ｍｍの単結晶）のフィールド画像である。
【図2C】２Ｂで使用されたのと同じフラックスおよび同じ時間に対する連続バイアスで動作する２Ｂと同じ検出器素子のフィールド画像である。
【図2D】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による例示的なマルチモーダル放射線療法装置の斜視図である。
【図3】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による例示的なマルチモーダル放射線療法デバイスの図である。
【図4】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による例示的な放射線治療環境を示す図である。
【図5A】ＰＣＤ－ＣＴを使用して関心対象の患者または物体から画像データを得る例示的な方法を示すフローチャートである。
【図5B】ＰＣＤ－ＣＴを使用して関心対象の患者または物体から画像データを得る別の例示的な方法を示すフローチャートである。
【図6】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による、オンライン適応ＩＧＲＴのために複数の放射線モダリティからの走査データを組み合わせる例示的な方法を示すフローチャートである。
【図7】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による放射線療法デバイスを使用するＩＧＲＴの例示的な方法を示すフローチャートである。
【図8】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による例示的な画像ベースの送達前ステップ／オプションを示すブロック図である。
【図9】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による、撮像および／または後続の画像ベースの送達前ステップ中に利用され得る例示的なデータソースを示すブロック図である。
【図10】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による放射線療法デバイスを使用した患者のセットアップまたはアライメントを含む例示的な方法を示すフローチャートである。
【図11】本明細書に記載の１つまたは複数の実施形態による放射線療法デバイスを使用した適応ＩＧＲＴを含む例示的な方法を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【0025】
以下は、本開示を通して使用され得る例示的な用語の定義を含む。すべての用語の単数形と複数形の両方が各意味に含まれる。
【0026】
本明細書で使用される「構成要素」は、ハードウェアの一部分、ソフトウェアの一部分、またはそれらの組み合わせとして定義することができる。ハードウェアの一部分は、少なくともプロセッサおよびメモリの一部分を含むことができ、メモリは実行すべき命令を含む。構成要素は、デバイスと関連付けられてもよい。
【0027】
本明細書で使用される「回路」と同義の「論理」は、（１つもしくは複数の）機能または（１つもしくは複数の）動作を行うハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア、および／または各々の組み合わせを含むが、これらに限定されない。例えば、所望の用途または必要性に基づいて、論理は、ソフトウェア制御のマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）などのディスクリート論理、または他のプログラム論理デバイスおよび／もしくはコントローラを含んでもよい。論理はまた、完全にソフトウェアとして具現化されてもよい。
【0028】
本明細書で使用される「プロセッサ」は、マイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、中央処理装置（ＣＰＵ）、およびデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）などの実質的に任意の数のプロセッサシステムまたはスタンドアロンプロセッサのうちの１つまたは複数を任意の組み合わせで含むが、これらに限定されない。プロセッサは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、プログラマブル読み出し専用メモリ（ＰＲＯＭ）、消去可能プログラマブル読み出し専用メモリ（ＥＰＲＯＭ）、クロック、デコーダ、メモリコントローラ、または割り込みコントローラなどといった、プロセッサの動作をサポートする様々な他の回路と関連付けられてもよい。これらのサポート回路は、プロセッサまたはプロセッサと関連付けられた電子パッケージの内部にあっても外部にあってもよい。サポート回路は、プロセッサと動作可能に通信する。サポート回路は、ブロック図または他の図面において必ずしもプロセッサと別個に示されてはいない。
【0029】
本明細書で使用される「信号」は、アナログまたはデジタル信号、１つまたは複数のコンピュータ命令、ビットまたはビットストリームなどを含む１つまたは複数の電気信号を含むが、これらに限定されない。
【0030】
本明細書で使用される「ソフトウェア」は、コンピュータ、プロセッサ、論理、および／または他の電子デバイスに機能、動作を行わせ、かつ／または所望の方法で挙動させる１つまたは複数のコンピュータ可読命令および／または実行可能命令を含むが、これらに限定されない。命令は、動的にリンクされたソースまたはライブラリからの別個のアプリケーションまたはコードを含むルーチン、アルゴリズム、モジュール、またはプログラムなどの様々な形態で具現化されてもよい。
【0031】
上記の例示的な定義が提供されているが、本明細書と一致する最も広い合理的な解釈が上記その他の用語に使用されることが出願人の意図である。
【0032】
以下でより詳細に説明するように、開示の技術は、関連付けられるデバイスおよび方法を用いたマルチモーダル撮像／放射線療法用途におけるパルスＸ線照射に関する。デバイスおよび方法は、パルス放射を使用して、最新のＣＴシステムなどの連続露光の画像走査に比べてエネルギー分解能を向上させる。これらは、検出器における過渡効果を減少させるために、パラメータの中でも特に、Ｘ線パルスの周期および検出器に印加されるバイアスを調整することを含む。
【0033】
半導体ベースのＸ線検出の概要
【0034】
半導体ベースの検出は、ＦＰＤおよびシンチレーションベースのＸ線検出の代替法を提供する。半導体検出器は、エネルギー閾値処理を使用して個々のＸ線光子のエネルギー情報を収集することができる光子計数検出器（ＰＣＤ）技術を採用する。他の利点については、以下でより詳細に説明する。
【0035】
特に、ＰＣＤは、光子計数検出器スペクトル（エネルギー弁別）ＣＴ（ＰＣＤ－ＣＴ）と呼ばれる有望な治療用画像モダリティで使用することができる。ＰＣＤ－ＣＴは、エネルギー統合診断ＣＴと比較して、強化され改善された診断情報を有する断層撮影画像を生成する可能性がある。ＰＣＤ－ＣＴは、部分的には、各光子を個別に、各光子と関連付けられるエネルギーと共に測定することによって、これを達成し得る。専用の電子回路および／またはソフトウェアが、この情報を分析して、Ｘ線光子検出からより詳細な画像を生成する。
【0036】
ＰＣＤ－ＣＴは、画像を作成するためのピクセルとして放射線検出器素子の（１つまたは複数の）アレイを使用することができる。図１Ａは、１つのそのような例示的なＰＣＤ－ＣＴ検出器セットアップ１を示している。セットアップ１は、大きな患者領域にわたって画像を作成するために同様の検出器のアレイに組み込まれ得る１つのＰＣＤ検出器を表す。セットアップ１は、半導体材料２と、カソード４と、アノードブロック６を一緒に形成するピクセルアノード６ａ～６ｆのアレイとを含む。入射Ｘ線８の検出により、入射する放射線８中の光子の数およびエネルギーを示す信号３を生成することができる。信号３は、各アノード６ａ～６ｆ、およびより大きな検出器アレイの各アノードで空間分解され得る。これにより、空間分解Ｘ線画像を提供することができる。
【0037】
より具体的には、ＰＣＤセットアップ１によるＸ線検出は以下のように進行する。個々のＸ線光子１０８は、半導体２と相互作用５をし、それによって半導体材料２内に電子ｅ－と正孔ｈ＋の対を生成する。カソード４と収集アノード６ａ～６ｆとの間に印加されるバイアス電圧７が、半導体材料２内に電界を発生させる。バイアス７によって発生した電界は、電子ｅ－をアノード６ａ～６ｆに向かってドリフトさせる。電界はまた、正孔ｈ＋をカソード４に向かってドリフトさせる。電子ｅ－がＸ線相互作用５の位置からアノード６まで移動するのに必要な時間、「ドリフト時間」は、経路に沿った電界強度と、半導体材料２の構造／品質とに関連し、材料２内の任意の電子プロセスにも関連する。画像は、アノード６ａ～６ｆで収集された電子ｅ－に基づいた信号３から形成することができる。信号３は、元のＸ線光子８のエネルギーに関連する。図１Ａに示すように、信号３は、時間の経過に伴う半導体材料２とのＸ線相互作用の累積表現を含むことができる。原理的には、アノードピクセル６ａ～６ｆの各々がそれ自体の信号３を生成することができる。これらの信号からのデータを空間分解し、集約して断層撮影画像を作成することができる。
【0038】
医用撮像に半導体ベースの検出を使用する問題
【0039】
残念ながら、図１Ａに表される検出事象５の解釈は、Ｘ線検出中に発生するプロセスによって複雑になる可能性がある。そのようなプロセスとしては、例えば、半導体材料２の分極やその欠陥に生じる電荷トラップ効果が挙げられる。これらの問題および問題の緩和については、以下でより詳細に説明する。
【0040】
分極
【0041】
検出中の半導体材料２の分極は、ＰＣＤ－ＣＴ性能に悪影響を及ぼす可能性がある。高Ｘ線フラックスが、ドリフト中に電子ｅ－が受ける電界を変化させるのに十分な相互作用５を介して相当数の捕捉または蓄積された電子ｅ－および／または正孔ｈ＋を生成するときに分極が発生し得る。分極は十分に制御されないため、ドリフトに対するその影響により、カウントデータ３のエネルギー分解能が困難または不可能になる可能性がある。これらの影響は累積的であり、Ｘ線撮像セッションの経過に伴って悪化する。これらはまた、Ｘ線フラックスの増加と共に悪化する。これらは、信号３の時間的ドリフトおよび一般的な信号不安定性を引き起こす可能性がある。
【0042】
図１Ｂ、図１Ｃ、および図１Ｄは、高Ｘ線フラックス下での分極を示している。図１Ｂは、高Ｘ線８フラックスの影響によって引き起こされる電子ｅ－／正孔ｈ＋分布を示している。Ｘ線８が検出器の半導体材料２と相互作用する際に電子ｅ－と正孔ｈ＋の両方が作り出される。図１Ａとの関連で上述したように、印加電圧７の影響下で電子ｅ－はアノード６に向かってドリフトし、正孔ｈ＋はカソード４に向かってドリフトする。
【0043】
図１Ｃは、高Ｘ線フラックスにしばらく曝露された後にこの構成から生じる電荷９の蓄積を示している。半導体材料２内でアノード６の近くに電子ｅ－が（すなわち、電荷蓄積９）、カソード４の近くに正孔ｈ＋が蓄積するにつれて、主に低速で移動する正孔によるこの分極電荷分布によりそれ自体の電界が作り出される。その電界は、印加バイアス７によって作り出された電界に対抗し得る。より詳細には、分極によって作り出された電界は、材料２中の電子ｅ－および正孔ｈ＋のドリフトに影響を及ぼし得る。
【0044】
図１Ｃに示す条件下では、電子ｅ－のドリフト時間が比較的うまく制御されていない。これにより、カウント信号３（図１Ａ）の定量化が困難となる。また、Ｅｘ－ｒａｙが十分に特徴付けられていないため、エネルギー論も曖昧になる。以下でより詳細に説明するように、これは信号３に悪影響を及ぼす可能性がある。例えば、Ｘ線光子カウントを表す検出された「パルス高さ」を低減する可能性がある。ＰＣＤの場合のように複数のエネルギー閾値が使用される場合、パルスのエネルギーを予想よりも低いエネルギーにシフトし、かつ／または誤ったエネルギー弁別を報告する可能性がある。これは、計数された光子の過小評価と、検出された光子に関する正確なエネルギー情報の損失の両方につながる可能性がある。
【0045】
分極は、分析（すなわち、信号３の収集および解釈に専用のソフトウェアまたはハードウェア）が個々のＸ線光子カウントを失うかまたは誤って解釈する原因となり得る。このデータ損失または誤った解釈は、材料分解についての誤ったエネルギー情報をもたらす可能性がある。不完全な電荷収集はまた、誤ったエネルギー位置合わせおよびスペクトルの歪みをもたらす可能性がある。分析が検出されたデータをエネルギー分解信号３のエネルギービンに割り当てる場合、分極がビニング閾値に対してエネルギーを誤って増加または減少させると、事象が誤って計数されるか、または誤って特徴付けられる可能性がある。これにより、材料分解目的に誤ったエネルギー情報が提供される可能性がある。分極はまた、断層撮影画像におけるアーチファクトをより直接的にもたらす可能性もある。
【0046】
図１Ｄは、「正規化された光子カウント」の形の検出された光子のエネルギースペクトルに対する分極効果を示しており、これは、捕捉された電荷が蓄積され、結果として信号ドリフトをもたらす場合の、異なるフラックス（低から高）を使用した経時的なスペクトルシフトの代表的なケースとすることができる。図１Ｄは、空気中の異なるＸ線フラックスを有する物体のエネルギー分解光子カウントデータを示している。図１Ｄのキー（５ｍＡ、１０ｍＡ、１５ｍＡ、および２０ｍＡのデータを識別する）は、信号レベルを区別している。ｍＡ（フラックス）が増加するにつれて、総フラックス曲線（エネルギーヒストグラム）も増加する。同時に、全体的な「平均」エネルギーもより低いエネルギーに向かってシフトする。例えば、「５ｍＡ」曲線のピークＡは、約６５ｋｅＶで発生する。同じピークＡが「１５ｍＡ」曲線では４０～４５ｋｅＶ付近で発生する。「２０ｍＡ」曲線の下方エネルギーシフトは、ピークＡを識別することができるほど極端である。これは、より高いＸ線フラックス（ｍＡ）を有するプロットがスペクトル歪みをどのように受けるかを示している。
【0047】
電荷トラップ
【0048】
分極とは別個に、または分極と関連して発生し得るＰＣＤ－ＣＴの別の歪みが、「電荷トラップ」である。これは、検出器の半導体材料２内の結晶欠陥（例えば、転位）が一定のバイアス７の印加下でイオン化し、電荷キャリア（例えば、電子ｅ－）を動けなくし、それらが電極に到達するのを妨げるときに起こる。上述の分極の場合と同様に、電荷トラップは、検出器システム内のドリフトおよび収集を印加バイアス７に基づく予想から逸脱させる可能性がある。また、特定の位置における電荷トラップ（すなわち、転位または他の拡張欠陥）は、これらの位置のイオン化を誘発し、したがって、前述のように分極領域として作用し得る局所的な電界を作り出す可能性がある。これはまた、（例えば、図１Ｄに示すスペクトルシフトに類似した）スペクトル歪みをもたらす誤ったエネルギー位置合わせおよび光子カウントの過小評価を引き起こす可能性もある。これは、画像特徴および材料特性の誤った解釈を招く可能性がある。
【0049】
より具体的には、結晶欠陥の電荷トラップおよびイオン化は、電子ｅ－および正孔ｈ＋が検出器１の電極、すなわちカソード４およびアノード６によって注入された後に発生する。これは、一定のバイアス７の印加によっても、Ｘ線８が半導体材料２に入射したときにＸ線事象５によって電子ｅ－が解放された後にも発生する。電子ｅ－または正孔ｈ＋の捕捉による結晶欠陥のイオン化は、バイアス７が検出器１に常に印加されている間、暗状態（すなわち、Ｘ線８なし）の下で発生し得る。これは、例えば、アイドル状態の間に起こる。Ｘ線事象８の後、Ｘ線によって生成された電子ｅ－は、バイアス７の影響下で材料２を通ってドリフトする。これが起こると、電子ｅ－は、半導体材料２の結晶構造中のこれらのイオン化された電気的に活性な欠陥によって動けなくなる可能性がある。これにより、収集アノード６に向かう電子ｅ－の移動が減速および／または減少し、得られる信号３（図１Ａ）が制限される。
【0050】
図１Ｅに、この現象を模式的に示す。図１Ｅは、３つの異なる持続時間ｔ＝０、３ｓ、および５ｓにわたって、Ｘ線８および一定のバイアス７（電界）の印加下での検出器（例えば、ＣｄＴｅ検出器）の半導体部分２内の電気的に活性な結晶転位のネットワークにおける電荷の漸進的な蓄積を示している。図に示すように、一定のバイアスの印加と併せたＸ線露光が長くなるほど、電荷トラップは多くなる。
【0051】
結晶転位は、単結晶構造からの局所的な逸脱に起因する結晶欠陥の一種である。これらは、電子ｅ－および正孔ｈ＋を含む電荷キャリアを動けなくする可能性がある。図１Ｅを参照すると、ｔ＝０ｓでは、Ｘ線フラックス（例えば、図１Ａのカソード４に向かうＸ線８のフラックス）が開始されたばかりである。この時点でのフラックスの持続時間は比較的短いため、転位に電荷はまだ蓄積されていない。しかし、実質的なＸ線露光後のｔ＝３ｓでは、電荷（電子ｅ－または正孔ｈ＋）が転位線上に蓄積している。ｔ＝５ｓでは、さらなるＸ線露光により、転位線上にさらに多くの電荷が蓄積する。上述したように、これは、電圧７を印加することによって作り出された電界と干渉する電界を作り出す可能性がある。捕捉された電荷の分布は、ランダムであることが多い材料２内の転位のパターンを反映するか、またはそれに従い得るため、電荷は材料全体にわたってランダムに分布する。これは、図１Ａの文脈で説明したように、結果として生じる電界に対して不確実で潜在的に予測不可能な影響をもたらし、ドリフトにつながる可能性がある。
【0052】
パルスＸ線
【0053】
パルスＸ線は、Ｘ線管が短い時間の増分でエネルギー情報の小さなパケットとしてパルスシーケンスで光子を放出する画像取得の方法である。ＣＴ走査は通常、パルスＸ線が実施されるには速すぎるため、パルスＸ線は通常、ＣＴ設定では適用されない。最新のＣＴは、非常に高い回転速度（通常は２００～３００ＲＰＭ、最大１回転当たり２０００ビュー以上）で動作する。対照的に、放射線療法デバイス（例えば、Ｒａｄｉｘａｃｔシステム）は、はるかに低い速度、例えば数ＲＰＭから数十ＲＰＭで動作する傾向がある。これらのより低い速度により、治療用Ｘ線を発生する高エネルギー直線加速器を適切に制御することにより、放射線を適切な位置に精密に、十分に、多すぎずに送達することが可能になる。
【0054】
図１Ｆは、ＰＣＤ－ＣＴにおいて画像を構成するために使用され得る種類の検出強度（カウント）データに対するパルスＸ線照射および連続Ｘ線照射の効果を示している。この例では、Ｘ線は毎秒３０パルスの速度で試料に送達される。図１Ｆに示すデータは、エネルギー分解することができる光子「カウント」単位で示されている。この図は、検出システムの選択したピクセルからの平均出力カウントを記載している。図１Ｆのデータは、分極および／または電荷トラップの効果を示すために経時的に分解されている。
【0055】
図１Ｆは、連続照射について光子カウントにおける経時的な正味の減少傾向を明確に示している。これは、連続的に印加されたＸ線のカウントの平均振幅をなぞる案内線１６０ａによって最も良く分かる。連続Ｘ線の線１６０ａは、ｔ＝０での約５５３５カウントからｔ＝８ｓの５５２５まで減少する。結果は、Ｘ線露光の時間と共に分極および電荷トラップがどのように増加し、信号の低下および測定カウントの減少をもたらすかを示している。パルスＸ線源から得られたデータは、光子カウントの時間の経過に伴う実質的な減少傾向を示していない。その場合、案内線１６０ｂによって示すように、カウントは、８秒間の測定全体にわたって約５５４５カウントで比較的安定したままである。これは、パルス間のタイミングおよびパルスの持続時間が適切に選択されることを条件として、Ｘ線源のパルス照射がこれらの効果の一部をどれほど緩和する可能性があるかを示している。
【0056】
解決策および利点の概要
【0057】
本明細書に開示する解決策は、所定のレートでのＸ線パルス照射、および逐次バイアスパルス印加（バイアスリフレッシュとしても知られる）を利用する。これにより、パルス間の間隔が、転位１６２ａ～１６２ｃのような欠陥が脱イオン化する（それらの捕捉電荷を放出する）のに十分な長さであることが保証される。これが起こると、半導体材料２内の局所的に歪んだ電界を復元し、安定化して、印加バイアス７によって作り出された元の電界に近づけることができる。これはまた、視野角ごとの短い増分でエネルギー情報を送達し、よってパルスのパイルアップを防止する。この解決策はまた、分極の開始を可能にするには短すぎる時間間隔にわたってエネルギー情報のパケットを送達するようにＸ線パルス照射を調整する。
【0058】
パルスおよび間欠バイアス法の詳細
【0059】
図２Ａは、ＰＣＤ－ＣＴにおけるパルスおよび間欠バイアス法２００の適用を示している。より具体的には、この図は、経時的に分解された、検出器状態２０２、発生したＸ線パルス２０４、および検出器に課されたバイアス２０６を示している。図１Ａと比較すると、検出器状態２０２「読み出しオン」は、信号３からデータを取得するように検出器１を設定することに対応する。検出器状態２０２「読み出しオフ」は、検出器１が信号３からデータを取得していないことに対応する。発生したＸ線パルス信号２０４はＸ線８に対応する。検出器バイアス２０６はバイアス７に対応する。図２Ａのプロットのｘ軸は「時間」である。この軸の目盛りは可変であり、プロット上の見かけの寸法は単なる例示であることを理解されたい。例えば、ＰＣＤ－ＣＴシステムの撮像フレームレートが１００ＦＰＳである場合、図２Ａに示す１つのＸ線パルス２０４の持続時間が１０ｍｓになるように時間に目盛りが付けられる。特定の用途に応じて、画像フレームレートの広い範囲を使用できることが理解されよう。画像フレームレートは、検出器によって収集された情報を保存すると同時に、過渡効果が実質的に消散するのに十分な時間を可能にするように選択することができる。
【0060】
さらに、図２Ａは、様々な構成要素のオン状態とオフ状態との間の瞬間的な移行を示している。実際には、そのような移行に影響を与える（例えば、Ｘ線発生をオフにしたり、構成要素に対する電圧バイアスを変更したりすること）ために一定の時間が必要であることが理解されよう。したがって、それらの状態間の「時間重複」を、実質的に同じ所望の効果を維持しながら許容することができる。
【0061】
表１は、特に、ＰＣＤ－ＣＴにおける検出の品質およびエネルギー分解能を改善するために、方法２００で調整することができる変数の非網羅的なリストを示している。なお、表１の変数は、必ずしも独立したものではない。
【表1】
【0062】
図２Ａに示すように、各Ｘ線パルス２０４は時間Ｔ１にわたって継続する。言い換えれば、Ｔ１は、Ｘ線源がオンであり、物体に入射するＸ線を提供する時間である。図２Ａに示す例示的な構成では、「読み出しオン」検出器状態２０２（Ｔ５）は、同じ持続時間、すなわちＴ１にわたって継続する。これにより、Ｘ線が入射している間に検出器が読み出すことが保証される。
【0063】
Ｔ２は、Ｘ線源が「暗」である状態、すなわちＸ線送達を発生していないときのＸ線パルス間の時間である。Ｔ３は、バイアス７が検出器に印加される持続時間である。Ｔ４は、バイアス７が検出器に印加されない（すなわち、半導体材料２内に電界を作り出さず、電荷キャリアのドリフトまたはさらなるトラップを誘発しないようにオフにされる）持続時間である。Ｔ５は、検出器が「読み出しオン」である時間であり、これは、信号３（図１Ａ）のデータを取得することを意味する。Ｔ６は、検出器が「読み出しオフ」である時間であり、これは、データを取得していないことを意味する。Ｔ７は、説明および図示を目的とした例示的な（非限定的な）走査の持続時間である。
Ｔ８は、Ｘ線パルス２０４信号の周期である。信号の周期としてＴ８を参照することが好都合な場合もあるが、Ｔ８は独立変数ではない。Ｔ８は、Ｔ１およびＴ２に依存する。
Ｔ８は、Ｘ線パルス２０４信号の周期である。信号の周期としてＴ８を参照することが好都合な場合もあるが、Ｔ８は独立変数ではない。Ｔ８は、Ｔ１およびＴ２に依存する。
【0064】
例えば、Ｔ１は、１つのパルスにおけるＸ線が検出器の半導体材料２に実質的な分極を誘発するのを防ぐのに十分なほど短く選択され得る。Ｔ１の持続時間は、帯電または分極の継続を引き起こすことなく最大量のパルス放射を提供するように最適化され得る。Ｔ２は、発生し得る分極および／または電荷トラップが連続するＸ線パルス間で消散するのに十分な時間を有するように、十分に長い持続時間ものであるように選択され得る。
Ｔ２の値は、より長いＸ線露光（Ｔ１）を補うためにより長くなるように選択されてもよく、逆もまた同様である。
Ｔ２の値は、より長いＸ線露光（Ｔ１）を補うためにより長くなるように選択されてもよく、逆もまた同様である。
【0065】
別の例では、Ｔ３およびＴ４は、図２Ａに示すように、半導体材料２へのバイアス７の印加をＸ線パルスが送達されている時間に制限するように選択され得る。上述したように、Ｘ線８が検出器に入射していないときにバイアス７をオフにすることが有利であり得る。これにより、分極と電荷トラップの両方を消散させることができる。図２Ａの例に示すように、Ｔ３はＴ１よりも大きく、Ｘ線パルスよりも長くバイアスを印加してもよい。これは、Ｘ線照射を印加する前に半導体材料２へのバイアス７の印加と関連付けられる過渡事象を消散させることを含む、いくつかの理由で行うことができる。
【0066】
Ｔ５およびＴ６は、上述したように、Ｘ線源の電源オンまたはオフ中に発生する過渡事象の検出を防止するために選択され得る。あるいは、Ｔ５およびＴ６は、収集される信号を最大化または最小化するように選択されてもよい。Ｔ７は、走査にわたる電荷蓄積を防止するように選択され得る。例えば、より長いＸ線露光時間（Ｔ１）は、電荷が検出器に蓄積しないように、パルス間の時間（Ｔ２）をより長くすることで短い走査（Ｔ４）に制限されてもよい。Ｔ７は、複数のＸ線パルスを包含する仮想的な画像走査の持続時間である。
【0067】
方法２００の一部として、タイミング変数Ｔ１～Ｔ８以外の変数が、本明細書に開示される理由のいずれかのために調整および／または最適化されてもよい。例えば、入射Ｘ線８の強度ＩとエネルギーＥの両方が、例えば、帯電および／または分極効果を減少させるために、Ｔ１～Ｔ８の代わりに、またはＴ１～Ｔ８と連携して調整されてもよい。検出器内の半導体材料２に印加されるバイアスＢ（図１Ａの要素７）の電圧レベルも同様の理由で調整され得る。
【0068】
Ｔ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの組み合わせ／構成は、本明細書に明示的に記載されているか否かにかかわらず、本開示の範囲内であることを理解されたい。さらに、Ｔ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの具体的な選択は、所望の結果、特定の用途、およびＸ線検出器システムの特定の構成に依存する。Ｔ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの精密な値は、用途ならびに検出器の具体的な構造（例えば、欠陥濃度）、動作、および化学的同一性に応じて変化し得る。
【0069】
図２Ｂおよび図２Ｃは、検出器の性能を改善するこれらの原理の適用を示している。より具体的には、図２Ｂは、適切に選択されたＴ１～Ｔ４と共にＸ線パルス照射を使用した電荷トラップの緩和を示している。図２Ｂは、バイアスがオンの、パルスＸ線照射モードの検出器を示している。図２Ｃは、バイアスがオフの、２Ｂと同じフラックスおよび同じ時間で動作する同じ検出器を示している。図２Ｃは、電荷が捕捉された転位線Ｄを示している。線Ｄの捕捉された電荷は、画像を作成するための情報の収集に影響を及ぼす。
【0070】
装置および動作
【0071】
図２Ｄおよび図３を参照すると、ＰＣＤ－ＣＴで使用することができるマルチモーダル装置１０が示されている。マルチモーダル装置１０は、様々な用途に使用することができる（図３に示すような）放射線療法デバイスと関連付けられ、かつ／または放射線療法デバイスに統合することができることが理解されよう。マルチモーダル装置１０は、例えば、適切な検出器（例えば、ＦＰＤ）を用いてＰＣＤ－ＣＴ以外の用途に使用することができる。
【0072】
用途には、例えば、ＩＧＲＴ送達システムとしてのＩＧＲＴが含まれるが、これに限定されない。マルチモーダル装置１０は、支持ユニットまたはハウジング１４によって支持されるか、または別の方法で収容された、ガントリー１２と呼ばれる回転可能なガントリーシステムを含む。本明細書のガントリーは、１つまたは複数の放射線源および／または関連付けられた検出器が標的の周りを回転するときにそれらを支持することができる１つまたは複数のガントリー（例えば、リングやＣアーム）を備えるガントリーシステムを指す。例えば、一実施形態では、第１の放射線源およびそれに関連付けられた検出器が、ガントリーシステムの第１のガントリーに取り付けられていてもよく、第２の放射線源およびそれに関連付けられた検出器が、ガントリーシステムの第２のガントリーに取り付けられていてもよい。別の実施形態では、２つ以上の放射線源および（１つまたは複数の）関連付けられた検出器が、ガントリーシステムの同じガントリーに取り付けられていてもよく、例えば、ガントリーシステムが１つのガントリーのみで構成される場合を含む。ガントリー、放射線源、および放射線検出器の様々な組み合わせが、同じ装置内の同じ体積を撮像および／または処理するために、様々なガントリーシステム構成に組み合わされ得る。例えば、ｋＶ放射線源およびＭＶ放射線源を、ガントリーシステムの同じガントリーまたは異なるガントリーに取り付け、ＩＧＲＴシステムの一部として撮像および／または治療に選択的に使用することができる。異なるガントリーに取り付けられている場合、放射線源は独立して回転することができるが、やはり同じ（またはほぼ同じ）体積を同時に撮像することができる。回転可能なリングガントリー１２は、１０ｒｐｍ以上回転可能であってもよい。
【0073】
回転可能なガントリー１２は、撮像および／または治療のために患者をその中に移動させ、位置決めすることができるガントリーボア１６を画定する。一実施形態によれば、回転可能なガントリー１２は、高品質の撮像データが（１つまたは複数の）検出器によって受信されるのに十分な帯域幅を提供しながら、放射線源および（１つまたは複数の）関連付けられた放射線検出器の連続回転を提供するスリップリングガントリーとして構成される。スリップリングガントリーは、デバイスと関連付けられる電力および信号を伝送するケーブルを巻き取ったり緩めたりするための、交互の方向へのガントリー回転を無くすことができる。そのような構成は、ＩＧＲＴシステムに組み込まれた場合であっても、ＣＢＣＴを含む連続ヘリカルコンピュータ断層撮影法を可能にする。
【0074】
患者支持体１８は、回転可能なガントリー１２に隣接して配置され、回転可能なガントリー１２内への長手方向移動、又は回転可能なガントリー１２内における、長手方向移動のために、通常は水平位置で患者を支持するように構成されている。患者支持体１８は、患者を、例えば、ガントリー１２の回転面に垂直な方向に（ガントリー１２の回転軸に沿ってまたは平行に）移動させることができる。患者支持体１８は、患者および患者支持体１８の移動を制御するための患者支持体コントローラに動作可能に結合することができる。患者支持体コントローラは、命令された撮像および／または治療計画に従って患者の長手方向軸の周りを回転するために、回転可能なガントリー１２および回転可能なガントリーに取り付けられた放射線源と同期させることができる。患者支持体はまた、最適な治療を得るよう患者位置を調整するために、ボア１６内に入ると上下左右の制限された範囲で移動させることもできる。軸ｘ、軸ｙ、および軸ｚが示されており、ガントリー１２の正面から見ると、ｘ軸は水平で右を指し、ｙ軸はガントリー平面を指し、ｚ軸は垂直で上を指す。ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸は、右手の法則に従う。
【0075】
図３に示すように、マルチモーダル装置１０は、回転可能なガントリー１２に結合されるか、または回転可能なガントリー１２によって別の方法で支持される低エネルギー放射線源（例えば、ｋＶ）３０を含む。この実施形態では、低エネルギー放射線源３０は、撮像用放射線源であり、高品質画像を生成するための（全体的に３２として示される）放射線ビームを放射する。この実施形態では、撮像用放射線源は、キロボルテージ（ｋＶ）源（例えば、約２０ｋＶから約１５０ｋＶの範囲のエネルギーレベルを有する臨床用Ｘ線源）として構成されたＸ線源３０である。一実施形態では、低エネルギー放射線源は、最大１５０ｋｅＶのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含む。上述したように、この低エネルギー放射線源３０は、パルスモードでＸ線放射線を送達することができるように構成される。特に、低エネルギー放射線源３０は、そのパルスのパラメータ（例えば、Ｔ１～Ｔ８、図２Ａ）が構成可能であり得るように構成される。原則として、線源３０は、任意の適切なパラメータ構成を可能にする必要がある。特定の変形例では、線源３０のパラメータは、「オンザフライ」で、遠隔から、かつ／または自動的に調整可能であってもよい。
【0076】
撮像用放射線源は、撮像に適した任意の種類の線源とすることができる。例えば、撮像用放射線源は、例えば、Ｘ線発生源（ＣＴ用を含む）であってもよいし、または十分なエネルギーおよびフラックスを有する光子を生成する他の任意の方法（例えば、ガンマ線源（例えば、コバルト５７、１２２ｋｅＶでのエネルギーピーク）、蛍光Ｘ線源（例えば、Ｐｂ ｋ線を通る蛍光線源、約７０ｋｅＶと約８２ｋｅＶとにおける２つのピーク）など）であってもよい。本明細書におけるＸ線、Ｘ線撮像、Ｘ線撮像用線源などへの言及は、特定の実施形態のための例示である。他の撮像用線源を、様々な他の実施形態において交換可能に使用することができる。Ｘ線検出器３４（例えば、ＰＣＤ）は、回転可能なガントリー１２に結合するか、または回転可能なガントリー１２によって別の方法で支持することができる。Ｘ線検出器３４は、Ｘ線源３０から放射線を受け取るように配置され、Ｘ線源３０と共に回転することができる。
【0077】
Ｘ線検出器３４は、開示の技術の範囲から逸脱することなく、いくつかの構成をとることができることが理解されよう。例えば、Ｘ線検出器３４は、シリコンベースのＰＣＤなどのＰＣＤで構成することができる。適切な検出器には、エネルギー分解光子計数検出器も含まれる。適切な検出器の種類には、シリコンベースの検出器、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）ベースの検出器、またはテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）ベースの検出器が含まれる。Ｘ線検出器３４は、任意の適切な半導体材料または適切な半導体材料の任意の組み合わせを含む半導体材料２を含んでもよい。
【0078】
いくつかの実施形態では、Ｘ線検出器３４は、ＰＣＤ以外の検出器を含んでもよい。例えば、検出器３４は、フラットパネル検出器（例えば、複数列フラットパネル検出器）を含んでもよい。本開示の範囲から逸脱する検出器３４には、当技術分野で公知のさらに他の種類の検出器および技術が含まれ得る。
【0079】
図２Ｄおよび図３は、リングガントリー１２に取り付けられた放射線源３０を備えたマルチモーダル装置１０を示しているが、他の実施形態は、例えば、Ｃアームガントリーやロボットアームベースのシステムを含む他の種類の回転可能な撮像装置を含んでもよい。ガントリーベースのシステムでは、ガントリーが、アイソセンタを通る軸の周りで撮像用放射線源３０を回転させる。ガントリーベースのシステムはＣアームガントリーを含み、撮像用放射線源３０は、アイソセンタを通る軸の上にカンチレバー状に取り付けられ、軸の周りを回転する。ガントリーベースのシステムは、患者の身体がリング／トロイドのボアを通って延在し、撮像用放射線源３０がリングの周囲に取り付けられ、アイソセンタを通る軸の周りを回転する、リングガントリー、例えば、全体としてトロイド形状を有する回転可能なガントリー１２をさらに含む。いくつかの実施形態では、ガントリー１２は連続的に回転する。他の実施形態では、ガントリー１２は、回転および反転を繰り返すケーブルベースのシステムを利用する。
【0080】
コリメータまたはビームフォーマアセンブリ（全体として３６で示す）が、Ｘ線源３０によって放射される放射線ビーム３２の形状を選択的に制御および調整してＸ線検出器３４の作動領域の一部分または一領域を選択的に曝露するために、Ｘ線源３０に対して位置決めされている。ビームフォーマはまた、放射線ビーム３２がＸ線検出器３４上にどのように配置されるかを制御することもできる。一実施形態では、ビームフォーマ３６は、（例えば、より薄いか、またはより厚いスリットを作るために）１運動度／運動次元を有することもできる。別の実施形態では、ビームフォーマ３６は、（例えば、様々なサイズの長方形を作成するために）２運動度／運動次元を有することができる。他の実施形態では、ビームフォーマ３６は、例えば、平行四辺形を含む様々な他の動的に制御される形状を可能としてもよい。これらの形状はすべて、走査中に動的に調整され得る。いくつかの実施形態では、ビームフォーマの遮断部分を回転および／または並進させることができる。
【0081】
ビームフォーマ３６は、Ｘ線源３０によって放射された放射線ビーム３２の形状を、これらに限定されないが、１つの検出器列幅と同程度に低いビーム厚さ（幅）を有するか、または複数の検出器列を含む、ファンビームまたはコーンビームを含む、いくつかの幾何学的形状で動的に調整するように制御することができ、複数の検出器列は、検出器の作動領域の一部分のみであり得る。様々な実施形態において、ビームの厚さは、数センチメートルのより大きな検出器作動領域を曝露し得る。例えば、約５センチメートルから約６センチメートルの作動領域を有する検出器の（検出器平面内で長手方向に測定して）約３センチメートルから約４センチメートルが、撮像用放射線３２に選択的に曝露され得る。この実施形態では、読み出しごとに約３センチメートルから約４センチメートルの投影画像データが取り込まれてもよく、片側または両側に約１センチメートルから約２センチメートルの曝露されない検出器領域があり、これは、後述するように、散乱データを取り込むために使用され得る。
【0082】
他の実施形態では、作動中の検出器の一部分のより多いかまたはより少ない部分が、撮像用放射線に選択的に曝露されてもよい。例えば、いくつかの実施形態では、ビーム厚さは、より小さい検出器を用いること含めて、約２センチメートル、１センチメートル、１センチメートル未満、または同様のサイズの範囲まで低減させてもよい。他の実施形態では、ビーム厚さは、より大きな検出器を用いることを含めて、約４センチメートル、約５センチメートル、５センチメートル超、または同様のサイズの範囲まで増加させてもよい。様々な実施形態において、曝露対作動検出器領域の比は、約３０％から約９０％または約５０％から約７５％であってもよい。他の実施形態では、曝露対作動検出器領域の比は、約６０％から約７０％であってもよい。しかしながら、他の実施形態では、様々な他の曝露領域および作動領域のサイズまたは曝露対作動検出器領域の比が適し得る。ビームおよび検出器は、検出器の陰になる領域（作動領域であるが直接放射線に曝露されない）が、ペナンブラ領域を越えて散乱データを捕捉するのに十分であるように構成することができる。
【0083】
様々な実施形態は、測定データが一次（曝露される）領域および陰になる領域に十分であるが、速度および線量制御に対しても最適化されるように、検出器の選択的曝露を制御する特徴（例えば、ビームサイズ、ビーム／開口中心、コリメーション、ピッチ、検出器読み出し範囲、検出器読み出し中心など）の最適化を含んでもよい。ビームフォーマ３６の形状／位置および検出器３４の読み出し範囲は、以下でより詳細に説明するように、例えば、狭い軸方向視野と広い軸方向視野（ａＦＯＶ）走査との組み合わせを含む、実行されている特定の撮像タスクおよび散乱推定プロセスに基づいて、Ｘ線源３０からの放射線ビーム３２がＸ線検出器３４をできるだけ多くまたはできるだけ少なく覆うように制御することができる。装置１０は、単回転コーンビームと、広いビーム角かまたは狭いビーム角両方の画像を螺旋その他で取得する能力を有する。
【0084】
ビームフォーマ３６は、Ｘ線源３０によって放射される放射線ビーム３２の形状を調整することを可能にする様々な方法で構成され得る。例えば、ビームフォーマ３６は、Ｘ線源３０からの放射線ビームがコリメートされて通過し得る開口のサイズを画定し、選択的に調整する一組の顎部または他の適切な部材を含むように構成することができる。
１つの例示的な構成によれば、ビームフォーマ３６は、上顎部および下顎部を含むことができ、上顎部および下顎部は、Ｘ線源３０からの放射線ビームが通過する開口のサイズを調整すると共に、撮像を最適化し、患者線量を最小化するために撮像される患者の部分のみを照射するように患者に対するビーム３２の位置を調整するために、異なる方向（例えば、平行な方向）に移動可能である。
１つの例示的な構成によれば、ビームフォーマ３６は、上顎部および下顎部を含むことができ、上顎部および下顎部は、Ｘ線源３０からの放射線ビームが通過する開口のサイズを調整すると共に、撮像を最適化し、患者線量を最小化するために撮像される患者の部分のみを照射するように患者に対するビーム３２の位置を調整するために、異なる方向（例えば、平行な方向）に移動可能である。
【0085】
一実施形態によれば、Ｘ線源３０からの放射線ビーム３２の形状は、画像取得中に変更することができる。別の言い方をすれば、一例示的実施態様によれば、ビームフォーマ３６のリーフ位置および／または開口幅は、走査前または走査中に調整することができる。例えば、一実施形態によれば、ビームフォーマ３６は、放射線ビーム３２が十分な一次／陰領域を有する形状を有し、撮像中に関心対象の物体（例えば、前立腺）のみを含めるよう調整されるように、Ｘ線源３０の回転中に選択的に制御し、動的に調整することができる。Ｘ線源３０によって放射されている放射線ビーム３２の形状は、以下でより詳細に説明するように、撮像および／または治療用フィードバックに基づくものであり得る所望の画像取得に応じて、走査中または走査後に変更することができる。
【0086】
図３に示すように、マルチモーダル装置１０は、回転可能なガントリー１２に結合されるか、または回転可能なガントリー１２によって別の方法で支持される高エネルギー放射線源（例えば、ＭＶ）２０を含む放射線療法デバイスと統合されてもよい。一実施形態によれば、高エネルギー放射線源２０は、関心領域における患者内の腫瘍の治療に使用される高エネルギー放射線源などの治療用放射線源として構成される。他の実施形態では、高エネルギー放射線源２０はまた、撮像用放射線源としても構成されるか、または少なくとも撮像用放射線源として利用される。治療用放射線源は、高エネルギーＸ線ビーム（例えば、ＭＶ Ｘ線ビーム）、および／または高エネルギー粒子ビーム（例えば、電子ビーム、陽子ビーム、もしくは炭素などのより重いイオンのビーム）、または別の適切な形態の高エネルギー放射線とすることができることが理解されよう。一実施形態では、高エネルギー放射線源２０は、１ＭｅＶ以上のメガ電子ボルトピーク光子エネルギー（ＭｅＶ）を含む。一実施形態では、高エネルギーＸ線ビームは、約０．８ＭｅＶより大きい平均エネルギーを有する。別の実施形態では、高エネルギーＸ線ビームは、約０．２ＭｅＶより大きい平均エネルギーを有する。別の実施形態では、高エネルギーＸ線ビームは、約１５０ｋｅＶより大きい平均エネルギーを有する。一般に、高エネルギー放射線源２０は、低エネルギー放射線源３０よりも高いエネルギーレベル（ピークおよび／または平均など）を有する。
【0087】
一実施形態では、高エネルギー放射線源２０は、治療用放射線（例えば、ＭＶ）を生成するＬＩＮＡＣであり、撮像システムは、比較的低強度で低エネルギーの撮像用放射線（例えば、ｋＶ）を生成する独立した低エネルギー放射線源３０を備える。他の実施形態では、治療用放射線源２０は、一般に約１ＭｅＶより大きいエネルギーを有することができる、例えばＣｏ－６０などの放射性同位体とすることもできる。高エネルギー放射線源２０は、治療計画に従って患者支持体１８上に支持された患者内の関心領域（ＲＯＩ）に向かって１つまたは複数の放射線ビーム（全体として２２で示す）を放射することができる。
【0088】
様々な実施形態において、高エネルギー放射線源２０は、治療用放射線源および撮像用放射線源として利用される。以下で詳細に説明するように、放射線源２０、３０は、より高品質でより良好に利用される画像を提供するように互いに併用されてもよい。本明細書における治療用放射線源２０への言及は、高エネルギー放射線源２０と、撮像のためにのみ使用され得る低エネルギー放射線源３０とを区別するためのものである。しかしながら、治療用放射線源２０への言及は、治療用放射線源２０（高エネルギー放射線源）を治療および／または撮像に利用することができる実施形態を含む。他の実施形態では、少なくとも１つの追加の放射線源を回転可能なガントリー１２に結合し、放射線源２０、３０のピーク光子エネルギーとは異なるピーク光子エネルギーで投影データを取得するように動作させることができる。
【0089】
検出器２４は、回転可能なガントリー１２に結合するか、または別の方法で支持し、治療用放射線源２０からの放射線２２を受け取るように配置することができる。検出器２４は、減衰されていない放射線の量を検出するか、または別の方法で測定することができ、したがって、（最初に生成されたものとの比較によって）患者または関連付けられた患者ＲＯＩによって実際に減衰されたものを推測することができる。検出器２４は、治療用放射線源２０が患者の周りを回転して患者に向けて放射線を放射する際に、異なる角度から減衰データを検出し、または別の方法で収集することができる。
【0090】
治療用放射線源２０は、ビームフォーマまたはコリメータを含むか、またはビームフォーマまたはコリメータと別の方法で関連付けることができることがさらに理解されよう。治療用放射線源２０と関連付けられたビームフォーマは、撮像用線源３０と関連付けられたビームフォーマ３６と同様に、いくつかの方法で構成することができる。例えば、ビームフォーマは、マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）として構成することができ、ＭＬＣは、最小開放または閉鎖位置と最大開放位置との間の１つまたは複数の位置に移動するように動作可能な複数のインターレースされたリーフを含むことができる。放射線源によって放射されている放射線ビームの所望の形状を達成するために、リーフを所望の位置に移動させることができることが理解されよう。一実施形態では、ＭＬＣは、ミリメートル未満の標的精度が可能である。
【0091】
治療用放射線源２０は、撮像用線源３０と同じ平面または異なる平面（オフセット）に取り付けられ、構成され、かつ／または移動され得る。いくつかの実施形態では、放射線源２０、３０の同時作動によって引き起こされる散乱が、放射面をオフセットすることによって低減され得る。
【0092】
他の実施形態では、作動をインターリーブすることによって散乱を回避することができる。例えば、同時マルチモーダル撮像では、個々のパルスが同時ではなくとも、取得を同時とすることができる。別の実施形態では、例えば、ｋＶ検出器上のＭＶ散乱の問題に対処するために、陰ベースの散乱補正の使用を使用することができる。
【0093】
放射線療法デバイスと統合されると、マルチモーダル装置１０は、放射線送達手術（処置）をセットアップし（例えば、アライメントおよび／もしくは位置合わせを行い）、計画し、かつ／または案内するために使用される画像を提供することができる。典型的なセットアップは、現在の（治療中の）画像を治療前の画像情報と比較することによって達成される。治療前の画像情報は、例えば、ＣＴデータ、コーンビームＣＴデータ、ＭＲＩデータ、ＰＥＴデータもしくは３Ｄ回転血管造影（３ＤＲＡ）データ、および／またはこれらもしくは他の撮像モダリティから得られる任意の情報を含んでもよい。いくつかの実施形態では、マルチモーダル装置１０は、治療中の患者、標的、またはＲＯＩの動きを追跡することができる。
【0094】
再構成プロセッサ４０は、検出器２４および／または検出器３４に動作可能に結合することができる。一実施形態では、再構成プロセッサ４０は、放射線源２０、３０から検出器２４、３４によって受け取られた放射線に基づいて患者画像を生成するように構成される。再構成プロセッサ４０は、以下でより詳細に説明する方法を実行するために使用されるように構成することができることが理解されよう。装置１０はまた、情報を記憶するのに適したメモリ４４を含むことができ、この情報は、処理および再構成アルゴリズムおよびソフトウェア、撮像パラメータ、事前の、または他の以前に取得された画像（例えば、計画画像）からの画像データ、治療計画などを含むが、これらに限定されない。
【0095】
マルチモーダル装置１０は、オペレータ／ユーザインターフェース４８を含むことができ、装置１０のオペレータは、装置１０と対話するか、または別の方法で制御して、走査または撮像パラメータなどに関する入力を提供することができる。オペレータインターフェース４８は、キーボード、マウス、音声作動式コントローラなどの任意の適切な入力デバイスを含むことができる。装置１０はまた、装置１０のオペレータに出力を提供するためのディスプレイ５２その他の人間可読要素を含むこともできる。例えば、ディスプレイ５２は、オペレータが、再構成された患者画像、および装置１０の動作に関連する撮像パラメータや走査パラメータなどの他の情報を観察することを可能にすることができる。
【0096】
図３に示すように、マルチモーダル装置１０は、装置１０の１つまたは複数の構成要素に動作可能に結合されたコントローラ（全体として６０で示す）を含む。コントローラ６０は、Ｘ線源３０および／または治療用放射線源２０に電力およびタイミング信号を供給することや、回転可能なガントリー１２の回転速度および位置を制御するガントリーモータコントローラを含めて、装置１０の全体的な機能および動作を制御する。コントローラ６０は、患者支持体コントローラ、ガントリーコントローラ、治療用放射線源２０および／またはＸ線源３０に結合されたコントローラ、ビームフォーマコントローラ、検出器２４および／またはＸ線検出器３４に結合されたコントローラなどのうちの１つまたは複数を包含することができることが理解されよう。一実施形態では、コントローラ６０は、他の構成要素、デバイス、および／またはコントローラを制御することができるシステムコントローラである。
【0097】
様々な実施形態において、再構成プロセッサ４０、オペレータインターフェース４８、ディスプレイ５２、コントローラ６０および／または他の構成要素は、１つまたは複数の構成要素またはデバイスに組み合わされてもよい。
【0098】
装置１０は、様々な構成要素、論理、およびソフトウェアを含んでもよい。一実施形態では、コントローラ６０は、プロセッサと、メモリと、ソフトウェアとを備える。限定ではなく例として、マルチモーダル装置および／または放射線療法システムは、特定の用途のための撮像および／またはＩＧＲＴに関連する１つまたは複数のルーチンまたはステップを実装することができる様々な他のデバイスおよび構成要素（例えば、特に、ガントリー、放射線源、コリメータ、検出器、コントローラ、電源、患者支持体）を含むことができ、ルーチンは、それぞれのデバイス設定、構成、および／または位置（例えば、経路／軌道）を含む、撮像、画像ベースの送達前ステップ、および／または治療送達を含むことができ、これらはメモリに記憶され得る。さらに、（１つまたは複数の）コントローラは、メモリに記憶された１つまたは複数のルーチンまたはプロセスに従って、１つまたは複数のデバイスおよび／または構成要素を直接的または間接的に制御することができる。直接制御の一例は、撮像または治療と関連付けられる様々な放射線源またはコリメータのパラメータ（電力、速度、位置、タイミング、変調など）の設定である。間接制御の一例は、患者支持体コントローラまたは他の周辺デバイスへの位置、経路、速度などの伝達である。装置と関連付けられ得る様々なコントローラの階層を、適切なコマンドおよび／または情報を所望のデバイスおよび構成要素に伝達するために任意の適切な方法で配置することができる。
【0099】
さらに、システムおよび方法が他のコンピュータシステム構成で実施されてもよいことを当業者は理解するであろう。本発明の例示の態様は、特定のタスクが、通信ネットワークを介してリンクされたローカルまたはリモートの処理デバイスによって行われる分散コンピューティング環境で実施されてもよい。例えば、一実施形態では、再構成プロセッサ４０は、別個のシステムと関連付けられてもよい。分散コンピューティング環境では、プログラムモジュールは、ローカルとリモート両方のメモリ記憶デバイスに配置されてもよい。例えば、リモートデータベース、ローカルデータベース、クラウドコンピューティングプラットフォーム、クラウドデータベース、またはそれらの組み合わせを装置１０と共に利用することができる。
【0100】
マルチモーダル装置１０は、コンピュータを含む本発明の様々な態様を実装するための例示的な環境を利用することができ、コンピュータは、コントローラ６０（例えば、プロセッサ、およびメモリ４４であってもよいメモリを含む）と、システムバスとを含む。システムバスは、メモリを含むがこれに限定されないシステム構成要素をプロセッサに結合することができ、他のシステム、コントローラ、構成要素、デバイス、およびプロセッサと通信することができる。メモリは、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、ハードドライブ、フラッシュドライブ、および任意の他の形態のコンピュータ可読媒体を含むことができる。メモリは、例えば治療計画を含み得る、ルーチンおよびパラメータを含む様々なソフトウェアおよびデータを記憶することができる。
【0101】
治療用放射線源２０および／またはＸ線源３０は、治療用放射線源２０およびＸ線源３０の相対動作を制御するように構成されたコントローラ６０に動作可能に結合することができる。例えば、Ｘ線源３０を、治療用放射線源２０と同時に制御し、動作させることができる。加えて、または代替として、Ｘ線源３０を、実施されている特定の治療および／または撮像計画に応じて、治療用放射線源２０と順次に制御し、動作させることもできる。例えば、様々な実施形態において、放射線源２０、３０は、放射線源２０、３０からの測定された投影データが同時に（または本質的に／ほぼ（準）同時、例えば互いに約５０ｍｓ以内）または順次に（例えば、秒、分などで区切られる）取得されるように動作させることができる。
【0102】
放射線源２０、３０および（１つまたは複数の）検出器２４、３４は、いくつかの方法で撮像および／または治療走査中に患者の周りに回転を提供するように構成することができることが理解されよう。一実施形態では、線源２０、３０の動きおよび露光を患者支持体１８の長手方向の動きと同期させることにより、処置中の患者画像の連続的な螺旋取得または走査を提供することができる。放射線源２０、３０および（１つまたは複数の）検出器２４、３４の連続的な回転（例えば、一定の患者の運動速度でのガントリーの連続的かつ一定の回転）に加えて、開示の技術の範囲から逸脱することなく他の変形例を採用することができることが理解されよう。例えば、回転可能なガントリー１２および患者支持体は、支持体が回転可能なガントリー１２に対して（一定または可変の速度で）移動するように制御されるとき、ガントリー１２が患者支持体上に支持された患者の周りを（上述のように、連続的にではなく）「前後に」（例えば、時計回りの回転と反時計回りの回転とに交互に）回転するように制御することができる。別の実施形態では、連続的なステップアンドシュート円形走査方式により、所望の体積が捕捉されるまで、長手方向への患者支持体１８の移動（ステップ）が回転可能なガントリー１２による走査回転（シュート）と交互に行われる。マルチモーダル装置１０は、体積ベースの撮像取得および平面ベースの撮像取得が可能である。例えば、様々な実施形態において、マルチモーダル装置１０は、体積画像および／または平面画像を取得し、関連付けられる処理を実行するために使用され得る。
【0103】
図４は、例示的な放射線治療環境３００を示している。放射線治療環境３００は、基準撮像システム１０２とＩＧＲＴシステム１０４とを含む。ＩＧＲＴシステム１０４は、例えば、上述のマルチモーダル装置１０ならびにその様々な構成要素およびデバイスを備えてもよい。
【0104】
一実施形態では、基準撮像システム１０２は、例えば、ＣＴシステムやＭＲＩシステムなどの高精度体積撮像システムを含むことができる。多くの臨床環境におけるコストおよびワークフローの考慮事項を考慮すると、基準撮像システム１０２は、診療所または病院環境で様々な異なる目的のために使用される汎用ツールであることが多く、特にＩＧＲＴシステム１０４または環境３００専用ではない。むしろ、基準撮像システム１０２は、それ自体の別個の部屋またはボールトに配置されてもよく、ＩＧＲＴシステム１０４とは別個に、より汎用化されて購入、設置、および／または維持される。したがって、図４の実施形態では、基準撮像システム１０２は、ＩＧＲＴシステム１０４とは区別して示されている。他の実施形態では、基準撮像システム１０２は、ＩＧＲＴシステム１０４の一体構成要素とみなされてもよい。例えば、マルチモーダル装置１０は、基準撮像システム１０２およびＩＧＲＴシステム１０４として機能する能力を有する。
【0105】
この実施形態では、ＩＧＲＴシステム１０４は、患者支持体または治療台ＴＣ上に位置決めされた患者Ｐの標的体積に高エネルギーＸ線治療放射線を選択的に照射する高エネルギー放射線治療（ＭＶ）源１０８を備える。ＭＶ源１０８は、システムコントローラ１１４の制御下で、一実施形態では、より具体的には治療放射線制御サブシステム１２８の制御下で治療放射線を照射する。システムコントローラ１１４は、処理回路１２０と、検出器コントローラ１２２と、台位置コントローラ１２４と、ｋＶ放射線コントローラ１２６とをさらに備え、各々が、本明細書でさらに説明する機能のうちの１つまたは複数を達成するようにプログラムおよび構成される。１つまたは複数の撮像（ｋＶ）放射線源１１０は、ｋＶ放射線コントローラ１２６の制御下で比較的低エネルギーのＸ線撮像用放射線を選択的に放射し、撮像用放射線は１つまたは複数の検出器１１２によって捕捉される。検出器１１２のうちの１つまたは複数が、標的体積を伝搬したＭＶ源１０８からの高エネルギーＸ線治療放射線を捕捉することができる。
【0106】
各ｋＶ放射線源１１０およびＭＶ放射線源１０８は、動的に移動可能であるため、ＩＧＲＴシステム１０４および／または治療室の（ｘ，ｙ，ｚ）座標系に対して精密に測定可能であり、かつ／または精密に決定可能な幾何学的形状を有する。
【0107】
台位置決め装置１３０を、台位置コントローラ１２４によって台ＴＣを位置決めするために作動させることができる。いくつかの実施形態では、非Ｘ線ベースの位置検知システム１３４が、光学ベースの方法や超音波ベースの方法などのイオン化放射線を伴わない１つまたは複数の方法を使用して、患者に戦略的に固定された（１つもしくは複数の）外部マーカの位置および／もしくは動きを検知し、かつ／または患者の皮膚表面自体の位置および／または動きを検知する。ＩＧＲＴシステム１０４は、オペレータワークステーション１１６および治療計画システム１１８をさらに含む。
【0108】
一般的な臨床診療では、治療計画は、基準撮像システム１０２によって生成された事前取得治療計画画像または事前の画像データ１０６に基づいて行われる。事前取得治療計画画像１０６は、患者が受けることになる１つまたは複数の放射線治療画分に実質的に先立って（例えば、１日から２日前に）取得された高分解能三次元ＣＴ画像であることが多い。図４に示されるように、事前取得治療計画画像１０６の（ｉ，ｊ，ｋ）座標系は、ＩＧＲＴシステム１０４の治療室について図示された（ｘ，ｙ，ｚ）治療室座標系とは対照的であり、治療計画画像１０６座標系と治療室座標系との間には一般に、既存のまたは固有のアライメントまたは位置合わせは存在しない。治療計画プロセス中、医師は通常、治療計画画像内に座標系（例えば、治療計画画像１０６のｉ、ｊ、ｋ）を確立し、本明細書ではこれを計画画像座標系または計画画像基準系と呼ぶ場合もある。放射線治療計画は、各治療画分中にＭＶ源１０８によって照射されるべき高エネルギー治療放射線ビームの様々な向き、サイズ、持続時間などを決定する計画画像座標系で作成される。標的への治療用放射線の正確な送達は、（存在する場合）送達および追跡システム全体が治療室座標系に合わせて較正されるため、計画画像座標系を治療室座標系にアライメントさせる必要がある。このアライメントは正確である必要はないことが理解されようし、台調整またはビーム送達調整を使用して２つの座標系間のアライメントにおけるオフセットを考慮することができることがさらに理解されよう。
【0109】
実施形態では、治療計画画像１０６を、例えば、従来のＣＢＣＴ構成からの最大ＦＯＶが十分であると決定するために使用することができ、他の実施形態では、治療計画画像１０６を、本明細書に記載の拡張ＦＯＶが必要であると決定するために使用することができる。したがって、治療計画画像１０６は、ＦＯＶを決定するために使用され、それに応じて、もしあれば、治療中に使用されるべき患者支持体の検出器オフセットおよび／または横方向並進を決定するために使用することができる。したがって、検出器の使用を改善し、走査時間を短縮しながら、横方向の切断を防止するようにＦＯＶのサイズおよび検出器オフセットの量を最適化することができる。
【0110】
一実施形態では、各治療画分の直前に、本明細書で以下にさらに説明する実施形態のうちの１つまたは複数によるものを含む、ｋＶ撮像用放射線源１１０を介した画像誘導下で、画像ベースの送達前ステップが行われ得る。例えば、計画画像座標系（例えば、限定するものではないが、ＣＴ画像または計画画像上で治療計画を作成している間に医師によって定義される）が、以下で初期治療アライメントまたは初期治療位置と呼ぶ、治療室座標系との初期アライメントに位置決めされるように、患者を物理的に位置決めし、またはアライメントさせることができる。このアライメントは、一般に、患者セットアップまたは患者アライメントと呼ばれる。標的体積の位置に応じて、標的体積は、その位置および向きが変化し、かつ／または患者の動きおよび／もしくは呼吸などの生理学的サイクルによる体積変形を受ける可能性がある。本明細書で使用する場合、治療中のライメント変動または治療中の位置変動という用語は、標的体積の現在の状態が初期治療アライメントと異なる位置、向き、および／または体積形状の変動を指すために使用される。治療計画座標系と治療室座標系との間の既知の関係により、治療中のアライメント変動という用語を、標的体積の現在の状態が治療計画座標系の状態と異なる位置、向き、または体積形状の変動を指すために使用することもできる。より一般的には、初期治療アライメントまたは初期治療位置という用語は、本明細書では、治療画分の開始時の患者セットアップ時の患者の身体部分の（位置、向きおよび体積形状を含む）特定の物理的姿勢または配置を指す。
【0111】
非Ｘ線ベースの位置検知システム１３４が提供されてもよい。この非Ｘ線ベースの位置検知システム１３４は、例えば、呼吸に応答して動く患者の胸部に何らかの方法で印された外部マーカを含んでもよく、これは標的位置を正確に決定することができる。呼吸を監視するための他の機構が使用されてもよい。例えば、準静的位置決め、心臓ゲーティングのためのＥＫＧなどを含む他の非呼吸位置検知システム１３４が使用されてもよい。システム１３４は、外部マーカの動きを、例えば、単眼または立体Ｘ線投影から決定される標的の動きと相関させることができる。したがって、非Ｘ線ベースの位置検知システム１３４は、システムコントローラ１１４が外部マーカの動きを監視し、相関モデルを使用してリアルタイムで（例えば、～約６０Ｈｚ）標的がどこに位置するかを精密に予測し、治療ビームを標的に向けることを可能にし得る。移動する標的の治療が進行するにつれて、追加のＸ線画像が取得され、相関モデルを検証および更新するために使用され得る。
【0112】
本明細書で使用する場合、医用画像の「位置合わせ」は、それらの医用画像に現れる対応する解剖学的特徴または他の（例えば基準となる）特徴の間の数学的関係の決定を指す。位置合わせは、医用画像の一方または両方に適用されると、対応する解剖学的特徴のオーバーレイを引き起こす１つまたは複数の空間変換の決定を含むことができるが、これらに限定されない。空間変換は、剛体変換および／または変形可能な変換を含むことができ、医用画像が異なる座標系または基準フレームからのものである場合、それらの座標系または基準系の差を考慮することができる。医用画像が同じ撮像システムを使用して取得されず、かつ、同時に取得されない場合、位置合わせプロセスは、異なる撮像システムの撮像モダリティ、撮像形状、および／または基準系の間の差を考慮する第１の変換の決定を、取得時間の間に生じた可能性がある身体部分の根本的な解剖学的差（例えば、位置決め差、全体的な動き、身体部分内の異なる構造間の相対的な動き、全体的な変形、身体部分内の局所的な変形など）を考慮する第２の変換の決定と共に含むことができるが、これらに限定されない。
【0113】
画像の位置合わせは、基準撮像システム１０２とＩＧＲＴ送達システム１０４との間、および／または（１つもしくは複数の）低エネルギー源１１０および高エネルギー源１０８（およびそれらと関連付けられた検出器１１２）を含むマルチモーダルＩＧＲＴ送達システム１０４の様々なモダリティから導出されたデータおよび／または画像の間で実施され得る。特に、装置１０に戻って参照すると、位置合わせは、放射線源２０、３０および検出器２４、３４から導出されたデータおよび／または画像間で実施され得る。
【0114】
以下のフローチャートおよびブロック図は、上述のマルチモーダル放射線システムと関連付けられる例示的な構成および方法論を示している。例示的な方法は、論理、ソフトウェア、ハードウェア、またはそれらの組み合わせとして実行され得る。さらに、手順および方法はある順序で提示されているが、ブロックは、連続および／または並行を含む異なる順序で行われてもよい。さらに、追加のステップまたはより少ないステップが使用されてもよい。
【0115】
図５Ａは、本開示の原理を使用してＰＣＤ－ＣＴ画像を取得する例示的な方法５００を示すフローチャートである。図５Ａおよび本開示における他のフローチャートはステップのシーケンスを示しているが、この提示は限定ではないことを理解されたい。必要に応じて、図５Ａを含む本明細書に開示されるフローチャートのいずれかに示されるステップは、本開示に従って異なる順序で行われてもよい。方法は、特定のステップが省略または追加される場合でも、本開示に従って実施され得る。
【0116】
ステップ５０２において、走査実施中のＸ線源３０のパラメータを含む、撮像Ｘ線照射のパラメータが選択される。このステップで選択されるパラメータは、表１および図２Ａのパラメータのいずれか、特にＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢを含むことができる。パラメータの任意の適切な組み合わせを、本明細書に開示される理由のいずれかのために選択することができる。例えば、方法２００および図２Ａの文脈で上述した理由でパラメータＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの組み合わせを選択することができる。
【0117】
１つの特定の変形例では、Ｔ１～Ｔ４は、Ｘ線照射２０４のパルス印加が、ＰＣＤ検出器３４の半導体材料２に実質的な帯電および／または分極を引き起こすには不十分な持続時間（Ｔ１）であるように選択され得る。パラメータＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢはまた、Ｘ線照射の印加間の休止（Ｔ２）が、捕捉または蓄積された電荷がＸ線照射の次のパルス印加の前に消散するのに十分な長さであるように選択されてもよい。上述したように、パラメータＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢは、このステップで、ＰＣＤ３４およびＸ線送達セットアップ全体の性能を最適化するために選択され得る。最適化され得る変数には、データの量および質（Ｘ線光子カウント）、検出されたエネルギースペクトルにおけるエネルギーの分解能、ならびにデータ収集の速度が含まれるが、これらに限定されない。
【0118】
上述したように、選択される変数Ｔ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの値は、特定の用途、Ｘ線セットアップ（以下でさらに説明する）、および使用される特定の検出器３４に依存する。これらの値を決定する上で重要となり得る検出器３４に固有のパラメータには、検出器の製造元／モデル、検出器の構造（結晶および転位構造を含む）、検出器３４内の半導体材料２の化学組成、および検出器３４の動作仕様（例えば、データ取得の速度、電圧公差などである）が含まれる。
【0119】
このステップでは、事前の画像データ（例えば、参照画像１０６からのデータ）がコントローラ６０に提供され得る。事前の画像または他のデータは、走査のパラメータ選択を助けるために使用され得る。例えば、事前の走査が特定の測定に不十分な分解能を有する場合、これにより、分解能を改善するようにパラメータＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢの選択が誘導され得る。事前の画像データはまた、関心対象の患者または物体の位置が次の走査のために調整または移動されるべきかどうかを決定するためにも使用され得る。
【0120】
ステップ５０４において、ステップ５０２で決定された走査パラメータが設定される。通常、コントローラ６０は、Ｔ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢを含む装置１０全体のパラメータを設定する。したがって、このステップは、方法２００の文脈で図示および説明したように、パルスＸ線を試料に間欠的なバイアス印加と共に照射することを含み得る。ステップ５０２において、関心対象の患者または物体の位置が調整されるべきであると判定された場合、その調整が行われる。
【0121】
ステップ５０６において、方法５００は、少なくとも１回の走査を実行する。実施形態では、走査は、中心位置にある検出器、およびガントリーに対して第１の長手方向（例えば、図２Ｄのｙ方向）に移動する患者支持体を有する走査構成で行われる螺旋走査とすることができる。このステップでは、複数の走査が行われてもよい。例えば、検出器３４の位置を変更した後に走査が行われてもよい。また、関心対象の患者または物体の位置を変更した後に複数の走査が行われてもよい。
【0122】
ステップ５０８において、方法５００は、走査データを分析する。このステップは、ステップ５０６で行われた複数の走査からのデータを使用して組み合わせデータセットを形成することを含み得る。このステップはまた、事前データを使用して組み合わせデータセットを形成することも含み得る。ステップ５０９において、方法５００は、例えば画像を再構成するために組み合わせデータセットを処理する。
【0123】
図５Ｂは、ＰＣＤ－ＣＴについて上述したような複数の放射線モダリティからの走査データを組み合わせる例示的な方法５５０を示すフローチャートである。
【0124】
ステップ５１２において、走査実施中のＸ線源３０のパラメータを含む、撮像Ｘ線照射のパラメータが選択される。このステップは、図５Ａの文脈で上述した方法５００のステップ５０２の特徴のいずれかを含み得る。次いで、ステップ５１３で走査パラメータが設定され、これは方法５００のステップ５０４の特徴のいずれかを含み得る。
【0125】
ステップ５１４において、方法５５０は、第１の走査を実行する。実施形態では、第１の走査は、第１の中心位置にある検出器、およびガントリーに対して第１の長手方向（例えば、図２Ｄのｙ方向）に移動する患者支持体を有する走査構成で行われる螺旋走査である。走査は、第１の走査データ５１５を生成する。
【0126】
次に、ステップ５２０において、方法５５０は、第１の走査からの結果を分析する。方法５５０は、例えば、ステップ５１２で選択されたパラメータが変更される必要があるかどうかを判定してもよい。例えば、画像データが帯電および／または分極を受けているように見える場合、パラメータＴ１～Ｔ８、Ｉ、Ｅ、およびＢは、これらの影響を低減するために方法２００の文脈で上述したように変更されてもよい。このステップは、画像を改善するために、本明細書に開示する方法のいずれかでパラメータのいずれかを変更することを含み得る。また、検出器３４の位置が変更されてもよい。例えば、検出器３４は、中心ビームに対して第１の位置から第２のオフセット位置まで横方向にシフトさせることができる。
【0127】
ステップ５２５において、方法５５０は、第２の走査を実行する。第２の走査は、ステップ５２０においてパラメータに対して行われた任意の修正を除いて、第１の走査と同一とすることができる。走査は、第２の走査データ５３０を生成する。
【0128】
ステップ５３５において、方法５５０は、第１の走査データおよび第２の走査データを分析する。このステップでは、方法５５０は、画像を作成するための最終データとしてこれらのデータセットのうちの１つを選択し得る。あるいは、方法５５０は、両方のデータセットを使用して組み合わされた最終データセットを形成してもよい。どちらにしても、方法は画像を作成するための最終データを生成する。ステップ５４０において、方法５００は、例えば画像を再構成するために最終データセットを処理する。
【0129】
図６は、オンライン適応ＩＧＲＴのために複数の放射線モダリティからの走査データを組み合わせる例示的な方法６００を示すフローチャートである。事前データ６０５は、既知の事前の画像、治療計画、物体、モデルなどからのものである。いくつかの実施形態では、走査構成（マルチモーダルシステムの各モダリティに対する走査設計を含む）が決定され、走査データ６３０、６３２を生成するために方法６００の方法ステップ６１５および６３０に従って走査が実行され得る。低エネルギー走査データ６３０は、例えば、低エネルギーｋＶ走査からのものであってもよい。高エネルギー走査データ６３２は、例えば、高エネルギーＭＶ走査からのものであってもよい。ステップ６４０において、方法６００は、低エネルギー走査データ６３０および高エネルギー走査データ６３２を利用するか、または組み合わせて、他の走査データ６３０、６３２を補足および／または制約する。次いで、ステップ６５０において、方法６００は、補足および／または制約された他の走査データに基づいて治療計画を適応させる。
【0130】
いくつかの実施形態では、フルエンス電界変調撮像は、欠落したＭＶビュー情報を直交ｋＶ投影で補完することを含む。オンライン３Ｄ ｋＶ撮像を含むいくつかの実施形態では、ＭＶ治療投影が電子密度の定量的画像に対する制約として使用される。一実施形態では、オンライン定量的画像は、オンライン線量計算に使用される。別の実施形態では、計算された線量は、オフライン適応ワークフローで使用される。別の実施形態では、計算された線量は、品質保証ワークフローで使用される。
【0131】
いくつかの実施形態では、上記の方法を、好ましいワークフローに基づいて同時にまたはインターリーブ方式で実行することができる。例えば、マルチモーダル走査を行うことができ、得られた走査データを、上述の様々な特徴および利点のうちの２つ以上に利用することができる。
【0132】
上記の装置および方法が投影領域で使用される場合、各投影ビューに適用することができ、各投影ビューは平面画像である。様々な実施形態は、異なる走査形状、検出器の位置決め（オフセット検出器を含む）、および／またはビームフォーマ窓形状を利用することができる。
【0133】
上述したように、開示の技術の態様は、ＩＧＲＴと併用するかまたはＩＧＲＴの一部として使用するための統合された低エネルギー（例えば、ｋＶ）源および高エネルギー（例えば、ＭＶ）源を含むマルチモーダル放射線源を利用する放射線療法デバイスおよび方法において利用することができる。一実施形態によれば、画像取得方法は、例えば、放射線療法の送達プラットフォーム上でｋＶ ＣＴ撮像を提供するために、螺旋状線源軌道（例えば、ガントリーボアを通る患者支持体の長手方向移動を伴う中心軸を中心とした連続的な線源回転）または円形走査を、高速スリップリング回転と共に含むか、または別の方法で利用することができる。
【0134】
いくつかの実施形態では、体積画像を完成させるための複数のビーム回転と関連付けられる潜在的な走査時間の増加を、高ｋＶフレームレート、高ガントリーレート、および／または疎データ再構成技術によって軽減または別の方法で相殺することができることが理解されよう。上記の選択的に制御可能なコリメータ／ビームフォーマを設けることにより、特定の用途および／または臨床的必要性に応じて、ユーザが画像取得時間対画質をトレードオフするか、または別の方法で変化させることができるシステムが可能になることがさらに理解されよう。また、放射線療法送達デバイスは、（例えば、動き追跡のための）画像取得時間が短い半回転または単回転コーンビームＣＴ走査（潜在的な画質の低下を伴う）、ならびに取得時間はより長いが画質が高い、狭い／スリットファンビームによる円形または連続螺旋取得を提供するように制御することができることも理解されよう。１つまたは複数の最適化プロセスはまた、走査設計を決定する、ビーム位置決めを決定する、読み出し範囲を決定する、散乱を推定するなどのために、上記の実施形態のすべてに適用可能である。
【0135】
図７は、（例えば、マルチモーダル装置１０を含む）放射線療法デバイスを使用するＩＧＲＴの例示的な方法７００を示すフローチャートである。事前データ７０５は、患者の画像（例えば、事前の画像、これは上述したように、事前のＣＴ画像を含む、以前に取得された計画画像であってもよい）、治療計画、ファントム情報、モデル、事前情報などを含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ７０５は、同じ放射線療法デバイスによって、ただしより早い時期に生成される。ステップ７１０において、放射線源（例えば、マルチモーダル装置１０の線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用して患者の撮像が行われる。様々な実施形態において、撮像は、ファンまたはコーンビーム形状を有する螺旋走査または円形走査を含む。ステップ７１０は、上述の技術を使用して（１つもしくは複数の）高品質（ＨＱ）画像または撮像／走査データ７１５を生成することができる。いくつかの実施形態では、画質／分解能と線量との間のバランスを最適化するために画質が調整され得る。言い換えれば、すべての画像が最高品質である必要はなく、または画質／分解能と画像取得時間との間のバランスを最適化もしくはトレードオフするように画質が調整されてもよい。撮像ステップ７１０はまた、（例えば、上述の方法に従って）撮像／走査データ７１５に基づいて患者画像を生成する画像処理７２０も含む。画像処理ステップ７２０は撮像ステップ７１０の一部として示されているが、いくつかの実施形態では、画像処理ステップ７２０は、画像処理が別個のデバイスによって実行される場合を含めて、別個のステップである。
【0136】
次に、ステップ７３０において、ステップ７１０からの撮像／走査データ７１５に少なくとも部分的に基づいて、後述する１つまたは複数の画像ベースの送達前ステップが行われる。以下でより詳細に説明するように、ステップ７３０は、治療的処置および（その後の）撮像計画と関連付けられる様々なパラメータを決定することを含むことができる。いくつかの実施形態では、画像ベースの送達前ステップ（７３０）は、治療送達（７４０）の前にさらなる撮像（７１０）を必要とし得る。ステップ７３０は、適応放射線療法ルーチンの一部として撮像データ７１５に基づいて治療計画を適応させることを含むことができる。いくつかの実施形態では、画像ベースの送達前ステップ７３０は、リアルタイムの治療計画を含んでもよい。実施形態はまた、上述のように、撮像用放射線源と治療用放射線源との同時、重複、および／または交互の活性化を含んでもよい。リアルタイムの治療計画は、これらの種類の撮像用および治療用放射線の活性化技術（同時、重複、および／または交互）のいずれかまたはすべてを含み得る。
【0137】
次に、ステップ７４０において、治療的処置送達が、高エネルギー放射線源（例えば、治療用放射線源２０からのＭＶ放射線）を使用して行われる。ステップ７４０は、治療計画に従って患者に治療線量７４５を送達する。いくつかの実施形態では、ＩＧＲＴ方法７００は、様々な間隔（例えば、画分間）での追加の撮像のためにステップ７１０に戻り、その後必要に応じて画像ベースの送達前ステップ（７３０）および／または治療送達（７４０）が続くことを含んでもよい。このようにして、高品質の撮像データ７１５が、適応療法が可能な一装置１０を使用してＩＧＲＴ中に生成され、利用され得る。上述したように、ステップ７１０、ステップ７３０および／またはステップ７４０は、同時に実行されてもよく、重複して実行されてもよく、かつ／または交互に実行されてもよい。
【0138】
治療ビームを正確に送達するには、高品質の画像を用いて標的体積画分内の位置を識別および／または追跡する能力が必要である。送達速度を高める能力には、治療計画に従って放射線源を正確、精密、かつ迅速に移動させる能力が必要である。
【0139】
図８は、上記のステップ７３０と関連付けられ得る例示的な画像ベースの送達前ステップ／オプションを示すブロック図８００である。上述のマルチモーダル装置１０（例えば、放射線療法デバイスの一部としての）は、本発明の範囲から逸脱することなく、画像ベースの送達前ステップ（７３０）に対してを含む、様々な方法で使用することができる低エネルギー画像および高エネルギー画像を生成することができることが理解されよう。例えば、放射線療法デバイスによって生成された画像７１５を、治療前に患者をセットアップし、またはアライメントさせる（８１０）ために使用することができる。患者アライメントは、現在の撮像データ７１５を、治療計画を含む事前の治療前走査および／または計画と関連付けられた撮像データと相関させ、または位置合わせすることを含むことができる。患者アライメントはまた、患者が物理的に送達システムの範囲内にあるかどうかを検証するために、放射線源に対する患者の物理的位置に関するフィードバックを含むこともできる。必要に応じて、患者をしかるべく調整することができる。いくつかの実施形態では、患者アライメント撮像は、十分なアライメント情報を提供しつつ、線量を最小限に抑えるために、意図的により低品質のものであり得る。
例示的な患者アラインメントプロセスを以下で説明する。
例示的な患者アラインメントプロセスを以下で説明する。
【0140】
マルチモーダル装置１０によって生成された画像は、治療計画または再計画（８２０）にも使用することができる。様々な実施形態において、ステップ８２０は、治療計画を確認すること、治療計画を修正すること、新しい治療計画を生成すること、および／または治療計画のセットから治療計画（「当日の計画」と呼ばれることもある）を選択することを含むことができる。例えば、撮像データ７１５が、標的体積またはＲＯＩが、治療計画が策定されたときの標的体積またはＲＯＩと同じであることを示す場合には、治療計画を確認することができる。しかしながら、標的体積またはＲＯＩが同じでない場合、治療的処置の再計画が必要となり得る。再計画の場合、（ステップ７１０においてマルチモーダル装置１０によって生成された）撮像データ７１５の品質が高いため、撮像データ７１５は治療計画または再計画（例えば、新しいまたは修正された治療計画を生成すること）に使用されてもよい。このようにして、別のデバイスによる治療前ＣＴ撮像は不要である。いくつかの実施形態では、確認および／または再計画は、様々な治療の前および／または後の進行中の手順であり得る。
【0141】
別の例示的なユースケースによれば、マルチモーダル装置１０によって生成された画像を使用して、撮像線量を計算する（８３０）ことができ、これは患者に対する総線量の進行中の決定および／または後続の撮像計画に使用されてもよい。後続の撮像の品質はまた、例えば、品質と線量とのバランスをとるために、治療計画の一部として決定されてもよい。別の例示的なユースケースによれば、マルチモーダル装置１０によって生成された画像を使用して治療線量を計算する（８４０）ことができ、これは患者に対する総線量の進行中の決定に使用されてもよく、かつ／または治療計画もしくは再計画の一部として含まれてもよい。
【0142】
他の例示的なユースケースによれば、マルチモーダル装置１０によって生成された画像は、例えば、適応療法および／または治療計画生成の一部として、を含む、他の撮像（８５０）および／または他の治療（８６０）のパラメータまたは計画を計画または調整することに関連して使用することができる。別の例示的なユースケースによれば、マルチモーダル装置１０によって生成された画像は、適応療法監視（８７０）に関連して使用することができ、適応治療監視は、治療送達を監視すること、および再計画を含む、必要に応じて適応させることを含むことができる。
【0143】
画像ベースの送達前ステップ（７３０）は相互排他的ではないことを理解されたい。例えば、様々な実施形態において、治療線量を計算すること（８４０）は、それ自体で１つのステップであってもよく、かつ／または適応療法監視（８７０）および／または治療計画（８２０）の一部であってもよい。様々な実施形態において、画像ベースの送達前ステップ（７３０）は、自動的に、かつ／または人間の関与により手動で行うことができる。
【0144】
図９は、撮像（７１０）および／または後続の画像ベースの送達前ステップ（７３０）の間に利用され得る例示的なデータソースを示すブロック図９００である。検出器データ９１０は、放射線検出器２４、３４によって受信されるデータを表す。投影データ９２０は、上記で作動領域と呼ばれた、コリメートビーム領域に入射する放射線によって生成されるデータである。ペナンブラデータ９３０は、ペナンブラ領域に入射する放射線によって生成されるデータである。散乱データ９４０は、その内容全体が参照により本明細書に組み込まれる、２０１９年１１月２５日に出願された、「Ｍｕｌｔｉｍｏｄａｌ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ」と題する米国特許出願公開第２０２０／０１７０５９８号、２０２１年１０月６日に発行された現在の米国特許第１１，１５４，２６９号により詳細に記載されているように、ペナンブラ領域の外側の周辺領域に入射する放射線によって生成されたデータおよび／または決定された散乱である。別の実施形態では、散乱データ９４０を、２つの線源２０、３０が同時にまたはインターリーブ方式で動作するときの治療用放射線源２０（例えば、ＭＶ）からの散乱の残留効果を決定するために使用することができる。
【0145】
このようにして、ペナンブラデータ９３０および／または散乱データ９４０は、撮像ステップ７１０によって生成された画像の品質を改善するために利用され得る。いくつかの実施形態では、ペナンブラデータ９３０および／または散乱データ９４０は、投影データ９２０と組み合わされ、かつ／または適用可能な撮像設定９５０、治療設定９６０（例えば、同時の撮像用および／または治療用放射線の場合）、ならびに検出器２４、３４におけるデータ収集時にマルチモーダル装置１０と関連付けられる任意の他のデータ９７０を考慮して分析され得る。他の実施形態では、データは治療計画ステップ９３０に使用されてもよい。
【0146】
図１０および図１１は、上述の方法の使用を含む、ＩＧＲＴ中のマルチモーダル装置１０を使用したオンボード撮像と関連付けられる様々な順方向ドおよびフィードバックシーケンスの例を含む、撮像７１０、画像ベースの送達前ステップ７３０、および治療送達７４０のユースケースの例示的な実施形態を示している。
【0147】
図１０は、（例えば、マルチモーダル装置１０を含む）放射線療法デバイスを使用した患者セットアップまたはアライメントを含む例示的な方法１０００を示すフローチャートである。事前データ１００５は、患者の画像（例えば、事前の画像、これは上述したように、事前ＣＴ画像を含む、以前に取得された計画画像であってもよい）を含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ１００５は、同じ放射線療法デバイスによって、ただしより早い時期に生成される。ステップ１０１０において、患者の初期または予備アライメントを行うことができる。次いで、ステップ１０２０において、例えば、上述のステップ７１０で説明したように、マルチモーダル装置１０の低エネルギー放射線源および／または高エネルギー放射線源（例えば、線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用してオンボード撮像走査が行われる。様々な実施形態において、オンボード撮像は、ファンまたはコーンビーム形状を有する螺旋走査または円形走査を含む。ステップ１０２０は、上述の技術を使用してオンライン撮像／走査データ１０３０を生成する。撮像ステップ１０２０はまた、例えば、上述のブロック７２０で説明したように、（例えば、上述の方法に従って）撮像／走査データ１０３０に基づいて患者画像を生成する画像処理も含むことができる。
【0148】
次に、ステップ１０４０は、例えば、上述のブロック８１０で説明したように、オンライン走査データ１０３０に少なくとも部分的に基づいてアライメント補正が必要かどうかを判定する。アライメント補正または調整が必要な場合、方法１０００は、オンライン走査データ１０３０に少なくとも部分的に基づいて、アライメント補正のためにステップ１０５０に進む。次いで、アライメント補正後、方法は、確認またはさらなる改良ループとしての追加の撮像のためにステップ１０２０に戻ることができる。ステップ１０４０からアライメント補正または調整が必要ではない場合、方法１０００は、治療送達のためにステップ１０６０に進む。次いで、治療後、方法１０００は、確認またはさらなる改良ループとしての追加の撮像のためにステップ１０２０に戻ることができる。
【0149】
図１１は、（例えば、マルチモーダル装置１０を含む）放射線療法デバイスを使用する適応ＩＧＲＴを含む例示的な方法１１００を示すフローチャートである。事前治療計画１１０５は、治療計画ならびに患者の画像（例えば、事前の画像、これは上述したように、事前のＣＴ画像を含む、以前に取得された計画画像であってもよい）、ファントム情報、モデル、事前情報などを含むことができる。いくつかの実施形態では、事前データ１１０５は、同じ放射線療法デバイスによって、ただしより早い時期に生成される。ステップ１１１０において、例えば、事前治療計画および任意の追加情報に基づいて、初期または予備治療計画を採用することができる。次いで、ステップ１１２０において、例えば、上述のステップ７１０で説明したように、マルチモーダル装置１０の低エネルギー放射線源および／または高エネルギー放射線源（例えば、線源３０からのｋＶ放射線および／または線源２０からのＭＶ放射線）を使用してオンボード撮像走査が行われる。様々な実施形態において、オンボード撮像は、ファンまたはコーンビーム形状を有する螺旋走査または円形走査を含む。ステップ１１２０は、上述の技術を使用してオンライン撮像／走査データ１１３０を生成する。撮像ステップ１１２０はまた、例えば、上述のブロック７２０で説明したように、（例えば、上述の方法に従って）撮像／走査データ１１３０に基づいて患者画像を生成する画像処理も含むことができる。
【0150】
次に、ステップ１１４０は、例えば上記のブロック８２０で説明したように、オンライン走査データ１１３０に少なくとも部分的に基づいて治療計画を再計画または適応させる必要があるかどうかを判定する。治療計画を適応または再計画させる必要がない場合、方法１１００は、治療送達のためにステップ１１５０に進む。治療計画を適応させるか、または再計画する必要がある場合、方法１１００は、オンライン走査データ１１３０に少なくとも部分的に基づいて、治療計画を適応させるためにステップ１１６０に進む。次いで、治療計画を適応させた後、方法は治療送達のためにステップ１１５０に進むことができる。次いで、治療後、方法１１００は、確認またはさらなる改良ループとしての追加の撮像のためにステップ１１２０に戻ることができる。
【0151】
いくつかの実施形態では、方法１０００、１１００および他の方法は、好ましいワークフローに基づいて同時にまたはインターリーブ方式で実行することができる。例えば、オンボード撮像走査を１０２０と１１２０両方の走査として行い、利用して、同じデータを使用して同時に治療および連続したアライメントを確認することができる。他の実施形態では、画像ベースの送達前ステップ７３０のうちの２つ以上を、同じ撮像データ７１５および／または画像処理７２０が画像ベースの送達前ステップ７３０のうちの複数に利用される場合を含めて、好ましいワークフローに基づいて同時にまたはインターリーブ方式で実行することができる。
【0152】
開示の技術は、特定の態様、１つまたは複数の実施形態に関して図示され説明されているが、本明細書および添付の図面を読んで理解すれば、当業者には均等な変更例および修正例が想起されることは明らかである。特に、上述の要素（構成要素、アセンブリ、デバイス、部材、組成物など）によって行われる様々な機能に関して、そのような要素を説明するために使用される（「手段」への言及を含む）用語は、特に明記されない限り、開示の技術の本明細書に示される例示的な態様、１つまたは複数の実施形態においてその機能を行う開示の構造と構造的に均等ではなくても、記載の要素の指定された機能を行う任意の要素に対応する（すなわち、機能的に等価である）ことが意図されている。さらに、開示の技術の特定の特徴は、いくつかの例示の態様または実施形態のうちの１つまたは複数のみに関して上述されている場合があるが、そのような特徴は、任意の所与のまたは特定の用途にとって所望され、有利であり得るように、他の実施形態の１つまたは複数の他の特徴と組み合わされてもよい。
【0153】
本明細書で説明した実施形態は、上述したシステムおよび方法に関連しているが、これらの実施形態は例示的であることが意図されており、これらの実施形態の適用性を本明細書に記載した説明のみに限定することを意図されたものではない。本発明はその実施形態の説明によって例示されており、実施形態はある程度詳細に説明されているが、添付の特許請求の範囲をそのような詳細に制限することも、いかなる方法で限定することも、本出願人の意図ではない。当業者にはさらなる利点および修正が容易に明らかになるであろう。したがって、本発明はそのより広い態様において、図示および説明された特定の詳細、代表的な装置および方法、ならびに実例に限定されない。よって、出願人の一般的な発明概念の趣旨または範囲から逸脱することなく、そのような詳細からの逸脱がなされ得る。
【図1A】
【図1B】
【図1C】
【図1D】
【図1E】
【図1F】
【図2A】
【図2B】
【図2C】
【図2D】
【図3】
【図4】
【図5A】
【図5B】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【外国語明細書】