特表2024-527741エネルギー調整器による撮像および治療のためのビームエネルギーの変調
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2024-07-26
(54)【発明の名称】エネルギー調整器による撮像および治療のためのビームエネルギーの変調
(51)【国際特許分類】
A61N 5/10 20060101AFI20240719BHJP
H05G 1/00 20060101ALI20240719BHJP
A61B 6/40 20240101ALI20240719BHJP
A61B 6/03 20060101ALI20240719BHJP
【ＦＩ】
A61N5/10 D
H05G1/00 D
A61B6/40 530C
A61B6/03 577
【審査請求】有
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2024500632
(86)(22)【出願日】2022-06-03
(85)【翻訳文提出日】2024-03-06
(86)【国際出願番号】 US2022032247
(87)【国際公開番号】W WO2023003644
(87)【国際公開日】2023-01-26
(31)【優先権主張番号】17/379,020
(32)【優先日】2021-07-19
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(81)【指定国・地域】
(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】100119792
【弁理士】
【氏名又は名称】熊崎 陽一
(72)【発明者】
【氏名】トレイル マーク
(72)【発明者】
【氏名】バンデレット スティーブ
(72)【発明者】
【氏名】マウレール カルバン アール．
(72)【発明者】
【氏名】ガグノン ダニエル
【テーマコード（参考）】
4C082
4C092
4C093
【Ｆターム（参考）】
4C082AA01
4C082AC02
4C082AE02
4C082AE03
4C082AG44
4C092AA01
4C092AB12
4C092AB23
4C092AC20
4C092BD15
4C093AA22
4C093AA25
4C093BA10
4C093CA32
(57)【要約】
本発明の放射線照射システムは、加速器で電子ビームを加速するための電磁波をマイクロ波源によって発生させる。マイクロ波源によって発生された電磁波は、エネルギー調整器によって第１のエネルギーレベルに調整される。前記加速器は、第１のエネルギーレベルに基づいてキロボルト（ｋＶ）の撮像ビームを生成する。また、前記マイクロ波源によって発生された電磁波は、前記エネルギー調整器によって第２のエネルギーレベルに調整される。前記加速器は、第２のエネルギーレベルに基づいてメガボルト（ＭＶ）の治療ビームを生成する。
【選択図】図５
【選択図】図５
【特許請求の範囲】
【請求項1】
線形加速器（ＬＩＮＡＣ）を備えた放射線照射システムであって、前記線形加速器は、
電磁波を発生させるマイクロ波源と、
前記マイクロ波源に機能的に接続されたエネルギー調整器であって、前記マイクロ波源によって生成された電磁波を変調するエネルギー調整器と、
前記エネルギー調整器に機能的に接続された加速器であって、変調された電磁波に基づいてキロボルト（ｋＶ）撮像ビーム、およびメガボルト（ＭＶ）治療ビームを生成する加速器と、
前記マイクロ波源、前記エネルギー調整器、および前記加速器に機能的に接続された制御装置であって、前記エネルギー調整器に電磁波の変調を実行させることにより、前記加速器に前記ｋＶ撮像ビームおよび前記ＭＶ治療ビームを発生させる制御装置と、を備える、放射線照射システム。
【請求項2】
請求項１記載の放射線照射システムであって、前記エネルギー調整器はパワーバリエータを含む、放射線照射システム。
【請求項3】
請求項２記載の放射線照射システムであって、前記パワーバリエータはＹ接合部を含む、放射線照射システム。
【請求項4】
請求項２記載の放射線照射システムであって、前記パワーバリエータはＴ接合部を含む、放射線照射システム。
【請求項5】
請求項２記載の放射線照射システムであって、前記パワーバリエータは、磁気バイアスされた電磁フェライトの使用によって短絡位置を迅速に調節可能な電磁短絡設計を含む、放射線照射システム。
【請求項6】
請求項２記載の放射線照射システムであって、前記パワーバリエータは、前記パワーバリエータの短絡位置を調節する機械的スライディングショートを含む、放射線照射システム。
【請求項7】
請求項１記載の放射線照射システムであって、さらに、ｋＶ撮像ビーム用の第１ターゲットおよびＭＶ治療ビーム用の第２ターゲットを含むマルチＸ線ターゲットアセンブリを備える、放射線照射システム。
【請求項8】
請求項１記載の放射線照射システムであって、さらに、ｋＶ撮像ビームを使用して２次元投影を生成する処理装置を備える、放射線照射システム。
【請求項9】
請求項１記載の放射線照射システムであって、さらに、ｋＶ撮像ビームを使用して撮像された複数の２次元画像に基づいて３次元モデルを生成する処理装置を備える、放射線照射システム。
【請求項10】
請求項１記載の放射線照射システムであって、ｋＶ撮像ビームおよびＭＶ治療ビームは、ガントリの単一回転中または複数回転中に照射される、放射線照射システム。
【請求項11】
請求項１０記載の放射線照射システムであって、前記ガントリは、リング型ガントリ、Ｃアーム型ガントリ、またはロボットアームのうちいずれかを含む、放射線照射システム。
【請求項12】
請求項１記載の放射線照射システムであって、前記ｋＶ撮像ビームおよび前記ＭＶ治療ビームは交互に照射される、放射線照射システム。
【請求項13】
請求項１記載の放射線照射システムであって、前記ｋＶ撮像ビームは５０～１０００ｋＶの第１のエネルギーレベルを有し、ＭＶ治療ビームは１～２０ＭＶの第２のエネルギーレベルを有する、放射線照射システム。
【請求項14】
放射線照射システムを制御する方法であって、下記ａ～ｅ、ａ．前記放射線照射システムのマイクロ波源によって、前記放射線照射システムの加速器で電子ビームを加速させるための電磁波を発生させるステップと、
ｂ．前記放射線照射システムのエネルギー調整器によって、前記マイクロ波源により発生させた電磁波を第１のエネルギーレベルに調整するステップと、
ｃ．前記加速器によって、前記第１のエネルギーレベルに基づいてキロボルト（ｋＶ）の撮像ビームを生成するステップと、
ｄ．前記エネルギー調整器によって、前記マイクロ波源により発生させた電磁波を第２のエネルギーレベルに調整するステップと、
ｅ．前記加速器によって、前記第２のエネルギーレベルに基づいてメガボルト（ＭＶ）の治療ビームを生成するステップと、
を含む、方法。
【請求項15】
請求項１４記載の方法であって、前記エネルギー調整器はパワーバリエータを含む、方法。
【請求項16】
請求項１５記載の方法であって、前記パワーバリエータはＹ接合部を含む、方法。
【請求項17】
請求項１５記載の方法であって、前記パワーバリエータはＴ接合部を含む、方法。
【請求項18】
請求項１５記載の方法であって、前記パワーバリエータは、磁気バイアスされた電磁フェライトの使用によって短絡位置を迅速に調節可能な電磁短絡設計を含む、方法。
【請求項19】
請求項１５記載の方法であって、前記パワーバリエータは、前記パワーバリエータの短絡位置を調節する機械的スライディングショートを含む、方法。
【請求項20】
請求項１４記載の方法であって、前記マイクロ波源によって発生させる電磁波は、治療セッション中に前記エネルギー調整器によって動的に調整される、方法。
【請求項21】
請求項１４記載の方法であって、さらに、処理装置によって、ｋＶ撮像ビームを使用して撮像された複数の２次元画像に基づいて３次元モデルを生成する、方法。
【請求項22】
請求項１４記載の方法であって、ｋＶ撮像ビームおよびＭＶ治療ビームは、ガントリの単一回転中または複数回転中に照射される、方法。
【請求項23】
非一時的なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体であって、放射線照射システムの処理装置によって実行されると、前記放射線照射システムに下記ａ～ｅを行わせる命令を格納する、記憶媒体。ａ．前記放射線照射システムのマイクロ波源によって、前記放射線照射システムの加速器で電子ビームを加速させるための電磁波を発生させる。
ｂ．前記放射線照射システムのエネルギー調整器によって、前記マイクロ波源により発生させた電磁波を第１のエネルギーレベルに調整する。
ｃ．前記加速器によって、前記第１のエネルギーレベルに基づいてキロボルト（ｋＶ）の撮像ビームを生成する。
ｄ．前記エネルギー調整器によって、前記マイクロ波源により発生させた電磁波を第２のエネルギーレベルに調整する。
ｅ．前記加速器によって、前記第２のエネルギーレベルに基づいてメガボルト（ＭＶ）の治療ビームを生成する。
【請求項24】
請求項２３記載の非一時的なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体であって、さらに、前記処理装置に、前記ｋＶ撮像ビームを使用して撮像された複数の２次元画像に基づいて３次元モデルを生成させる、記憶媒体。
【請求項25】
請求項２３記載の非一時的なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体であって、さらに、前記処理装置に、前記ｋＶ撮像ビームを使用して２次元投影を生成させる、記憶媒体。
【請求項26】
請求項２３記載の非一時的なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体であって、前記マイクロ波源によって発生させる電磁波は、治療セッション中に前記エネルギー調整器によって動的に調整される、記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【関連出願】
【0001】
本出願は、２０２１年７月１９日に出願された米国特許出願第１７／３７９，０２０号の米国特許法第１１９条（ｅ）に基づく優先権を主張し、その全文は、ここに参照として組み込まれる。
【技術分野】
【0002】
本発明は、エネルギー調整器を適用した撮像および治療のためのビームエネルギー変調に関する。
【背景技術】
【0003】
放射線治療において、放射線照射システムは、治療用放射線源を使用することで、患者の腫瘍などの標的に治療用線量の放射線を供給する治療ビームを生成することができる。放射線照射システムの放射線源は、患者の腫瘍の画像化を目的とした画像診断用ビームを照射するモード（放射線量の異なるモード）で動作する場合もある。
【図面の簡単な説明】
【0004】
本発明は、後述の詳細な説明（発明の実施形態）および本開示の様々な実施形態を示す添付図面から、より完全に理解することができる。
【0005】
【図1A】本発明の実施形態によるヘリカル放射線照射システムを示す説明図である。
【0006】
【図1B】本発明の実施形態に従って使用可能なロボット型放射線照射システムを示す説明図である。
【0007】
【図1C】本発明の実施形態によるＣアームガントリベースの放射線照射システムを示す説明図である。
【0008】
【図2】本発明の実施形態による放射線照射システムの一例を示す図であって、撮像ビームおよび治療ビームを生成するために電磁波を変調するエネルギー調整器を適用した放射線照射システムを示す説明図である。
【0009】
【図3A】本発明の実施形態による、Ｙ接合部を含むパワーバリエータの一例を示す説明図である。
【0010】
【図3B】本発明の実施形態による、Ｔ接合部を含むパワーバリエータの一例を示す説明図である
【0011】
【図4A】本発明の実施形態による、エネルギー特性の異なる複数の放射線発生ターゲットを含むマルチＸ線ターゲットアセンブリの一例を示す説明図である。
【0012】
【図4B】本発明の実施形態によるマルチＸ線ターゲットアセンブリを示す図であって、治療用または撮像用の電子ビームが適切なエネルギー特性の放射線発生ターゲットに当たるように同マルチＸ線ターゲットアセンブリを再配置する一例を示す説明図である。
【0013】
【図5】本開示の実施形態によるエネルギー調整器を適用して撮像ビームおよび治療ビームを生成する方法を示すフロー図である。
【0014】
【図6】本発明の一部の実施形態に従って、本開示で説明される１つまたは複数の処理（操作）を実行し得るコンピューティングデバイスの一例を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【0015】
以下、本開示において、放射線照射システムの電磁波を変調するためにエネルギー調整器を使用する実施形態について説明する。
この放射線照射システムは、異なるエネルギーレベルで撮像ビーム（診断ビームを意味する場合もある。）および治療ビーム（医療処置ビームを意味する場合もある。）の両方を生成可能な単一の放射線源を利用することができる。
この放射線照射システムは、異なるエネルギーレベルで撮像ビーム（診断ビームを意味する場合もある。）および治療ビーム（医療処置ビームを意味する場合もある。）の両方を生成可能な単一の放射線源を利用することができる。
【0016】
従来の放射線照射システムでは、治療用放射線源は、患者の腫瘍などの標的に治療用量の放射線を供給する治療ビームを生成するために使用される。例えば、治療用放射線源は、メガボルト（ＭＶ）治療ビームを生成することができる。
また、従来の放射線照射システムは、標的に関連する画像データを取得するための撮像ビームを生成するために撮像用放射線源を使用する。例えば、Ｘ線放射線源は、キロボルト（ｋＶ）の撮像ビームを生成することができる。
このように従来の放射線照射システムでは、治療ビームを用いて治療用量の放射線を標的に供給し、撮像ビームを用いて標的に関連する画像データを取得するために、２つの異なる放射線源（例：治療用放射線源と撮像用放射線源）を必要とし、コストを増大させるものとなっている。
また、従来の放射線照射システムは、標的に関連する画像データを取得するための撮像ビームを生成するために撮像用放射線源を使用する。例えば、Ｘ線放射線源は、キロボルト（ｋＶ）の撮像ビームを生成することができる。
このように従来の放射線照射システムでは、治療ビームを用いて治療用量の放射線を標的に供給し、撮像ビームを用いて標的に関連する画像データを取得するために、２つの異なる放射線源（例：治療用放射線源と撮像用放射線源）を必要とし、コストを増大させるものとなっている。
【0017】
本発明の一態様では、単一の放射線源で撮像ビームおよび治療ビームの両方を生成することができるように、エネルギー調整器を使用して放射線照射システムの電磁波を変調する。このような放射線照射システムを有することによって、上記の問題およびその他の欠陥を改善することができる。
本発明の一態様による放射線照射システムは、電磁波を発生するマグネトロンやクライストロンなどのマイクロ波源を含むことができる。上記のエネルギー調整器は、マイクロ波源に機能的に接続されており、マイクロ波源から電磁波を受け取り、撮像ビームまたは治療ビームのエネルギーレベルに対応するように電磁波を変調することができる。同エネルギー調整器は、マイクロ波源の出力を調整することなく、これらのエネルギーレベルに対応するように電磁波を変調することができる。
本発明の一態様による放射線照射システムは、電磁波を発生するマグネトロンやクライストロンなどのマイクロ波源を含むことができる。上記のエネルギー調整器は、マイクロ波源に機能的に接続されており、マイクロ波源から電磁波を受け取り、撮像ビームまたは治療ビームのエネルギーレベルに対応するように電磁波を変調することができる。同エネルギー調整器は、マイクロ波源の出力を調整することなく、これらのエネルギーレベルに対応するように電磁波を変調することができる。
【0018】
本発明の一態様において、前記エネルギー調整器は、電磁波を変調するように構成された機械的または電気機械的なアセンブリであり得る。
本発明の一態様において、前記エネルギー調整器はパワーバリエータ（出力可変装置）を含むことができる。このパワーバリエータは、２つの負荷、サーキュレータ、接合部、およびスライディングショートを含むことができる。
本発明の一態様において、前記接合部は、Ｙ接合部またはＴ接合部のいずれかであってよい。
本発明の一態様において、前記スライディングショートは、従来の機械的スライディングショートであってもよいし、磁気バイアスされたフェライト（電磁フェライト）の使用によって短絡位置の変化（調節）を迅速に生じさせることができる電磁設計（電磁短絡設計）であってもよい。
本発明の一態様において、前記エネルギー調整器はパワーバリエータ（出力可変装置）を含むことができる。このパワーバリエータは、２つの負荷、サーキュレータ、接合部、およびスライディングショートを含むことができる。
本発明の一態様において、前記接合部は、Ｙ接合部またはＴ接合部のいずれかであってよい。
本発明の一態様において、前記スライディングショートは、従来の機械的スライディングショートであってもよいし、磁気バイアスされたフェライト（電磁フェライト）の使用によって短絡位置の変化（調節）を迅速に生じさせることができる電磁設計（電磁短絡設計）であってもよい。
【0019】
本発明の一態様において、放射線照射システムは、変調された電磁波を受け取るためにエネルギー調整器に機能的に接続される加速器（加速構造）をさらに含むことができる。この加速器は、電子ビームを放射線発生ターゲット（以下「Ｘ線ターゲット」とも称することもある。）に向けて加速し、治療ビームおよび／または撮像ビームを生成することができる。本発明の一態様の放射線照射システムでは、後述するように、複数の放射線発生ターゲットを含む装置を含むこともある。
【0020】
本発明の一態様において、放射線照射システムはまた、マイクロ波源、エネルギー調整器および加速器に機能的に接続された制御装置を含むことができる。この制御装置は処理装置を含み、同処理装置の処理ロジックによってエネルギー調整器による電磁波の変調が引き起こされ、これにより加速器が撮像ビームおよび治療ビームを生成することになる。
【0021】
本発明の一態様による放射線照射システムによれば、エネルギー調整器を適用して電磁波を変調し、撮像ビームと治療ビームの両方を生成することにより、治療ビームを生成するための治療用放射線源と、撮像ビームを生成するための撮像用放射線源との両方をもつ必要がなくなる。つまり単一の放射線源を使用して治療ビームと撮像ビームの両方を生成することができ、放射線照射システムのコストを削減し、放射線照射システムの性能を向上させることができる。
【0022】
図１Ａは、本開示の実施形態にによるヘリカル放射線照射システム８００を示す。
ヘリカル放射線照射システム８００は、リングガントリ８２０に取り付けられたＬＩＮＡＣ（線形加速器）８５０を含む。ＬＩＮＡＣ８５０は、電子ビームをＸ線照射標的に向けて誘導することにより、放射線ビーム（すなわち治療ビーム）を生成するために使用され得る。治療ビームは、標的の領域（すなわち腫瘍）に向けて放射線を照射することになる。
同治療システムには、さらに、ＬＩＮＡＣ８５０の遠位端に接続されたＭＬＣ（マルチリーフコリメータ：多段絞り機構）８６０が含まれている。ＭＬＣには、複数の可動式のリーフを収容するハウジングが含まれており、治療ビームの形成を可能にするために、リーフを可動させてＭＬＣの開口部を調整することができる。実施形態において、ＭＬＣ８６０は、２つの対向するバンクに配置された複数のリーフを含むバイナリＭＬＣであり、２つの対向するバンクのリーフが互いに挟み込まれ、開閉して開口部を形成することができる。一部の実施形態において、ＭＬＣ８６０は電磁気作動型のＭＬＣであってもよく、ＭＬＣ８６０は、任意の他のタイプのＭＬＣであってもよい。
リングガントリ８２０はトロイダル形状をしており、患者８３０がリング/トロイドのボアを通り抜ける。ＬＩＮＡＣ８５０はリングの周囲に取り付けられ、その中心を通る軸を中心に回転し、患者の周りの１つ以上の角度から供給される放射線を標的に照射する。治療中、患者８３０は治療台８４０の上でガントリのボアを通って同時に移動することができる。
ヘリカル放射線照射システム８００は、リングガントリ８２０に取り付けられたＬＩＮＡＣ（線形加速器）８５０を含む。ＬＩＮＡＣ８５０は、電子ビームをＸ線照射標的に向けて誘導することにより、放射線ビーム（すなわち治療ビーム）を生成するために使用され得る。治療ビームは、標的の領域（すなわち腫瘍）に向けて放射線を照射することになる。
同治療システムには、さらに、ＬＩＮＡＣ８５０の遠位端に接続されたＭＬＣ（マルチリーフコリメータ：多段絞り機構）８６０が含まれている。ＭＬＣには、複数の可動式のリーフを収容するハウジングが含まれており、治療ビームの形成を可能にするために、リーフを可動させてＭＬＣの開口部を調整することができる。実施形態において、ＭＬＣ８６０は、２つの対向するバンクに配置された複数のリーフを含むバイナリＭＬＣであり、２つの対向するバンクのリーフが互いに挟み込まれ、開閉して開口部を形成することができる。一部の実施形態において、ＭＬＣ８６０は電磁気作動型のＭＬＣであってもよく、ＭＬＣ８６０は、任意の他のタイプのＭＬＣであってもよい。
リングガントリ８２０はトロイダル形状をしており、患者８３０がリング/トロイドのボアを通り抜ける。ＬＩＮＡＣ８５０はリングの周囲に取り付けられ、その中心を通る軸を中心に回転し、患者の周りの１つ以上の角度から供給される放射線を標的に照射する。治療中、患者８３０は治療台８４０の上でガントリのボアを通って同時に移動することができる。
【0023】
ヘリカル放射線照射システム８００は、撮像源としてのＬＩＮＡＣ８５０と、Ｘ線検出器８７０とを備えた撮像システムを含む。ＬＩＮＡＣ８５０は、患者８３０の関心領域（ＲＯＩ）のメガボルトＸ線画像（ＭＶＣＴ）を生成するために使用され得る。この場合、ＲＯＩに向けて一連のＸ線ビームを発射し、ＬＩＮＡＣ８５０の反対側にあるＸ線検出器８７０に入射させることで、患者８３０を画像化し、セットアップおよび治療前の画像を生成する。
一実施形態では、ヘリカル放射線照射システム８００には、ｋＶ（キロボルト）撮像源８１０から構成される２次撮像システムが含まれることもある。このｋＶ撮像源８１０は、ＬＩＮＡＣ８５０に直交して（例えば９０度離れた位置に）リングガントリ８２０に取付けられ、標的領域に向けて撮像用Ｘ線ビームを照射し、患者１３０を通過した後に検出器の撮像面を投影するように配置され得る。
一実施形態では、ヘリカル放射線照射システム８００には、ｋＶ（キロボルト）撮像源８１０から構成される２次撮像システムが含まれることもある。このｋＶ撮像源８１０は、ＬＩＮＡＣ８５０に直交して（例えば９０度離れた位置に）リングガントリ８２０に取付けられ、標的領域に向けて撮像用Ｘ線ビームを照射し、患者１３０を通過した後に検出器の撮像面を投影するように配置され得る。
【0024】
図１Ｂは、本明細書に記載されている代替的な実施形態に応じて使用される放射線治療システム１２００を示す。
図１Ｂに示すように、放射線治療システム１２００は、治療用放射線源として機能するＬＩＮＡＣ（線形加速器）１２０１と、治療ビームを形成するためにＬＩＮＡＣ１２０１の遠位端に接続されたＭＬＣ（マルチリーフコリメータ：多段絞り機構）１２０５とを含む。
一実施形態では、ＬＩＮＡＣ１２０１は、患者の周囲の作業領域で多くの角度や多くの平面からビームを送って病理解剖学的構造（例：標的）を照射するように、複数（例：５つ以上）の自由度を有するロボットアーム１２０２の端部に取り付けられて位置決めされる。
治療には、単一のアイソセンタ（等中心点）を有するビームパス、複数のアイソセンタ（等中心点）を有するビームパス、または非等心的なアプローチを伴うビームパスが関与することがある。
図１Ｂに示すように、放射線治療システム１２００は、治療用放射線源として機能するＬＩＮＡＣ（線形加速器）１２０１と、治療ビームを形成するためにＬＩＮＡＣ１２０１の遠位端に接続されたＭＬＣ（マルチリーフコリメータ：多段絞り機構）１２０５とを含む。
一実施形態では、ＬＩＮＡＣ１２０１は、患者の周囲の作業領域で多くの角度や多くの平面からビームを送って病理解剖学的構造（例：標的）を照射するように、複数（例：５つ以上）の自由度を有するロボットアーム１２０２の端部に取り付けられて位置決めされる。
治療には、単一のアイソセンタ（等中心点）を有するビームパス、複数のアイソセンタ（等中心点）を有するビームパス、または非等心的なアプローチを伴うビームパスが関与することがある。
【0025】
ＬＩＮＡＣ１２０１は、ロボットアーム１２０２を動かすことによって、治療中に複数の異なるノード（ＬＩＮＡＣ１２０１が停止して放射線が照射される事前に定義された位置）に位置決めされることができる。ノードにおいて、ＬＩＮＡＣ１２０１は、１つまたは複数の放射線治療ビームを標的に照射することができ、そこでは、放射線ビームの形状は、ＭＬＣ１２０５内のリーフの位置によって決定される。ノードは、患者の周囲におおよそ球状に分布するように配置され得る。特定のノード数、および各ノードに適用される治療ビームの数は、治療されるべき病理解剖学的構造の位置およびタイプに応じて異なってもよい。
【0026】
別の実施形態において、ロボットアーム１２０２、およびその端部におけるＬＩＮＡＣ１２０１は、放射線が照射されている間に、ノード間を連続的に移動することができる。放射線ビームの形状および２次元強度マップは、ＬＩＮＡＣ１２０１が連続的に動作する間、ＭＬＣ１２０５内のリーフの高速な動きによって決定される。
【0027】
放射線治療システム１２００には、撮像システム１２１０が含まれる。この撮像システム１２１０は、Ｘ線源１２０３Ａおよび１２０３Ｂ（すなわち撮像源）に接続され、かつ、固定式のＸ線検出器１２０４Ａおよび１２０４Ｂに接続された処理装置１２３０を備える。
また、上記に代えて、Ｘ線源１２０３Ａ、１２０３Ｂおよび／またはＸ線検出器１２０４Ａ、１２０４Ｂが移動可能である場合、これらは、標的との位置合わせを維持するために再配置されるか、または標的を異なる方向から撮像するために再配置される。また、多くのＸ線画像を取得して３次元（３Ｄ）コーンビームＣＴ（コーンビーム・コンピュータ断層撮影）を再構築することがある。
一実施形態では、ＬＩＮＡＣ１２０１は撮像源として機能し、ＬＩＮＡＣの出力レベルは画像化に適したレベルにまで下げられる。
また、上記に代えて、Ｘ線源１２０３Ａ、１２０３Ｂおよび／またはＸ線検出器１２０４Ａ、１２０４Ｂが移動可能である場合、これらは、標的との位置合わせを維持するために再配置されるか、または標的を異なる方向から撮像するために再配置される。また、多くのＸ線画像を取得して３次元（３Ｄ）コーンビームＣＴ（コーンビーム・コンピュータ断層撮影）を再構築することがある。
一実施形態では、ＬＩＮＡＣ１２０１は撮像源として機能し、ＬＩＮＡＣの出力レベルは画像化に適したレベルにまで下げられる。
【0028】
撮像システム１２１０は、コーンビームＣＴまたはヘリカルメガボルトコンピュータ断層撮影（ＭＶＣＴ）などのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）を実行してもよく、撮像システム１２１０によって生成された画像は２次元（２Ｄ）または３次元（３Ｄ）であってもよい。２つのＸ線源１２０３Ａおよび１２０３Ｂは、手術室の天井の固定位置に取り付けられ、２つの異なる角度位置（例：９０度離れている）からＸ線撮像ビームを投射して、マシンアイソセンタ（本明細書では治療中心と呼ばれ、治療中に患者を治療台１２０６上に位置付けるための基準点を提供）で交差し、患者を通過した後にそれぞれのＸ線検出器１２０４Ａおよび１２０４Ｂの撮像面を投影するように配置され得る。
一実施形態では、撮像システム１２１０は、標的および周囲の関心体積（ＶＯＩ）の立体画像を提供する。
他の実施形態では、撮像システム１２１０は、２つ以上のまたは２つ未満のＸ線源と、２つ以上のまたは２つ未満の検出器とを含んでもよい。これらの検出器のいずれかは固定式ではなく可動式であってもよい。さらに他の実施形態では、Ｘ線源と検出器の位置は入れ替わってもよい。
Ｘ線検出器１２０４Ａおよび１２０４Ｂは、Ｘ線を可視光に変換するシンチレーション材料（例：非晶質シリコン）から製造され得る。この場合、当業者によく知られているように、ＣＭＯＳ（補完型金属酸化物シリコン）またはＣＣＤ（電荷結合素子）のイメージングセルのアレイが光をデジタル画像に変換する。このデジタル画像は、画像登録プロセス中に基準画像と比較することができ、このプロセスでは、デジタル画像の座標系を基準画像の座標系に変換する。
基準画像は、例えば、デジタルに再構築された放射線写真（ＤＲＲ）であり得る。これは、３次元（３Ｄ）ＣＴ画像から作成された仮想Ｘ線画像で、ＣＴ画像を通してＸ線画像形成プロセスをシミュレーションすることによって生成される。
一実施形態では、撮像システム１２１０は、標的および周囲の関心体積（ＶＯＩ）の立体画像を提供する。
他の実施形態では、撮像システム１２１０は、２つ以上のまたは２つ未満のＸ線源と、２つ以上のまたは２つ未満の検出器とを含んでもよい。これらの検出器のいずれかは固定式ではなく可動式であってもよい。さらに他の実施形態では、Ｘ線源と検出器の位置は入れ替わってもよい。
Ｘ線検出器１２０４Ａおよび１２０４Ｂは、Ｘ線を可視光に変換するシンチレーション材料（例：非晶質シリコン）から製造され得る。この場合、当業者によく知られているように、ＣＭＯＳ（補完型金属酸化物シリコン）またはＣＣＤ（電荷結合素子）のイメージングセルのアレイが光をデジタル画像に変換する。このデジタル画像は、画像登録プロセス中に基準画像と比較することができ、このプロセスでは、デジタル画像の座標系を基準画像の座標系に変換する。
基準画像は、例えば、デジタルに再構築された放射線写真（ＤＲＲ）であり得る。これは、３次元（３Ｄ）ＣＴ画像から作成された仮想Ｘ線画像で、ＣＴ画像を通してＸ線画像形成プロセスをシミュレーションすることによって生成される。
【0029】
一実施形態において、ＩＧＲＴ（画像誘導放射線治療）用照射システムとしての放射線治療システム１２００は、２次撮像システム１２３９も含む。２次撮像システム１２３９は、ＣＢＣＴ（コーンビーム・コンピュータ断層撮影）撮像システムを使用することができる。また、これに代えて他のタイプの体積イメージングシステムを使用することもできる。
２次撮像システム１２３９は、アームおよびレールシステム（図示せず）に取り付けられた回転式ガントリ１２４０（例：リング）を含む。このアームおよびレールシステムは、回転式ガントリ１２４０を１つ以上の軸に沿って（例：治療台１２０６の頭部から足部まで延びる軸に沿って）移動させる。回転式ガントリ１２４０には、撮像源１２４５と検出器１２５０とが取り付けられている。回転式ガントリ１２４０は、治療台の頭部から足部まで延びる軸を中心に３６０度回転することができる。従って、撮像源１２４５および検出器１２５０は、多数の異なる角度に配置され得る。
一実施形態では、撮像源１２４５はＸ線源であり、検出器１２５０はＸ線検出器である。
一実施形態では、２次撮像システム１２３９は、別々に回転可能な２つのリングを含む。この場合、撮像源１２４５を第１のリングに取り付け、検出器１２５０を第２のリングに取り付けることができる。
一実施形態では、回転式ガントリ１２４０は、治療放射線ビームの照射中にロボットアーム１２０２との衝突を回避するために治療台の足元で静止する。
２次撮像システム１２３９は、アームおよびレールシステム（図示せず）に取り付けられた回転式ガントリ１２４０（例：リング）を含む。このアームおよびレールシステムは、回転式ガントリ１２４０を１つ以上の軸に沿って（例：治療台１２０６の頭部から足部まで延びる軸に沿って）移動させる。回転式ガントリ１２４０には、撮像源１２４５と検出器１２５０とが取り付けられている。回転式ガントリ１２４０は、治療台の頭部から足部まで延びる軸を中心に３６０度回転することができる。従って、撮像源１２４５および検出器１２５０は、多数の異なる角度に配置され得る。
一実施形態では、撮像源１２４５はＸ線源であり、検出器１２５０はＸ線検出器である。
一実施形態では、２次撮像システム１２３９は、別々に回転可能な２つのリングを含む。この場合、撮像源１２４５を第１のリングに取り付け、検出器１２５０を第２のリングに取り付けることができる。
一実施形態では、回転式ガントリ１２４０は、治療放射線ビームの照射中にロボットアーム１２０２との衝突を回避するために治療台の足元で静止する。
【0030】
図１Ｂに示されるように、画像誘導型の放射線治療システム１２００は、治療デリバリーワークステーション１５０（コンピュータ制御システム）とさらに連携させることができる。治療デリバリーワークステーションは、放射線治療システム１２００および患者が配置されている治療室とは異なる部屋に、放射線治療システム１２００から遠隔に設置されてもよい。
治療デリバリーワークステーション１５０は、処理装置（処理装置１２３０または別の処理装置であってもよい。）およびメモリを備えており、これにより、本明細書に記載されるように、１つまたは複数の画像登録に従って検出された標的の動きに基づいて患者１２２５への治療配信を変更することができる。
治療デリバリーワークステーション１５０は、処理装置（処理装置１２３０または別の処理装置であってもよい。）およびメモリを備えており、これにより、本明細書に記載されるように、１つまたは複数の画像登録に従って検出された標的の動きに基づいて患者１２２５への治療配信を変更することができる。
【0031】
図１Ｃは、Ｃアーム型放射線照射システム１４００を示す。
一実施形態において、Ｃアーム型放射線照射システム１４００は、治療中にＬＩＮＡＣのビームエネルギーを調整することができる。これにより、ＬＩＮＡＣをＸ線撮影と放射線治療の両方に使用することが可能になる。
別の実施形態では、Ｃアーム型放射線照射システム１４００には、Ｘ線画像を生成するためのオンボードｋＶ撮像システムと、より高エネルギーの治療用放射線ビームを生成するための別個のＬＩＮＡＣとが組み込まれる場合がある。
Ｃアーム型放射線照射システム１４００は、Ｃアーム型ガントリ１４１０と、ＬＩＮＡＣ１４２０と、ビームを形成するためにＬＩＮＡＣ１４２０の遠位端と連結されたＭＬＣ１４７０と、ポータル撮像検出器１４５０とを含む。Ｃアーム型ガントリ１４１０は、選択された投影に対応する角度に回転可能になっており、これにより、治療台１４４０上の患者１４３０のＶＯＩ（関心体積）のＸ線画像を取得するために使用することができる。
ポータル撮像システムを含む実施形態では、ＬＩＮＡＣ１４２０は、患者１４３０の標的を通過してポータル撮像検出器１４５０に入射するＸ線ビームを生成して、標的のＸ線画像を生成する。標的のＸ線画像が生成された後、ＬＩＮＡＣ１４２０のビームエネルギーを増大させることで、照射標的領域を治療するための放射線ビームを生成することができる。
別の実施形態では、ｋＶ撮像システムは、患者１４３０の標的を通過するＸ線ビームを生成して、標的のＸ線画像を生成することができる。一部の実施形態において、ポータル撮像システムは、治療配信（放射線照射）中にポータル画像を取得することができる。ポータル撮像検出器１４５０は、ビームが患者１４３０を通過した後に、出口線量（出口放射線フルエンス）を測定することができる。これにより、内部または外部の基準（マーカー）または解剖学的構造（例：腫瘍や骨など）をポータル画像内で局在化することができる。
一実施形態において、Ｃアーム型放射線照射システム１４００は、治療中にＬＩＮＡＣのビームエネルギーを調整することができる。これにより、ＬＩＮＡＣをＸ線撮影と放射線治療の両方に使用することが可能になる。
別の実施形態では、Ｃアーム型放射線照射システム１４００には、Ｘ線画像を生成するためのオンボードｋＶ撮像システムと、より高エネルギーの治療用放射線ビームを生成するための別個のＬＩＮＡＣとが組み込まれる場合がある。
Ｃアーム型放射線照射システム１４００は、Ｃアーム型ガントリ１４１０と、ＬＩＮＡＣ１４２０と、ビームを形成するためにＬＩＮＡＣ１４２０の遠位端と連結されたＭＬＣ１４７０と、ポータル撮像検出器１４５０とを含む。Ｃアーム型ガントリ１４１０は、選択された投影に対応する角度に回転可能になっており、これにより、治療台１４４０上の患者１４３０のＶＯＩ（関心体積）のＸ線画像を取得するために使用することができる。
ポータル撮像システムを含む実施形態では、ＬＩＮＡＣ１４２０は、患者１４３０の標的を通過してポータル撮像検出器１４５０に入射するＸ線ビームを生成して、標的のＸ線画像を生成する。標的のＸ線画像が生成された後、ＬＩＮＡＣ１４２０のビームエネルギーを増大させることで、照射標的領域を治療するための放射線ビームを生成することができる。
別の実施形態では、ｋＶ撮像システムは、患者１４３０の標的を通過するＸ線ビームを生成して、標的のＸ線画像を生成することができる。一部の実施形態において、ポータル撮像システムは、治療配信（放射線照射）中にポータル画像を取得することができる。ポータル撮像検出器１４５０は、ビームが患者１４３０を通過した後に、出口線量（出口放射線フルエンス）を測定することができる。これにより、内部または外部の基準（マーカー）または解剖学的構造（例：腫瘍や骨など）をポータル画像内で局在化することができる。
【0032】
また、本明細書に記載されるｋＶ撮像源またはポータル撮像装置および操作方法は、さらに他のタイプのガントリベースのシステムと共に使用することができる。一部のガントリベースのシステムにおいて、ガントリは、アイソセンタ（等中心）を通過する軸の周りにｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣを回転させる。
ガントリベースのシステムには、患者の身体がリング／トーラスの内径（ボア）を通って延びる概ねトーラス形状を有するリングガントリが含まれ、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣはリングの外周に取り付けられ、アイソセンタ（等中心）を通る軸を中心に回転する。
ガントリベースのシステムは、さらにＣアームガントリを含むことができ、このＣアームガントリでは、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣは、カンチレバー状に取り付けられてアイソセンタ（等中心）を通る軸を中心に回転する。
別の実施形態では、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣは、前述したようにｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣが取り付けられるロボットアームベースのシステムで使用することができる。
本開示の態様は、さらに、ガントリベースのＬＩＮＡＣシステム、放射線治療および放射線外科手術に関連する静的撮像システム、統合イメージガイダンスを使用する陽子線治療システム、介入放射線学および術中Ｘ線イメージングシステムなど、その他のこのようなシステムでも使用され得る。
ガントリベースのシステムには、患者の身体がリング／トーラスの内径（ボア）を通って延びる概ねトーラス形状を有するリングガントリが含まれ、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣはリングの外周に取り付けられ、アイソセンタ（等中心）を通る軸を中心に回転する。
ガントリベースのシステムは、さらにＣアームガントリを含むことができ、このＣアームガントリでは、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣは、カンチレバー状に取り付けられてアイソセンタ（等中心）を通る軸を中心に回転する。
別の実施形態では、ｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣは、前述したようにｋＶ撮像源およびＬＩＮＡＣが取り付けられるロボットアームベースのシステムで使用することができる。
本開示の態様は、さらに、ガントリベースのＬＩＮＡＣシステム、放射線治療および放射線外科手術に関連する静的撮像システム、統合イメージガイダンスを使用する陽子線治療システム、介入放射線学および術中Ｘ線イメージングシステムなど、その他のこのようなシステムでも使用され得る。
【0033】
図２は、本開示の実施形態に従って、エネルギー調整器を適用して電磁波を変調し、撮像ビームおよび治療ビームを生成する放射線照射システム２００の一例を示す説明図である。実施形態において、放射線照射システム２００は、前述した図１Ａ～Ｃの放射線照射システムのうちの１つに対応し、その構成要素を含み得る。
【0034】
放射線照射システム２００は、電磁波を発生するマイクロ波源２０２を含む。一部の実施形態では、マイクロ波源２０２はマグネトロンであってもよい。実施形態において、マイクロ波源２０２は、クライストロンであってもよい。一実施形態において、マイクロ波源２０２は、電磁波を発生することができる任意の他のタイプの構成要素であってもよい。
【0035】
放射線照射システム２００は、マイクロ波源２０２に機能的に接続されたエネルギー調整器２０４を含むことができる。エネルギー調整器２０４は、マイクロ波源２０２から受け取る電磁波を変調することができる。
エネルギー調整器２０４は、電磁波を変調するように構成された機械的または電気機械的アセンブリであってもよい。前述したように、エネルギー調整器２０４は、ｋＶ撮像ビーム等の撮像ビーム、またはＭＶ治療ビーム等の治療ビームに対応するように電磁波のエネルギーレベルを変調することができる。
実施形態において、エネルギー調整器は、後述の図３Ａおよび図３Ｂでさらに詳細に説明するパワーバリエータを含んでもよい。
実施形態において、エネルギー調整器２０４は、電磁波の出力レベルをマイクロ波源２０２の出力の０～１００％の間で変化させることができる。一部の実施形態において、エネルギー調整器２０４は、放射線治療セッション（治療セッション）中に出力レベルの範囲にわたって電磁波を動的に調整するために使用される場合がある。
エネルギー調整器２０４は、電磁波を変調するように構成された機械的または電気機械的アセンブリであってもよい。前述したように、エネルギー調整器２０４は、ｋＶ撮像ビーム等の撮像ビーム、またはＭＶ治療ビーム等の治療ビームに対応するように電磁波のエネルギーレベルを変調することができる。
実施形態において、エネルギー調整器は、後述の図３Ａおよび図３Ｂでさらに詳細に説明するパワーバリエータを含んでもよい。
実施形態において、エネルギー調整器２０４は、電磁波の出力レベルをマイクロ波源２０２の出力の０～１００％の間で変化させることができる。一部の実施形態において、エネルギー調整器２０４は、放射線治療セッション（治療セッション）中に出力レベルの範囲にわたって電磁波を動的に調整するために使用される場合がある。
【0036】
放射線照射システム２００は、変調された電磁波を受け取るためにエネルギー調整器２０４に機能的に接続された加速器２０６を含むことができる。この加速器は、変調された電磁波を使用して電子ビームをＸ線ターゲット（図示されていない）に向けて加速し、前述したように、各種の治療ビームおよび／または撮像ビームを生成することができる。
【0037】
放射線照射システム２００は、マイクロ波源２０２、エネルギー調整器２０４および加速器２０６に機能的に接続された制御装置２０８を含むことができる。制御装置２０８は、マイクロ波源２０２、エネルギー調整器２０４および加速器２０６を制御する処理ロジックを含む処理装置２１０を含み得る。
実施形態において、処理装置２１０は、マイクロプロセッサ、中央処理装置などの１つまたは複数の汎用処理装置によって提供されてもよい。例示的な実施例では、処理デバイス２１０は、複合命令セットコンピューティング（ＣＩＳＣ）マイクロプロセッサ、縮小命令セットコンピューティング（ＲＩＳＣ）マイクロプロセッサ、超長命令ワード（ＶＬＩＷ）マイクロプロセッサ、または他の命令セットを実装するプロセッサ、または命令セットの組み合わせを実装するプロセッサを含むことがある。
処理装置２１０はまた、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、ネットワークプロセッサなどの１つまたは複数の特定用途の処理装置で構成されることもある。
実施形態において、処理装置２１０は、マイクロプロセッサ、中央処理装置などの１つまたは複数の汎用処理装置によって提供されてもよい。例示的な実施例では、処理デバイス２１０は、複合命令セットコンピューティング（ＣＩＳＣ）マイクロプロセッサ、縮小命令セットコンピューティング（ＲＩＳＣ）マイクロプロセッサ、超長命令ワード（ＶＬＩＷ）マイクロプロセッサ、または他の命令セットを実装するプロセッサ、または命令セットの組み合わせを実装するプロセッサを含むことがある。
処理装置２１０はまた、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、ネットワークプロセッサなどの１つまたは複数の特定用途の処理装置で構成されることもある。
【0038】
図３Ａは、本開示の実施形態による、Ｙ接合を含むパワーバリエータ３００の一例を示す説明図である。前述したように、パワーバリエータ３００は、撮像ビームおよび治療ビームのエネルギーレベルに対応するように電磁波を変調するために使用することができる。
【0039】
実施形態において、パワーバリエータ３００は、負荷３０２ａ、負荷３０２ｂ、位相棒（フェーズワンド）３０４、サーキュレータ３０６、Ｙ接合部３１０、スライディングショート３０８、またはそれらの任意の組み合わせを含むことができる。
位相棒３０４は、負荷３０２ｂに配置されており、所望の振幅および位相の反射を提供することができる。
サーキュレータ３０６は、サーキュレータ３０６に入った電磁波が、入ったポートの直後のポートから出ることを可能にする受動的な装置である。一部の実施形態において、サーキュレータ３０６は、４ポートのサーキュレータであってもよい。一実施形態において、複数のサーキュレータが使用されてもよい。
位相棒３０４は、負荷３０２ｂに配置されており、所望の振幅および位相の反射を提供することができる。
サーキュレータ３０６は、サーキュレータ３０６に入った電磁波が、入ったポートの直後のポートから出ることを可能にする受動的な装置である。一部の実施形態において、サーキュレータ３０６は、４ポートのサーキュレータであってもよい。一実施形態において、複数のサーキュレータが使用されてもよい。
【0040】
スライディングショート３０８は、機械的または電気機械的アセンブリであって、パワーバリエータ３００の短絡位置（例：電気的長さ）を調整するために使用される。スライディングショート３０８を使用することで、加速器に供給される電磁波の出力レベルを変更することができる。
一部の実施形態では、スライディングショート３０８は、フェライト材料のバイアスによって電磁波の位相長が制御される電磁気的に制御された短絡（ショートサーキット）であり得る。実施形態において、スライディングショート３０８は、電磁波の位相長を制御するためにプランジャが矩形導波管内で機械的に移動される機械的スライディングショートであってもよい。一部の実施形態では、他のタイプのスライディングショート３０８を使用してもよい。
一部の実施形態では、スライディングショート３０８は、フェライト材料のバイアスによって電磁波の位相長が制御される電磁気的に制御された短絡（ショートサーキット）であり得る。実施形態において、スライディングショート３０８は、電磁波の位相長を制御するためにプランジャが矩形導波管内で機械的に移動される機械的スライディングショートであってもよい。一部の実施形態では、他のタイプのスライディングショート３０８を使用してもよい。
【0041】
Ｙ接合部３１０は、サーキュレータ３０６、負荷３０２ａ、およびスライディングショート３０８に機能的に接続された接合部である。Ｙ接合部３１０は、パワーバリエータ３００の上記の構成要素間で電磁波を案内する導波管接合部となる。Ｙ接合部３１０には、「Ｙ」の形を形成するためにそれぞれが同一の角度または類似の角度で分離された３つのポートが含まれることがある。
【0042】
図３Ｂは、本開示の実施形態による、Ｔ接合部を含むパワーバリエータ３５０の一例を示す説明図である。パワーバリエータ３５０は、前述の図３Ａで説明したようなパワーバリエータ３００と同様の構成要素を含むことができるが、Ｙ接合部ではなくＴ接合部３５２を含む。
Ｔ接合部３５２は、前述したように、負荷、スライディングショート、およびサーキュレータ間の電磁波を案内する導波管接合部となり得る。Ｔ接合部３５２には３つのポートが含まれており、そのうち２つのポートが「Ｔ」の形を形成するために第３のポートに対して垂直な軸を形成する。
Ｔ接合部３５２は、前述したように、負荷、スライディングショート、およびサーキュレータ間の電磁波を案内する導波管接合部となり得る。Ｔ接合部３５２には３つのポートが含まれており、そのうち２つのポートが「Ｔ」の形を形成するために第３のポートに対して垂直な軸を形成する。
【0043】
図３Ａに示されるＹ接合部３１０、および図３Ｂに示されるＴ接合部３５２は、例示の目的でのみを示されており、本発明を限定するものではないことに留意すべきである。本開示の実施形態は、図３Ａおよび図３Ｂに図示されたＹ接合部および／またはＴ接合部とは異なる外観、幾何学的特性（形状・寸法・配置等）、または他の特性を有するＹ接合部および／またはＴ接合部を使用することが可能である。
【0044】
図４Ａは、本開示の実施形態による、エネルギー特性の異なる複数の放射線発生ターゲットを含むマルチＸ線ターゲットアセンブリ４００の一例を示す説明図である。
一部の実施形態において、放射線照射システムは、治療ビームおよび撮像ビームのそれぞれのＸ線生成収率を最大化するために複数のＸ線ターゲットを含むマルチＸ線ターゲットアセンブリ４００を含むことができる。
マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００は、治療ビームターゲット（第２ターゲット）４０２および撮像ビームターゲット（第１ターゲット）４０４を含むことができる。マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００は、２つのＸ線ターゲットを有するものとして示されているが、本開示の実施形態は、マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００に２つ以上のＸ線ターゲットを含んでもよい。異なるＸ線ターゲットは、単一のアセンブリに含まれる様々なビームエネルギーレベルに対して最適化され得る。
マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００の位置決め（配置）については、後述するように、変調された電磁波のエネルギーレベルに基づいて、変調された電磁波が適切なＸ線ターゲットに向かって加速されるように調整され得る。
一部の実施形態において、放射線照射システムは、治療ビームおよび撮像ビームのそれぞれのＸ線生成収率を最大化するために複数のＸ線ターゲットを含むマルチＸ線ターゲットアセンブリ４００を含むことができる。
マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００は、治療ビームターゲット（第２ターゲット）４０２および撮像ビームターゲット（第１ターゲット）４０４を含むことができる。マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００は、２つのＸ線ターゲットを有するものとして示されているが、本開示の実施形態は、マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００に２つ以上のＸ線ターゲットを含んでもよい。異なるＸ線ターゲットは、単一のアセンブリに含まれる様々なビームエネルギーレベルに対して最適化され得る。
マルチＸ線ターゲットアセンブリ４００の位置決め（配置）については、後述するように、変調された電磁波のエネルギーレベルに基づいて、変調された電磁波が適切なＸ線ターゲットに向かって加速されるように調整され得る。
【0045】
前述したように、電子ビーム４０６は、治療ビーム（例：治療用光子ビーム）４０８を生成するために、加速器２０６によって治療ビームターゲット４０２に向かって加速され得る。治療ビームターゲット４０２は、高い原子番号を有する材料で形成されており、これにより、電子ビーム４０６が治療ビームターゲット４０２に加速されるときに、治療ビーム４０８が生成される。
実施形態において、治療ビームターゲット４０２に向けて加速される電子ビーム４０６は、治療ビーム４０８に対応するエネルギーレベルに変調され得る。例えば、電子ビーム４０６は、ＭＶ治療用光子ビームに対応するエネルギーレベルに変調されることがある。
実施形態において、治療ビームターゲット４０２に向けて加速される電子ビーム４０６は、治療ビーム４０８に対応するエネルギーレベルに変調され得る。例えば、電子ビーム４０６は、ＭＶ治療用光子ビームに対応するエネルギーレベルに変調されることがある。
【0046】
図４Ｂは、本開示の実施形態によるマルチＸ線ターゲットアセンブリ４５０を示すもので、治療用または撮像用の電子ビームが適切なエネルギー特性の放射線発生ターゲットに当たるように、マルチＸ線ターゲットアセンブリ４５０を再配置する一例を示す説明図である。
図４Ｂにおいて、加速器２０６は、撮像ビーム４５４に対応するエネルギーレベルをもつ診断エネルギーレベルの電子ビーム４５２を加速している。電子ビーム４５２が撮像ビーム４５４に対応するエネルギーレベルをもつことに対応して、マルチＸ線ターゲットアセンブリ４５０は、ターゲットを直線的（図示左矢視方向）に移動させて電子ビーム４５２の経路上に撮像ビームターゲット４０４を位置決めする。
図４Ｂにおいて、加速器２０６は、撮像ビーム４５４に対応するエネルギーレベルをもつ診断エネルギーレベルの電子ビーム４５２を加速している。電子ビーム４５２が撮像ビーム４５４に対応するエネルギーレベルをもつことに対応して、マルチＸ線ターゲットアセンブリ４５０は、ターゲットを直線的（図示左矢視方向）に移動させて電子ビーム４５２の経路上に撮像ビームターゲット４０４を位置決めする。
【0047】
撮像ビームターゲット４０４は、低い原子番号を有する材料で形成されており、電子ビーム４５２が撮像ビームターゲット４０４に向けて加速されるときに撮像ビーム（例：撮像光子ビーム）４５４を生成する。実施形態において、撮像ビームターゲット４０４は、生成される撮像ビーム４５４の減衰を減らすために、治療ビームターゲット４０２よりも薄い厚さになってもよい。
【0048】
図５は、本開示の実施形態による、エネルギー調整器を使用して撮像ビームおよび治療ビームを生成する方法５００のフロー図である。
方法５００は、ハードウェア（例：回路、専用ロジック、プログラマブルロジック、プロセッサ、処理デバイス、中央処理装置（ＣＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）等）、ソフトウェア（例：処理デバイス上で実行／実施される命令）、ファームウェア（例：マイクロコード）、またはそれらの組合せから構成される処理ロジックによって、少なくともその一部が実行される。
実施形態において、方法５００の各々の部分は、前述の図１Ａ～図２で説明したような放射線照射システムの１つまたは複数の構成要素によって実行され得る。
方法５００は、ハードウェア（例：回路、専用ロジック、プログラマブルロジック、プロセッサ、処理デバイス、中央処理装置（ＣＰＵ）、システムオンチップ（ＳｏＣ）等）、ソフトウェア（例：処理デバイス上で実行／実施される命令）、ファームウェア（例：マイクロコード）、またはそれらの組合せから構成される処理ロジックによって、少なくともその一部が実行される。
実施形態において、方法５００の各々の部分は、前述の図１Ａ～図２で説明したような放射線照射システムの１つまたは複数の構成要素によって実行され得る。
【0049】
図５に参照される方法５００は、各種の実施形態で使用される例示的な機能を示している。方法５００には特定の機能ブロック（「ブロック」）が開示されているが、そのようなブロックは例示である。すなわち、実施形態は、方法５００に記載されたブロックの様々な他のブロックまたは変形を伴ってもよい。方法５００のブロックは、提示された順序とは異なる順序で実行されてもよく、方法５００のブロックのすべてが実行されなくてもよい。
【0050】
方法５００は、ブロック５１０で開始され、ここでマイクロ波源が放射線照射システムの加速器で電子ビームを加速するための電磁波を生成する。
【0051】
ブロック５２０において、エネルギー調整器は、電磁波を第１のエネルギーレベルに調整する。実施形態において、第１のエネルギーレベルは、撮像ビームのエネルギーレベルに対応し得る。
【0052】
ブロック５３０において、加速器は、第１のエネルギーレベルに基づいてキロボルト（ｋＶ）撮像ビームを生成する。一部の実施形態では、ｋＶ撮像ビームは、５０～１０００ｋＶの間のエネルギーレベルを有することがある。また、実施形態において、撮像ビームは、１０００ｋＶより大きいエネルギーレベルを有するＭＶエネルギービームであってもよい。一部の実施形態では、異なるエネルギーレベルを有する複数の撮像ビームが使用されてもよい。
【0053】
ブロック５４０において、処理装置の処理ロジックは、ｋＶ撮像ビームによって撮像された１つまたは複数の画像を使用して、３次元モデルおよび／または２次元投影（画像）を生成する。処理ロジックは、ｋＶ撮像ビームによって撮像された２つ以上の画像（２次元画像）に基づいて３次元モデルを生成してもよい。
【0054】
ブロック５５０において、エネルギー調整器は、電磁波を第２のエネルギーレベルに調整する。実施形態において、第２のエネルギーレベルは、治療ビームのエネルギーレベルに対応し得る。
【0055】
ブロック５６０において、加速器は、第２のエネルギーレベルに基づいてメガボルト（ＭＶ）治療ビームを生成する。実施形態において、ＭＶ治療ビームは、１～２０ＭＶの間のエネルギーレベルを有しすることがある。一部の実施形態では、異なるエネルギーレベルを有する複数の治療ビームが使用されてもよい。
【0056】
実施形態では、ブロック５２０～５６０は、治療セッション中に１つまたは複数の撮像ビームと、１つまたは複数の治療ビームとを交互に実行するために繰り返し実行されてもよい。一部の実施形態では、ブロック５２０～５６０は、放射線照射システムのガントリの単一回転中に実行されてもよい。実施形態では、ブロック５２０～５６０は、ヘリカル再構成の場合には複数の回転中に実行されてもよい。
【0057】
図６は、一部の実施形態に従って、本明細書に記載される動作の１つ以上を実行することができる例示的なコンピューティングデバイス６００のブロック図である。
コンピューティングデバイス６００は、ＬＡＮ、イントラネット、エクストラネット、および／またはインターネットにより他のコンピューティングデバイスに接続される場合がある。コンピューティングデバイスは、クライアントサーバネットワーク環境においてはサーバマシンとして、また、ピアツーピア（Ｐ２Ｐ）ネットワーク環境においてクライアントとして動作することができる。
コンピューティングデバイスは、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）、セットトップボックス（ＳＴＢ）、サーバ、ネットワークルータ、スイッチ、ブリッジ、またはそのマシンによって実行されるべき動作を指定する一連の命令（シーケンシャルまたはその他）を実行する任意のマシンによって提供されることができる。さらに、単一のコンピューティングデバイスのみが図示されているが、「コンピューティングデバイス」の用語は、本明細書で説明される方法を実行するために命令のセット（または複数のセット）を個別にまたは共同で実行するコンピューティングデバイスの集合体を含むと解釈される。
コンピューティングデバイス６００は、ＬＡＮ、イントラネット、エクストラネット、および／またはインターネットにより他のコンピューティングデバイスに接続される場合がある。コンピューティングデバイスは、クライアントサーバネットワーク環境においてはサーバマシンとして、また、ピアツーピア（Ｐ２Ｐ）ネットワーク環境においてクライアントとして動作することができる。
コンピューティングデバイスは、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）、セットトップボックス（ＳＴＢ）、サーバ、ネットワークルータ、スイッチ、ブリッジ、またはそのマシンによって実行されるべき動作を指定する一連の命令（シーケンシャルまたはその他）を実行する任意のマシンによって提供されることができる。さらに、単一のコンピューティングデバイスのみが図示されているが、「コンピューティングデバイス」の用語は、本明細書で説明される方法を実行するために命令のセット（または複数のセット）を個別にまたは共同で実行するコンピューティングデバイスの集合体を含むと解釈される。
【0058】
ここに例示されるコンピューティングデバイス６００は、処理装置（例：汎用プロセッサ、プログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）など）６０２、主記憶装置６０４（例：同期ダイナミックランダムアクセスメモリ（ＤＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ））、スタティックメモリ６０６（例：フラッシュメモリおよびデータ記憶装置６１８）を含む場合があり、これらはバス６３０を介して互いに通信する場合がある。
【0059】
処理装置６０２は、マイクロプロセッサ、中央処理装置などの１つ以上の汎用処理装置によって提供される場合がある。具体的な例として、処理装置６０２は、複合命令セットコンピューティング（ＣＩＳＣ）マイクロプロセッサ、縮小命令セットコンピューティング（ＲＩＳＣ）マイクロプロセッサ、超長命令語（ＶＬＩＷ）マイクロプロセッサ、または他の命令セットまたは命令セットの組み合わせを実装するプロセッサからなる場合がある。処理装置６０２はまた特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、ネットワークプロセッサなどの１つ以上の特定用途向け処理装置を含む場合もある。また、処理装置６０２は、本開示の１つ以上の態様に従って、本明細書で説明される動作およびステップを実行するために構成される場合がある。
【0060】
コンピューティングデバイス６００は、さらにネットワーク６２０と通信可能なネットワークインターフェース装置６０８を含むことができる。また、コンピューティングデバイス６００は、映像表示装置６１０（例：液晶表示装置（ＬＣＤ）または陰極線管（ＣＲＴ））、英数字入力装置６１２（例：キーボード）、カーソル制御装置６１４（例：マウス）および音響信号発生装置６１６（例：スピーカー）を含むことができる。一実施形態では、映像表示装置６１０、英数字入力装置６１２およびカーソル制御装置６１４は、単一のコンポーネントまたは装置（例：液晶タッチパネル）に組み合わされることがある。
【0061】
データ記憶装置６１８は、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体（例：非一時的なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体）６２８を含むことができ、ここには、本開示の１つ以上の態様に従って本明細書に記載された動作を実行するためのエネルギー変調手順６２５を含む１つ以上の命令集合が格納され得る。
このような命令は、コンピューティングデバイス６００によって実行される際に、完全にまたは少なくとも部分的に主記憶装置６０４および／または処理装置６０２内に存在することがあり、この場合、主記憶装置６０４および処理装置６０２もまたコンピュータ読み取り可能な媒体を構成する。さらに、同命令は、ネットワークインターフェース装置６０８を介してネットワーク６２０経由で送信または受信される場合もある。
このような命令は、コンピューティングデバイス６００によって実行される際に、完全にまたは少なくとも部分的に主記憶装置６０４および／または処理装置６０２内に存在することがあり、この場合、主記憶装置６０４および処理装置６０２もまたコンピュータ読み取り可能な媒体を構成する。さらに、同命令は、ネットワークインターフェース装置６０８を介してネットワーク６２０経由で送信または受信される場合もある。
【0062】
コンピュータ読み取り可能な記憶媒体６２８は、単一の媒体であることが例示的に示されているが、「コンピュータ読み取り可能な記憶媒体」の用語は、１つ以上の命令集合を記憶する単一の媒体または複数の媒体（例：集中型または分散型データベースおよび／または関連キャッシュおよびサーバ）を含むとみなす必要がある。また、「コンピュータ読み取り可能な記憶媒体」の用語は、マシンによる実行のための集合命令を記憶、符号化（エンコード）または転送することが可能な任意の媒体を含み、これによってマシンに本明細書に記載の方法を実行させることができる。したがって、「コンピュータ読み取り可能な記憶媒体」の用語は、固体メモリ、光学媒体および磁気媒体を含むが、これらに限定されない。
【0063】
本明細書に記載された方法および装置は、医療診断画像処理および治療に使用することに限定されないことに留意すべきである。代替的な実施形態では、本明細書の方法および装置は、産業用画像処理および材料の非破壊検査など、医療技術分野以外の用途に使用することもできる。そのような用途において、例えば、「治療」は、治療計画システムによって制御される操作の実行を一般的に指すことがあり、その操作にはビーム（例：放射線、音響など）の適用が含まれることがある。また、「標的」は、解剖学的な物体や領域ではなく、非解剖学的な物体または領域を指す場合がある。
【0064】
前述した説明では、本発明の実施形態を理解しやすくするために、特定のシステム、コンポーネント、方法などの具体例を複数示しているが、少なくとも本開示の一部の実施形態は、当業者であればこれらの具体例の説明がなくても本発明を実施しうる。
また、公知のコンポーネントや方法はその詳細が省略されるか、単純なブロック図の形式で示されることがあるが、これは本発明の理解を容易にするためである。したがって、開示された内容は単に例示であり、一事例は他の例示と異なる場合があっても、本発明の範囲内に含まれる場合がある。
また、公知のコンポーネントや方法はその詳細が省略されるか、単純なブロック図の形式で示されることがあるが、これは本発明の理解を容易にするためである。したがって、開示された内容は単に例示であり、一事例は他の例示と異なる場合があっても、本発明の範囲内に含まれる場合がある。
【0065】
本明細書において「一実施形態」または「実施形態」という表現が使用される場合、それらの実施形態に関連して説明された特定の特徴、構造、または特性が少なくとも一つの実施形態に含まれていることを意味する。したがって、本明細書のいくつかの箇所で「一実施形態において」または「実施形態において」という表現が現れている場合、必ずしも同じ実施形態を示すものではない。
【0066】
ここで説明されている方法の操作は特定の順序で示されているが、各方法の操作の順序は変更されることがあり、特定の操作を逆順で行ってもよいし、少なくとも一部の操作を他の操作と同時に行ってもよい。異なる操作の指示または補助的な操作は、断続的または交互に行うことができる。
【0067】
上記の本発明に関する実施形態の説明は、その抽象的な概念説明を含め本発明をこれらに限定するものではない。本明細書において説明された実施形態や具体例は、本発明の説明の目的で記載されるものであり、本件技術分野における当業者が認識する範囲で種々の同等な変更を行うことができる。
ここで使用される「例」または「例示的」の語は、事例または例示として役立つように使用されている。「例」または「例示的」と説明された態様や造形がどのようなものであっても他の態様や造形に対して優れたものとして解釈されるべきではない。「例」または「例示的」という用語の使用は、概念を具体的な形で示すことを意図している。
本明細書において使用される「または」の用語は、排他的な「または」ではなく、包括的な「または」として解釈されることを意図している。つまり、特に指定されていない限り、あるいは文脈から明らかでない限り、「ＸはＡまたはＢを含む」という表現は、自然な包括的な並び替えのいずれかを意味する。つまり、ＸがＡを含む場合、ＸがＢを含む場合、あるいはＸがＡとＢの両方を含む場合、すべての前述の場合において、「Ｘ はＡまたはＢを含む」という条件を満たすものとする。
さらに、本明細書および添付された特許請求の範囲の請求項で使用される冠詞「ａ」と「ａｎ」は、特に指定されていない限り、文脈から単数形であることが明らかでない場合には「１つまたは複数」を意味するものと解釈される。
さらに、明細書において「第１」、「第２」、「第３」、「第４」のような用語が使用される場合、これらの用語は異なる要素を区別するためのラベルとして使用されるもので、数字の指定に従って必ずしも順序を示すものではない。
ここで使用される「例」または「例示的」の語は、事例または例示として役立つように使用されている。「例」または「例示的」と説明された態様や造形がどのようなものであっても他の態様や造形に対して優れたものとして解釈されるべきではない。「例」または「例示的」という用語の使用は、概念を具体的な形で示すことを意図している。
本明細書において使用される「または」の用語は、排他的な「または」ではなく、包括的な「または」として解釈されることを意図している。つまり、特に指定されていない限り、あるいは文脈から明らかでない限り、「ＸはＡまたはＢを含む」という表現は、自然な包括的な並び替えのいずれかを意味する。つまり、ＸがＡを含む場合、ＸがＢを含む場合、あるいはＸがＡとＢの両方を含む場合、すべての前述の場合において、「Ｘ はＡまたはＢを含む」という条件を満たすものとする。
さらに、本明細書および添付された特許請求の範囲の請求項で使用される冠詞「ａ」と「ａｎ」は、特に指定されていない限り、文脈から単数形であることが明らかでない場合には「１つまたは複数」を意味するものと解釈される。
さらに、明細書において「第１」、「第２」、「第３」、「第４」のような用語が使用される場合、これらの用語は異なる要素を区別するためのラベルとして使用されるもので、数字の指定に従って必ずしも順序を示すものではない。
【図1A】
【図1B】
【図1C】
【図2】
【図3A】
【図3B】
【図4A】
【図4B】
【図5】
【図6】
【国際調査報告】