(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】2024-08-06
(54)【発明の名称】画像化を改善するためのスパースな背景の測定と補正
(51)【国際特許分類】
A61B 6/03 20060101AFI20240730BHJP
【ＦＩ】
A61B6/03 550H
A61B6/03 573
A61B6/03 530Z
A61B6/03 550M
【審査請求】有
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2024504014
(86)(22)【出願日】2021-07-23
(85)【翻訳文提出日】2024-03-18
(86)【国際出願番号】 US2021042906
(87)【国際公開番号】W WO2023003566
(87)【国際公開日】2023-01-26
(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】110002952
【氏名又は名称】弁理士法人鷲田国際特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】パイ チョアンヨン
(72)【発明者】
【氏名】ザーン ロバート
(72)【発明者】
【氏名】ギャニオン ダニエル
(72)【発明者】
【氏名】ジェイン アミット
(72)【発明者】
【氏名】ユイ チーツォン
(72)【発明者】
【氏名】プレカス ゲオルギオス
【テーマコード（参考）】
4C093
【Ｆターム（参考）】
4C093AA22
4C093AA26
4C093CA13
4C093EA07
4C093FA15
4C093FA22
4C093FA55
4C093FC30
4C093FE30
4C093FF34
(57)【要約】
本明細書には、第１のＸ線源であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、を行うように構成された第１のＸ線源と、第１のＸ線源が角度経路を横断するように、第１のＸ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、解析部分を有するデータプロセッサとを含む、画像化システムが開示される。解析部分は、角度経路に沿った画像収集角度のセットで、画像化用に指定された領域を通る第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、角度経路に沿った背景収集角度のセットで背景データを収集することであって、システムが、背景角度間の画像化のための指定された領域の２つ以上の画像を取得する、収集することと、を行うように構成される。解析部分はまた、背景データを用いて、第１のデータのエラーを除去することと、第１のデータのエラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、を行うように構成される。
【選択図】図１
【選択図】図１
【特許請求の範囲】
【請求項1】
画像化システムであって、第１のＸ線源であって、
画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、
前記第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、
を行うように構成された前記第１のＸ線源と、
前記第１のＸ線源が角度経路を横断するように、前記第１のＸ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、
データプロセッサであって、
前記角度経路に沿った画像収集角度のセットで、前記画像化用に指定された領域を通る前記第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、
前記角度経路に沿った背景収集角度のセットで背景データを収集することであって、前記システムが、背景角度間の画像化のための前記指定された領域の２つ以上の画像を取得する、前記収集することと、
前記背景データを用いて、前記第１のデータのエラーを除去することと、
前記第１のデータの前記エラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、
を行うように構成された解析部分を有する、前記データプロセッサと、
を備える、画像化システム。
【請求項2】
前記解析部分は、背景測定値の最小数を決定することによって、少なくとも部分的に、前記背景収集角度のセットを決定する、請求項１に記載のシステム。
【請求項3】
前記解析部分は、前記背景収集角度の間の前記画像収集角度のセットを最大化することによって、少なくとも部分的に、前記背景収集角度のセットを決定する、請求項１及び請求項２のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項4】
前記背景データを使用して前記第１のデータからエラーを除去することが、Ｘ線検出器の測定された時間減衰応答を使用して画像を重み付けすることと、
前記第１のデータから前記重み付けされた画像を減算することと、
を含む、請求項１～３のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項5】
前記解析部分が、前記背景データに基づいて前記時間減衰応答を再較正する、請求項４に記載のシステム。
【請求項6】
前記時間減衰応答を再較正することは、２つ以上の背景画像に基づき、２つ以上の減衰項を含む、請求項５に記載のシステム。
【請求項7】
前記背景データを使用して前記第１のデータのエラーを除去することが、背景画像を補間することを含む、請求項１～６のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項8】
Ｘ線源であって、画像化に適したエネルギー範囲でＸ線光子を生成することと、
前記Ｘ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、
を行うように構成された前記Ｘ線源と、
前記第１のＸ線源が角度経路を横断するように、前記Ｘ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、
データプロセッサであって、
前記角度経路に沿った第１の角度で背景データを収集することと、
前記角度経路に沿った角度範囲にわたって、前記画像化用に指定された領域を通る前記Ｘ線光子の透過に関する画像データを収集することと、
前記角度経路に沿った第２の角度で背景データを収集することであって、前記第２の角度が、前記角度範囲が前記第１の角度と前記第２の角度との間にあるように配置される、前記収集することと、
前記第１の角度及び前記第２の角度で収集された前記背景データの補間を用いて、前記画像データのエラーを除去することによって、補正画像を生成することと、
を行うように構成された解析部分を有する、前記データプロセッサと、
を備える、画像化システム。
【請求項9】
前記解析部分は、正確な背景推定のため背景測定値の最小数を決定することによって、少なくとも部分的に、前記第１の角度、前記第２の角度、及び前記角度範囲を決定する、請求項８に記載のシステム。
【請求項10】
前記解析部分は、前記画像化用に指定された領域の画像の総数と、前記背景収集角度のそれぞれの間で撮影された前記画像化用に指定された領域の画像の数とのうちの少なくとも一方を最大化することによって、少なくとも部分的に、前記第１の角度、前記第２の角度、及び前記角度範囲を決定する、請求項９に記載のシステム。
【請求項11】
前記画像データからエラーを除去することが、Ｘ線検出器の測定された時間減衰応答を使用して画像を重み付けすることと、
前記第１のデータから前記重み付けされた画像を減算することと、
を含む、請求項８～１０のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項12】
前記解析部分が、前記背景データに基づいて前記時間減衰応答を再較正する、請求項１１に記載のシステム。
【請求項13】
コーンビームコンピュータ断層撮影（ＣＢＣＴ）システムを含む、請求項１～１２のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項14】
第２のＸ線源であって、前記第１のエネルギー範囲とはエネルギーが異なる第２のエネルギー範囲で第２のＸ線光子を生成することと、
前記第２のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、
を行うように構成された前記第２のＸ線源、をさらに備え、
前記解析部分は、
前記第１のＸ線光子及び前記第２のＸ線光子から得られたデータを組み合わせること、
前記第１のＸ線源及び前記第２のＸ線源の照射をインターリーブすること、及び
前記第１のＸ線源及び前記第２のＸ線源を同時に動作させること、
のうちの少なくとも１つを行うように構成されている、請求項１～１３のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項15】
前記背景収集角度のセットは、前記角度経路に沿って均等に分散される、請求項１～１５のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項16】
前記背景収集角度のセットは、前記角度経路に沿って所定の角度で分散される、請求項１に記載のシステム。
【請求項17】
前記背景収集角度のセットは、計画コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の解析、以前に利用可能なＣＴ画像の解析、ＣＴ２Ｄ調査画像の解析、直交角度の画像の解析、患者アトラスの解析、取得中のデータの解析のうちの少なくとも１つを介して決定される、請求項１～１６のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項18】
前記背景収集角度のセットは、患者の幾何学的形状、取得プロトコル、及び患者の向きに対する投影角度のうちの少なくとも１つを使用して決定される、請求項１～１７のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項19】
前記解析部分が、アルゴリズムを介して前記背景収集角度のセットを決定する、請求項１～１８のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項20】
前記アルゴリズムは、ＣＢＣＴ再構成の精度を改善させることに基づいて、前記背景収集角度のセットを決定する、請求項１９に記載のシステム。
【請求項21】
前記アルゴリズムが、前記背景収集角度のセットから共役角度を除外する、請求項１９及び請求項２０のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項22】
前記アルゴリズムが、ＭｅＶ放射線の使用に少なくとも部分的に基づいて、背景収集角度を選択する、請求項１９～２１のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項23】
前記アルゴリズムは、ラグ補正及びデータ駆動散乱補正の少なくとも一方を改善するために背景収集角度を選択する、請求項１９～２２のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項24】
前記背景データを使用して前記第１のデータのエラーを前記除去することが、前記角度経路に沿った第１の角度で背景データを収集することと、
前記角度経路に沿った角度範囲で前記第１のデータを収集することと、
前記角度経路に沿った第２の角度で背景データを収集することであって、前記第２の角度が、前記角度範囲が前記第１の角度と前記第２の角度との間にあるように配置される、前記収集することと、
前記第１の角度及び第３の角度で収集された前記背景データを補間することによって、エラー画像を生成することと、
前記エラー画像を用いて前記第１のデータのエラーを除去することと、
を含む、請求項１～２３のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項25】
前記アルゴリズムは、第１のスキャンに対する背景収集角度の第１のセットと、第２のスキャンに対する背景収集角度の第２のセットとを生成することができ、前記第１のセットと前記第２のセットとが異なっている、請求項１９に記載のシステム。
【請求項26】
前記第１のセットと前記第２のセットとが重複しない、請求項２５に記載のシステム。
【請求項27】
前記角度経路が、らせん状である、請求項１９に記載のシステム。
【請求項28】
前記アルゴリズムは、前記らせんのピッチサイズに少なくとも部分的に基づいて前記背景収集角度を決定する、請求項２７に記載のシステム。
【請求項29】
前記アルゴリズムは、前記画像データを使用した３Ｄ画像再構成の前記精度を改善させることに少なくとも部分的に基づいて、前記背景収集角度を決定する、請求項１９に記載のシステム。
【請求項30】
画像再構成が、前記第１の線源の異なる回転に対して異なる背景収集角度のセットを選択する、請求項１９に記載のシステム。
【請求項31】
前記解析部分は、前記第１のＸ線源の電源が切られたときに、フラットパネル検出器の読み出しが背景データを提供するように、Ｘ線制御、前記フラットパネル検出器の読み出し、及びＣＴスキャン制御を同期させる、請求項１～３０のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項32】
前記角度経路に沿った前記第１のＸ線源の移動が、前記Ｘ線源の電源が切られている間に中断されない、請求項３１に記載のシステム。
【請求項33】
前記解析部分は、前記背景収集角度に基づいて再構成アルゴリズムを修正することによって、３Ｄ再構成を生成するようにさらに構成される、請求項１～３２のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項34】
修正は、背景収集角度間の不均一な間隔と、画像収集角度間の不均一な間隔とを考慮する、請求項３３に記載のシステム。
【請求項35】
修正は、前記第１のＸ線源の第１の回転における背景画像の方位角位置と、前記第１のＸ線源の第２の回転における背景画像の方位角位置との間の差を考慮する、請求項３３に記載のシステム。
【請求項36】
前記第１の回転の前記方位角位置は、前記第２の回転の前記方位角位置とインターリーブされる、請求項３５に記載のシステム。
【請求項37】
画像化システムを動作させる方法であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、
前記第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、
第１のＸ線源が角度経路を横断するように、前記第１のＸ線源を回転させることと、
前記角度経路に沿った画像収集角度のセットで、前記画像化用に指定された領域を通る前記第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、
前記角度経路に沿った背景収集角度のセットで背景データを収集することであって、前記システムが、背景角度間の画像化のための前記指定された領域の２つ以上の画像を取得する、前記収集することと、
前記背景データを用いて、前記第１のデータのエラーを除去することと、
前記第１のデータの前記エラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、
を含む、方法。
【請求項38】
第１のＸ線源であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、
前記第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、
を行うように構成された前記第１のＸ線源と、
前記第１のＸ線源が角度経路を横断するように、前記第１のＸ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、
データプロセッサであって、
前記角度経路に沿った画像収集角度のセットで、前記画像化用に指定された領域を通る前記第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、
前記角度経路に沿った背景収集角度で背景データを収集することと、
前記背景データを用いて、前記第１のデータのエラーを除去することと、
前記第１のデータの前記エラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、
を行うように構成された解析部分を有する、前記データプロセッサと、
を備える、画像化システム。
【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、２０１９年１１月２５日に出願されたＤ．Ｇａｇｎｏｎ ｅｔ ａｌ．による米国特許出願第１６／６９４，１４８号「ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＳＣＡＬＡＢＬＥ ＦＩＥＬＤ ＯＦ ＶＩＥＷ ＩＭＡＧＩＮＧ ＵＳＩＮＧ Ａ ＭＵＬＴＩ－ＳＯＵＲＣＥ ＳＹＳＴＥＭ」に関する。本出願はまた、２０１８年１１月３０日に出願された第６２／７７３，７１２号（代理人整理番号３８９３５／０４００１）、２０１８年１１月３０日に出願された第６２／７７３，７００号（代理人整理番号３８９３５／０４００２）、２０１９年１月２５日に出願された第６２／７９６，８３１号（代理人整理番号３８９３５／０４００４）、２０１９年２月１日に出願された第６２／８００，２８７号（代理人整理番号３８９３５／０４００３）、２０１９年２月５日に出願された第６２／８０１，２６０号（代理人整理番号３８９３５／０４００６）、２０１９年３月４日に出願された第６２／８１３，３３５号（代理人整理番号３８９３５／０４００７）、２０１９年３月２０日に出願された第６２／８２１，１１６号（代理人整理番号３８９３５／０４００９）、２０１９年４月１９日に出願された第６２／８３６，３５７号（代理人整理番号３８９３５／０４０１６）、２０１９年４月１９日に出願された第６２／８３６，３５２号（代理人整理番号３８９３５／０４０１７）、２０１９年５月６日に出願された第６２／８４３，７９６号（代理人整理番号３８９３５／０４００５）、及び２０１９年７月２５日に出願された第６２／８７８，３６４号（代理人整理番号３８９３５／０４００８）を含む１１件の米国仮特許出願に関する。本出願はまた、「ＭＵＬＴＩＭＯＤＡＬ ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１４５号（代理人整理番号３８９３５／０４０１９）、「ＩＮＴＥＧＲＡＴＥＤ ＨＥＬＩＣＡＬ ＦＡＮ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＮ ＩＭＡＧＥ－ＧＵＩＤＥＤ ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１６１号（代理人整理番号３８９３５／０４０１１）、「ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＩＭＰＲＯＶＥＭＥＮＴ ＵＳＩＮＧ ＰＲＩＯＲ ＩＭＡＧＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１６６号（代理人整理番号３８９３５／０４０１０）、「ＯＰＴＩＭＩＺＥＤ ＳＣＡＮＮＩＮＧ ＭＥＴＨＯＤＳ ＡＮＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＵＳＩＮＧ ＲＥＧＩＯＮ ＯＦ ＩＮＴＥＲＥＳＴ ＤＡＴＡ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１７７号（代理人整理番号３８９３５／０４０１３）、「ＨＥＬＩＣＡＬ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＭＡＧＩＮＧ ＷＩＴＨ ＡＮ ＯＦＦ－ＣＥＮＴＥＲＥＤ ＤＥＴＥＣＴＯＲ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１９０号（代理人整理番号３８９３５／０４０１５）、「ＭＵＬＴＩ－ＰＡＳＳ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＣＡＮＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＥＤ ＷＯＲＫＦＬＯＷ ＡＮＤ ＰＥＲＦＯＲＭＡＮＣＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１９２号（代理人整理番号３８９３５／０４０２１）、「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２０２号（代理人整理番号３８９３５／０４０１２）、「ＡＳＹＭＭＥＴＲＩＣ ＳＣＡＴＴＥＲ ＦＩＴＴＩＮＧ ＦＯＲ ＯＰＴＩＭＡＬ ＰＡＮＥＬ ＲＥＡＤＯＵＴ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２１０号（代理人整理番号３８９３５／０４０１４）、「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＩＮＧ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＩＮ ＩＭＡＧＩＮＧ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２１８号（代理人整理番号３８９３５／０４０１８）、及び「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＲＥＣＯＮＳＴＲＵＣＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＵＳＩＮＧ ＩＮＴＥＲ－ＦＲＡＣＴＩＯＮＡＬ ＩＮＦＯＲＭＡＴＩＯＮ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２３０号（代理人整理番号３８９３５／０４０２２）を含む、同日に出願された１０件の非仮米国特許出願に関する。上記で特定された特許出願（複数可）及び特許（複数可）の全ての内容は、参照により本明細書に完全に組み込まれる。
本出願は、２０１９年１１月２５日に出願されたＤ．Ｇａｇｎｏｎ ｅｔ ａｌ．による米国特許出願第１６／６９４，１４８号「ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＳＣＡＬＡＢＬＥ ＦＩＥＬＤ ＯＦ ＶＩＥＷ ＩＭＡＧＩＮＧ ＵＳＩＮＧ Ａ ＭＵＬＴＩ－ＳＯＵＲＣＥ ＳＹＳＴＥＭ」に関する。本出願はまた、２０１８年１１月３０日に出願された第６２／７７３，７１２号（代理人整理番号３８９３５／０４００１）、２０１８年１１月３０日に出願された第６２／７７３，７００号（代理人整理番号３８９３５／０４００２）、２０１９年１月２５日に出願された第６２／７９６，８３１号（代理人整理番号３８９３５／０４００４）、２０１９年２月１日に出願された第６２／８００，２８７号（代理人整理番号３８９３５／０４００３）、２０１９年２月５日に出願された第６２／８０１，２６０号（代理人整理番号３８９３５／０４００６）、２０１９年３月４日に出願された第６２／８１３，３３５号（代理人整理番号３８９３５／０４００７）、２０１９年３月２０日に出願された第６２／８２１，１１６号（代理人整理番号３８９３５／０４００９）、２０１９年４月１９日に出願された第６２／８３６，３５７号（代理人整理番号３８９３５／０４０１６）、２０１９年４月１９日に出願された第６２／８３６，３５２号（代理人整理番号３８９３５／０４０１７）、２０１９年５月６日に出願された第６２／８４３，７９６号（代理人整理番号３８９３５／０４００５）、及び２０１９年７月２５日に出願された第６２／８７８，３６４号（代理人整理番号３８９３５／０４００８）を含む１１件の米国仮特許出願に関する。本出願はまた、「ＭＵＬＴＩＭＯＤＡＬ ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１４５号（代理人整理番号３８９３５／０４０１９）、「ＩＮＴＥＧＲＡＴＥＤ ＨＥＬＩＣＡＬ ＦＡＮ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＮ ＩＭＡＧＥ－ＧＵＩＤＥＤ ＲＡＤＩＡＴＩＯＮ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１６１号（代理人整理番号３８９３５／０４０１１）、「ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＩＭＰＲＯＶＥＭＥＮＴ ＵＳＩＮＧ ＰＲＩＯＲ ＩＭＡＧＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１６６号（代理人整理番号３８９３５／０４０１０）、「ＯＰＴＩＭＩＺＥＤ ＳＣＡＮＮＩＮＧ ＭＥＴＨＯＤＳ ＡＮＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＹＳＴＥＭ ＵＳＩＮＧ ＲＥＧＩＯＮ ＯＦ ＩＮＴＥＲＥＳＴ ＤＡＴＡ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１７７号（代理人整理番号３８９３５／０４０１３）、「ＨＥＬＩＣＡＬ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＩＭＡＧＩＮＧ ＷＩＴＨ ＡＮ ＯＦＦ－ＣＥＮＴＥＲＥＤ ＤＥＴＥＣＴＯＲ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１９０号（代理人整理番号３８９３５／０４０１５）、「ＭＵＬＴＩ－ＰＡＳＳ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ ＳＣＡＮＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＥＤ ＷＯＲＫＦＬＯＷ ＡＮＤ ＰＥＲＦＯＲＭＡＮＣＥ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，１９２号（代理人整理番号３８９３５／０４０２１）、「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２０２号（代理人整理番号３８９３５／０４０１２）、「ＡＳＹＭＭＥＴＲＩＣ ＳＣＡＴＴＥＲ ＦＩＴＴＩＮＧ ＦＯＲ ＯＰＴＩＭＡＬ ＰＡＮＥＬ ＲＥＡＤＯＵＴ ＩＮ ＣＯＮＥ－ＢＥＡＭ ＣＯＭＰＵＴＥＤ ＴＯＭＯＧＲＡＰＨＹ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２１０号（代理人整理番号３８９３５／０４０１４）、「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＩＮＧ ＳＣＡＴＴＥＲ ＥＳＴＩＭＡＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＩＮ ＩＭＡＧＩＮＧ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２１８号（代理人整理番号３８９３５／０４０１８）、及び「ＭＥＴＨＯＤ ＡＮＤ ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ ＦＯＲ ＩＭＡＧＥ ＲＥＣＯＮＳＴＲＵＣＴＩＯＮ ＡＮＤ ＣＯＲＲＥＣＴＩＯＮ ＵＳＩＮＧ ＩＮＴＥＲ－ＦＲＡＣＴＩＯＮＡＬ ＩＮＦＯＲＭＡＴＩＯＮ」と題する２０１９年１１月２５日出願の第１６／６９４，２３０号（代理人整理番号３８９３５／０４０２２）を含む、同日に出願された１０件の非仮米国特許出願に関する。上記で特定された特許出願（複数可）及び特許（複数可）の全ての内容は、参照により本明細書に完全に組み込まれる。
【0002】
開示される技術の態様は、放射線療法（ＲＴ）の間、前、及び後にＸ線放射を使用する患者画像化に関する。開示された技術は、特に、特定のＸ線検出器を帯電させることによって引き起こされる残留効果を除去することに関する。さらに、背景放射線を測定し、検出された画像を補正するために背景放射線を使用することに関する。
【背景技術】
【0003】
外照射療法は、リスクが高く侵襲的な手術に代わる非侵襲性の治療法である。それは、線形加速器（ＬＩＮＡＣ）などの治療用放射線源によって生成されたＸ線を用いて、病理学的解剖構造（例えば、腫瘍、病変、血管形成異常、神経障害など）を治療することができる。典型的には、線源は、複数の角度から腫瘍部位にＸ線ビームを向ける。線源の向きを注意深く制御することにより、各Ｘ線ビームが同じ腫瘍部位を通過するが、隣接する健常組織の異なる領域を通過することを保証することができる。これにより、腫瘍における累積放射線量を高く保つ一方で、健常組織における線量が比較的低く保たれる。
【0004】
「放射線手術」は、放射線療法よりも迅速に病変を壊死させるのに十分な線量で放射線を標的領域に照射することを指す。放射線手術では、より高い１回線量（例えば、５００～２０００センチグレイ）と、寡分割照射（例えば、１～５の回数または治療日）とが適用される。対照的に、放射線療法では、１００～２００センチグレイ及び多分割照射（例えば、３０～４５回）が使用され得る。放射線療法及び放射線手術のためのＸ線源は、ＭｅＶ範囲にある傾向がある。これは、ｋｅＶ範囲にある傾向がある画像化用のＸ線源よりも高いエネルギーである。用語「放射線治療」及び「放射線療法」は、他に明記しない限り、これらの２つのＭｅＶ技法をｋｅＶＸ線を使用する画像化技法と対比する便宜上、放射線手術及び／または放射線療法を意味するために、本明細書においては互換的に使用される。本明細書では、「ＭＶ」及び「ＭｅＶ」のＸ線及び線源は、慣例に従って「ｋＶ」及び「ｋｅＶ」のＸ線及び線源と同様に、互換的に称されることに留意されたい。Ｘ線及び線源のエネルギーについて具体的に言及する場合、「ＭｅＶ」及び「ｋｅＶ」が使用される。
【0005】
画像誘導放射線療法（ＩＧＲＴ）システムは、画像化及び治療のためにｋｅＶ源及びＭｅＶ源を組み合わせる。ＩＧＲＴシステムは、典型的には、治療Ｘ線源を取り付け、移動させる方法によって分類される。ガントリＩＧＲＴでは、ガントリは、Ｘ線ビームの「アイソセンタ」または交点を通過する軸の周りで治療用放射線源を回転させる。結果として、球または楕円体の形状の３Ｄ体積におけるＸ線ビーム交差が得られる。異なるタイプのガントリは、Ｘ線源を異なるように取り付け、移動させる。Ｃアームガントリは、カンチレバー内に治療用放射線源を取り付け、アイソセンタを通過する軸を中心にその治療用放射線源を回転させる。リングガントンは、治療源を環状またはリング形状の要素に取り付ける。患者の身体は、環状体またはリング内の孔を通って延びる。環状体またはリングは、アイソセンタを通過する軸の周りを回転する。ロボットアームベースのシステムでは、治療放射線源をロボットアームに取り付けることにより、その運動の自由度が増す。ロボットアームは、患者の上及び周囲に延在する。これは、複数の面外方向から治療用放射線を送達するために、少なくとも５つの自由度を提供し得る。対照的に、リングまたはＣアームシステムは、放射線源の回転軌道によって規定される設定角度を有する治療用放射線を送達する。
【0006】
Ｘ線画像化システムは、放射線送達を誘導するために、放射線療法システムに組み込むことができる。それらは、治療中のターゲットの動きを追跡することもできる。ＭｅＶ画像化システムは、セットアップ及び治療中画像のため患者を画像化するために、治療源の反対側に検出器が配置され得る。他のアプローチは、患者のセットアップ及び治療中画像に対して、別個の独立した画像放射線源（複数可）及び／または検出器（複数可）を使用する。治療中の画像と以前のまたは治療前画像情報とを比較することにより、治療中の標的の追跡が可能になる。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（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、及びこれらの画像化モダリティから得られる任意の情報（例えば、限定するものではないが、デジタル再構成放射線写真（ＤＲＲ））を含むことができる。
【0007】
上で説明したように、通常、画像化にはｋｅＶＸ線源が使用される。ｋｅＶ線源は、ほとんどの種類の軟組織に対して良好なコントラストを提供する傾向がある。ただし、ｋｅＶシステムは、画像化ゾーンに高密度の組織（例、厚い骨、石灰化した動脈など）が含まれている場合には十分に機能しない。関心のある組織がこれらの高密度物質と同じ照射領域内に位置する場合、ｋｅＶ画像は、ｋｅＶＸ線と高密度物質との相互作用によって引き起こされる欠陥を受ける可能性がある。ストリークアーチファクトは、関心のある領域を不明瞭にするか、または暗くする可能性がある。Ｘ線経路に沿った金属（例えば、歯科用フィリング、インプラント、またはステント）は、光子飢餓を引き起こし、関心のある領域を不明瞭にし得る。散乱エラー及び他の問題は、追加の問題を引き起こす可能性がある。別の重要な問題は、「ビーム硬化」であり、身体の特定の部分は、身体の他の部分における選択的吸収に起因して、異なるＸ線光子スペクトルを「見る」。
【0008】
治療に主に使用されるＭｅＶＸ線源は、画像を生成することもできる。しかしながら、ＭｅＶ画像におけるコントラスト対ノイズ比（ＣＮＲ）は低い可能性がある。本来のコントラストがｋｅＶの範囲で良好ないくつかの組織、及びＭｅＶで良好な他の組織がある。しかし、患者画像化における重要な因子である適合した線量では、ＭｅＶのＸ線が少なくなる。また、ＭｅＶＸ線は、検出がより困難であり、これらの測定においてはノイズが大きくなる。このことは、ＭｅＶＣＮＲを全ての組織に対して一般に悪化させる。
【0009】
粗ＭｅＶＸ線像は、患者に対するＭｅＶ治療ビームの位置を決定するために使用されることが多い。しかし、より野心的なＭｅＶ画像化アプリケーションには未開拓の可能性がある。特に、単一の治療デバイスにおいてｋｅＶ及びＭｅＶのＸ線画像化を組み合わせることは、両方のエネルギー範囲の補完的な利点を使用することができる。例えば、ＭｅＶのＸ線によるコントラストは、より高密度の組織がｋｅＶ画像コントラストを劣化させるｋｅＶ画像のギャップを埋める可能性がある。したがって、両方のタイプの画像からの情報を組み合わせるための改良されかつ向上した技法が以下に開示される。
【0010】
上述のシステムのそれぞれは、画像収集及び画像解析における問題を提示することができる。例えば、ｋｅＶ画像化で使用されるＸ線は、検出器に過渡的な影響を与え、それが２回以上の画像スキャンにわたって続くことがある。このため、その後のスキャンで得られた画像に異常な特徴が生じ、それが画像の特徴を覆い隠して解析を混乱させる可能性がある。このような効果は、放射線療法で使用される高エネルギーＭｅＶＸ線では、帯電及びその他の残留効果を起こしやすい特定の検出器が使用されているために、観察され得る。
【発明の概要】
【0011】
本開示の態様によれば、画像化システムは、第１のＸ線源であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、を行うように構成された第１のＸ線源と、第１のＸ線源が角度経路を横断するように、第１のＸ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、解析部分を有するデータプロセッサとを含む。解析部分は、角度経路に沿った画像収集角度のセットで、画像化用に指定された領域を通る第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、角度経路に沿った背景収集角度のセットで背景データを収集することであって、画像収集角度の数が、背景収集角度間で最大化される、収集することと、を行うように構成される。解析部分はまた、背景データを用いて、第１のデータのエラーを除去することと、第１のデータのエラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、を行うように構成される。
【0012】
解析部分は、背景測定値の最小数を決定することによって、少なくとも部分的に、背景収集角度のセットを決定することができる。解析部分は、背景収集角度の間の画像収集角度のセットを最大化することによって、少なくとも部分的に、背景収集角度のセットを決定することができる。背景データを使用して第１のデータからエラーを除去することは、Ｘ線検出器の測定された時間減衰応答を使用して画像を重み付けすることと、第１のデータから重み付けされた画像を減算することとを含み得る。解析部分は、背景データに基づいて時間減衰応答を再較正し得る。時間減衰応答を再較正することは、２つ以上の背景画像に基づくことができ、２つ以上の減衰項を含む。背景データを使用して第１のデータのエラーを除去することは、背景画像を補間することを含み得る。
【0013】
変形形態は、Ｘ線源であって、画像化に適したエネルギー範囲でＸ線光子を生成することと、Ｘ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、を行うように構成されたＸ線源と、第１のＸ線源が角度経路を横断するように、Ｘ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリとを含む。本システムは、角度経路に沿った第１の角度で背景データを収集することと、角度経路に沿った角度範囲にわたって、画像化用に指定された領域を通る前記Ｘ線光子の透過に関する画像データを収集することと、角度経路に沿った第２の角度で背景データを収集することであって、第２の角度が、角度範囲が第１の角度と第２の角度との間にあるように配置され得る、収集することと、第１の角度及び第２の角度で収集された背景データの補間を用いて、画像データのエラーを除去することによって、補正画像を生成することと、を行うように構成された解析部分を有するデータプロセッサを含む。
【0014】
解析部分は、正確な背景推定のため背景測定値の最小数を決定することによって、少なくとも部分的に、第１の角度、第２の角度、及び角度範囲を決定し得る。解析部分は、画像化用に指定された領域の画像の総数と、背景収集角度のそれぞれの間で撮影された画像化用に指定された領域の画像の数とのうちの少なくとも一方を最大化することによって、少なくとも部分的に、第１の角度、第２の角度、及び角度範囲を決定し得る。画像データからエラーを除去することは、Ｘ線検出器の測定された時間減衰応答を使用して画像を重み付けすることと、第１のデータから重み付けされた画像を減算することとを含み得る。解析部分は、背景データに基づいて時間減衰応答を再較正し得る。本システムは、コーンビームコンピュータ断層撮影（ＣＢＣＴ）システムを含む。本システムは、第２のＸ線源であって、第１のエネルギー範囲とはエネルギーが異なる第２のエネルギー範囲で第２のＸ線光子を生成することと、第２のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、を行うように構成された第２のＸ線源、を含み得、解析部分は、第１のＸ線光子及び第２のＸ線光子から得られたデータを組み合わせること、第１のＸ線源及び第２のＸ線源の照射をインターリーブすること、及び第１のＸ線源及び第２のＸ線源を同時に動作させること、のうちの少なくとも１つを行うように構成され得る。背景収集角度のセットは、角度経路に沿って均等に分散され得る。背景収集角度のセットは、角度経路に沿って所定の角度で分散され得る。背景収集角度のセットは、計画コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の解析、以前に利用可能なＣＴ画像の解析、ＣＴ２Ｄ調査画像の解析、直交角度の画像の解析、患者アトラスの解析、取得中のデータの解析のうちの少なくとも１つを介して決定され得る。
【0015】
背景収集角度のセットは、患者の幾何学的形状、取得プロトコル、及び患者の向きに対する投影角度のうちの少なくとも１つを使用して決定され得る。解析部分は、アルゴリズムを介して背景収集角度のセットを決定し得る。アルゴリズムは、ＣＢＣＴ再構成の精度を改善させることに基づいて、背景収集角度のセットを決定し得る。アルゴリズムは、背景収集角度のセットから共役角度を除外し得る。アルゴリズムは、ＭｅＶ放射線の使用に少なくとも部分的に基づいて、背景収集角度を選択し得る。アルゴリズムは、ラグ補正及びデータ駆動散乱補正の少なくとも一方を改善するために背景収集角度を選択し得る。背景データを使用して第１のデータのエラーを除去することが、角度経路に沿った第１の角度で背景データを収集することと、角度経路に沿った角度範囲で第１のデータを収集することと、角度経路に沿った第２の角度で背景データを収集することであって、第２の角度が、角度範囲が第１の角度と第２の角度との間にあり得るように配置される、収集することと、第１の角度及び第３の角度で収集された背景データを補間することによって、エラー画像を生成することと、エラー画像を用いて第１のデータのエラーを除去することと、を含み得る。
【0016】
アルゴリズムは、第１のスキャンに対する第１の背景収集角度のセットと、第２のスキャンに対する第２の背景収集角度のセットとを生成することができ、第１のセットと第２のセットとは異なっていてもよい。第１のセットと第２のセットとは重複しない場合がある。角度経路は、らせん状であってもよい。アルゴリズムは、らせんのピッチサイズに少なくとも部分的に基づいて、背景収集角度を決定し得る。アルゴリズムは、画像データを使用した３Ｄ画像再構成の精度を改善させることに少なくとも部分的に基づいて、背景収集角度を決定し得る。画像再構成は、第１の線源の異なる回転に対して異なる背景収集角度のセットを選択し得る。解析部分は、第１のＸ線源の電源が切られたときに、フラットパネル検出器の読み出しが背景データを提供するように、Ｘ線制御、フラットパネル検出器の読み出し、及びＣＴスキャン制御を同期させることができる。角度経路に沿った第１のＸ線源の移動は、Ｘ線源の電源が切られている間に、中断されない場合がある。解析部分は、背景収集角度に基づいて再構成アルゴリズムを修正することによって、３Ｄ再構成を生成するようにさらに構成され得る。
【0017】
修正は、背景収集角度間の不均一な間隔と、画像収集角度間の不均一な間隔とを考慮する。修正は、第１のＸ線源の第１の回転における背景画像の方位角位置と、第１のＸ線源の第２の回転における背景画像の方位角位置との間の差を考慮する。第１の回転の方位角位置は、第２の回転の方位角位置とインターリーブされ得る。画像化システムを動作させる方法であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、第１のＸ線源が角度経路を横断するように、第１のＸ線源を回転させることと、角度経路に沿った画像収集角度のセットで、画像化用に指定された領域を通る第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、角度経路に沿った背景収集角度のセットで背景データを収集することであって、システムが、背景角度間の画像化のための指定された領域の２つ以上の画像を取得する、収集することと、背景データを用いて、第１のデータのエラーを除去することと、第１のデータのエラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、を含む、方法。
【0018】
変形形態は、第１のＸ線源であって、画像化に適した第１のエネルギー範囲で第１のＸ線光子を生成することと、第１のＸ線光子を画像化用に指定された領域に投影することと、を行うように構成された第１のＸ線源と、第１のＸ線源が角度経路を横断するように、第１のＸ線源を回転させるように構成された回転可能ガントリと、データプロセッサであって、角度経路に沿った画像収集角度のセットで、画像化用に指定された領域を通る第１のＸ線光子の透過に関する第１のデータを収集することと、角度経路に沿った背景収集角度で背景データを収集することと、背景データを用いて、第１のデータのエラーを除去することと、第１のデータのエラーの除去に基づいて、補正画像を生成することと、を行うように構成された解析部分を有する、データプロセッサと、を備える、画像化システムを含む。
【0019】
１つの実施形態に関して説明及び／または図示される特徴は、１つ以上の他の実施形態において同じように、または同様に、及び／または他の実施形態の特徴と組み合わせて、またはその特徴の代わりに、使用され得る。
【0020】
本発明の説明は、特許請求の範囲で使用されている語句を多少なりとも限定するものではなく、あるいは特許請求の範囲または本発明の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲で使用されている語句は、その全ての通常の意味を有する。
【0021】
本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成する添付図面には、本発明の実施形態が図示されており、これらは、上記で与えられた本発明の一般的な説明、及び以下に与えられる詳細な説明と共に、本発明の実施形態を例示するのに役立つ。図に図示される要素境界（例えば、箱、箱のグループ、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るであろう。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く、または複数の要素が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る要素が、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、要素は縮尺どおりに描かれていない場合がある。
【図面の簡単な説明】
【0022】
【図1】開示された技術の一態様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2A】開示された技術の一態様による例示的なマルチモーダル放射線療法装置の概略図である。
【図2B】ガントリ１２内の線源３０用の回転経路２０２及び検出器３４用の回転経路２０４を示す。
【図2C】後続の画像に対して帯電またはゴースト発生効果を引き起こすエネルギー集中領域２０６で撮影された画像を示す。
【図3A】背景Ｂまたは画像データＩを測定することができる回転経路２０２の個々の角度部分を示す。
【図3B】互い違いの背景Ｂ測定を有する２つの異なる連続する回転３５０及び３６０に対する経路２０２を示す。
【図4A】本開示に従って実施され得る方法４００を示すフローチャートである。
【図4B】方法４００のステップ４４０の詳細である。
【発明を実施するための形態】
【0023】
以下には、本開示全体を通じて使用され得る例示的な用語の定義が含まれる。全ての用語の単数形及び複数形の両方が、各意味に含まれる。
【0024】
本明細書で使用される「構成要素」は、ハードウェアの一部、ソフトウェアの一部、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は、少なくともプロセッサとメモリの一部とを含むことができ、メモリは、実行する命令を含む。構成要素は、装置に関連付けられ得る。
【0025】
本明細書で使用される「回路」と同義の「論理」には、ハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア及び／または関数（複数可）またはアクション（複数可）を実行するそれぞれの組み合わせが含まれるが、これらに限定されない。例えば、所望の用途またはニーズに基づいて、論理は、ソフトウェア制御マイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）等のディスクリート論理、または他のプログラムされた論理デバイス及び／またはコントローラを含むことができる。論理は、ソフトウェアとして完全に具現化されてもよい。
【0026】
本明細書で使用される「プロセッサ」には、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）、及びデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）等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１つ以上が任意の組み合わせで含まれるが、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）、プログラム可能読み出し専用メモリ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラム可能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等、プロセッサの動作をサポートする様々な他の回路に関連付けられ得る。これらのサポート回路は、プロセッサまたはそれに関連する電子パッケージの内部または外部に設けられ得る。サポート回路は、プロセッサと作動的に通信する。サポート回路は、ブロック図または他の図面においてプロセッサから分離して示されるとは限らない。
【0027】
本明細書で使用される「信号」には、アナログまたはデジタル信号、１つ以上のコンピュータ命令、ビットまたはビットストリーム等を含む、１つ以上の電気信号が含まれるが、これらに限定されない。
【0028】
「ソフトウェア」には、本明細書で使用される場合、コンピュータ、プロセッサ、論理、及び／または他の電子デバイスに関数、アクションを行わせ、及び／または所望の方法で挙動させる１つ以上のコンピュータ可読及び／または実行可能命令が含まれるが、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々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、またはプログラム等の様々な形態で具現化することができる。
【0029】
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、これらの用語及び他の用語に使用されることが出願人の意図である。
【0030】
以下でより詳細に説明するように、開示される技術の実施形態は、マルチモーダル画像化／放射線療法デバイス及び方法に関する。いくつかの実施形態では、放射線療法送達デバイス及び方法は、ＩＧＲＴと併せて、またはその一部として、画像化のための統合低エネルギー放射線源と、治療及び／または画像化のための高エネルギー放射線源とを利用し得る。特に、例えば、放射線療法送達デバイス及び方法は、回転（例えば、スリップリングを使って連続的に回転する能力を伴うまたは伴わない、らせん状またはステップアンドシュート式の回転）画像取得を使用して、ガントリ内で画像化するための低エネルギーのコリメートされた放射線源を、画像化及び／または治療処置のための高エネルギー放射線源と組み合わせることができる。
【0031】
ｋｅＶ放射線源及びＭｅＶ放射線源から、相補的な情報及び利点が十分に引き出され得る。例えば、軟組織の固有のコントラストは、低いエネルギーでより高くなり得るが、高いエネルギーでは、広いまたは高密度の構造を通る一次光子が飢餓状態になることはない。より高品質の画像を生成するために、ｋｅＶ及びＭｅＶの画像化データを使用して、相互に補完することができる。高品質の体積画像化は、標的及びリスク臓器（ＯＡＲＳ）の可視化、適応療法モニタリング、及び治療計画／再計画のために必要とされ得る。いくつかの実施形態では、マルチモーダルシステムは、位置決め、運動追跡、及び／または特徴付けまたは補正機能に使用することもできる。
【0032】
本画像取得方法論は、例えば、連続スキャン（例えば、ガントリボアを通る患者支持部の長手方向への移動に加えて、中心軸の周りのヘリカル線源軌道を伴う）、患者支持部の長手方向へのインクリメンタルな移動を伴う非連続的な円形のストップアンドリバース方式スキャン、ステップアンドシュート方式の円形スキャン等であり得る、複数回転スキャンを含むか、または別様にそれを使用することができる。
【0033】
様々な実施形態によれば、マルチモーダル装置は、例えば、ビームを制限するために、ビーム形成器（コリメータを含んでもよい）を使用して、例えば、コーンビームまたはファンビームを含むものに放射線源をコリメートする。一実施形態では、コリメートされたビームは、患者が移動する間に連続的に回転するガントリと組み合わされることができ、結果としてヘリカル画像取得をもたらす。
【0034】
いくつかの実施形態では、高品質体積画像を完了するためのスキャン回転の増加に関連する時間は、放射線療法送達プラットフォーム上にＣＴ品質画像化を提供するために、高いガントリ速度（ｒａｔｅ）／速度（ｓｐｅｅｄ）（例えば、例えば、毎分回転数（ｒｐｍ）で１０まで、２０（ｒｐｍ）まで、６０（ｒｐｍ）まで、またはそれ以上のｒｐｍを含む高速スリップリング回転を使用する）、高いフレーム速度、及び／またはスパースデータ再構成技法によって軽減され得る。検出器（様々な行／スライスサイズ、構成、ダイナミックレンジ等を有する）、スキャンピッチ、及び／または動的コリメーションは、検出器の一部を選択的に露光し、アクティブ読み出し領域を選択的に画定することを含む、様々な実施形態における追加の特徴である。
【0035】
マルチモーダル装置及び方法は、関連する放射線検出器（例えば、Ｘ線放射線源から放射線を受け取るように配置された放射線検出器）の活性領域全体よりも少ない領域を露光するように放射線ビーム形状を調整することを含む、放射線源によって放出された放射線ビームの選択的及び可変コリメーションを提供することができる。また、検出器の一次領域のみを直接放射線に露光することにより、検出器の影になった領域が散乱のみを受け取ることができる。いくつかの実施形態では、検出器の影領域における散乱測定値（及びいくつかの実施形態では半影領域における測定値）を使用して、投影データを受け取る検出器の一次領域における散乱を推定することができる。
【0036】
マルチモーダル装置及び方法は、読み出し速度を改善するために、検出器の読み出し範囲を調整して検出器の活性領域を制限することを含む、選択的かつ可変の検出器読み出し領域及び範囲を提供することができる。例えば、利用可能な影領域データ未満のデータが読み取られ、散乱推定に使用されてもよい。選択的な読み出しとビーム形成との組み合わせは、散乱適合技法の様々な最適化を可能にする。
【0037】
開示された実施形態を実施し得る装置のいくつかの例示的な態様が、以下に続く。実施形態は、本明細書に開示される特定のハードウェア及び装置に限定されないことを理解されたい。例えば、本明細書に開示される方法及びアルゴリズムのいずれかは、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、２０１９年１１月２５日に出願された米国特許出願第１６／６９４，１４８号に開示される装置によって実施され得る。
【0038】
図１及び図２Ａを参照すると、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、例えば、ＩＧＲＴ送達システム（例えば、図３Ａに示され、以下で詳細に論じられるＩＧＲＴ送達システム１０４）として、ＩＧＲＴを含むが、ＩＧＲＴに限定されない、様々な用途に使用することができる（図２Ａに示されるような）放射線療法デバイスに関連付けられ、及び／または一体化されてもよいことが理解されるであろう。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、または別の方法でこれらに収容される、ガントリ１２と呼ばれる回転可能ガントリシステムを含む。本明細書では、ガントリは、１つ以上の放射線源及び／または関連する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つ以上のガントリ（例えば、リングまたはＣアーム）を備えるガントリシステムを指す。例えば、一実施形態では、第１の放射線源及びその関連する検出器は、ガントリシステムの第１のガントリに取り付けられてもよく、第２の放射線源及びその関連する検出器は、ガントリシステムの第２のガントリに取り付けられてもよい。別の実施形態では、２つ以上の放射線源及び関連する検出器（複数可）が、例えば、ガントリシステムが１つのガントリのみから構成される場合を含めて、ガントリシステムの同じガントリに取り付けられてもよい。ガントリ、放射線源、及び放射線検出器の様々な組み合わせは、同じ装置内の同じ体積を画像化及び／または治療するために、様々なガントリシステム構成に組み合わされてもよい。例えば、ｋｅＶ及びＭｅＶ放射線源を、ガントリシステムの同じまたは異なるガントリに取り付けることができ、ＩＧＲＴシステムの一部として画像化及び／または治療に選択的に使用することができる。異なるガントリに取り付けられた場合、放射線源は、独立して回転することができるが、依然として同じ（またはほぼ同じ）体積を同時に画像化することができる。回転可能リングガントリ１２は、上述のように、１０ｒｐｍ以上の能力を有し得る。回転可能ガントリ１２は、ガントリボア１６を画定し、画像化及び／または治療のために、このボアを通して患者を移動させ、位置決めすることができる。一実施形態によれば、回転可能ガントリ１２は、検出器（複数可）によって受信される高品質の画像化データに対して十分な帯域幅を提供しながら、放射線源及び関連する放射線検出器（複数可）の連続回転を提供するスリップリング式ガントリとして構成される。スリップリング式ガントリは、装置に関連する電力及び信号を搬送するケーブルの巻き取り及び巻き戻しをするために、交互の方向におけるガントリ回転を無くすことができる。このような構成は、ＩＧＲＴシステムに組み込まれた場合でも、ＣＢＣＴを含む連続ヘリカルコンピュータ断層撮影を可能にする。上述のように、単一回転ＣＢＣＴを用いた主な問題は、中央スライス（回転を含むスライス）を除く全てのスライスでサンプリングが不十分なことである。これは、ヘリカル軌道コーンビーム画像化によって克服できる。
【0039】
患者支持部１８は、回転可能ガントリ１２に隣接して配置され、回転可能ガントリ１２への長手方向の移動及び回転可能ガントリ１２内での長手方向の移動のために、典型的には水平位で患者を支持するように構成される。患者支持部１８は、患者を、例えば、ガントリ１２の回転面に垂直な方向に（ガントリ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。患者支持部１８は、患者及び患者支持部１８の移動を制御するために、患者支持部コントローラに動作可能に結合され得る。患者支持部コントローラは、回転可能ガントリ１２と、回転ガントリに取り付けられて、命令された画像化及び／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放射線源と同期させることができる。患者支持部がボア１６内に入れられると、患者支持部を上下、左右の限られた範囲で移動させて、最適な治療のため患者体位を調整することもできる。軸ｘ、ｙ、及びｚ（ガントリ１２の正面から見て、ｘ－軸は水平であり、右を指し、ｙ－軸はガントリ平面を指し、ｚ－軸は垂直であり、上部を指す）が示されている。ｘ－軸、ｙ－軸、及びｚ－軸は右手の法則に従う。
【0040】
図２Ａに示すように、マルチモーダル装置１０は、回転ガントリ１２に結合されるか、または別の方法で回転可能ガントリ１２によって支持された低エネルギー放射線源（例えば、ｋｅＶ）３０を含む。この実施形態では、低エネルギー放射線源３０は、画像化用放射線源であり、高品質画像を生成するための放射線ビーム（概して３２として示される）を放出する。この実施形態では、画像化用放射線源は、キロ電圧（ｋｅＶ）線源（例えば、約２０ｋｅＶ～約１５０ｋｅＶの範囲の電圧を有する臨床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、放射線のｋｅＶ線源は、１５０ｋｅＶまでのキロ電子ボルトピーク光子エネルギー（ｋｅＶ）を含む。画像化用放射線源は、画像化に適した任意のタイプの透過線源であり得る。例えば、画像化用放射線源は、例えば、Ｘ線発生源（ＣＴ用を含む）または十分なエネルギー及びフラックスを有する光子を生成する任意の他の方法（例えば、ガンマ線源（例えば、コバルト－５７、１２２ｋｅＶのエネルギーピーク）、Ｘ線蛍光源（Ｐｂ ｋ線、約７０ｋｅＶ及び約８２ｋｅＶの２つのピークを通る蛍光源等）等）とすることができる。本明細書におけるＸ線、Ｘ線画像化、Ｘ線画像化源等への言及は、特定の実施形態についての例示的なものである。他の画像化透過用線源は、様々な他の実施形態において交換可能に使用され得る。Ｘ線検出器３４（例えば、２次元平面検出器または湾曲検出器）は、回転可能ガントリ１２に結合されるか、または別の方法で回転可能ガントリ１２によって支持されることができる。Ｘ線検出器３４は、Ｘ線源３０からの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。
【0041】
Ｘ線検出器３４は、開示された技術の範囲から逸脱することなく、多くの構成を取り得ることが理解されよう。図２Ａに示すように、Ｘ線検出器３４は、フラットパネル検出器（例えば、多列フラットパネル検出器）として構成することができる。別の例示的な実施形態によれば、Ｘ線検出器３４は、湾曲検出器として構成され得る。検出器３４は、減衰されない放射線の量を検出すること、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）患者または関連する患者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３４は、低エネルギー放射線源３０が患者の周りを回転し、患者に向けて放射線を放出する際に、異なる角度からの減衰データを検出すること、または別の方法で収集することができる。
【0042】
図１及び図２は、放射線源３０がリングガントリ１２に取り付けられ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アームガントリ及びロボットアームベースのシステムを含む他のタイプの回転可能な画像化装置を含むことができる。ガントリベースのシステムでは、ガントリは、アイソセンタを通過する軸の周りに画像化用放射線源３０を回転させる。ガントリベースのシステムは、Ｃアームガントリを含み、このガントリでは、画像化用放射線源３０が、カンチレバー状の様式で、アイソセンタを通過する軸の上に取り付けられ、その軸の周りを回転する。ガントリベースのシステムは、患者の体がリング／トロイドのボアを通って延びる概してトロイダル形状のリングガントリ、例えば回転可能ガントリ１２をさらに含み、画像化用放射線源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。いくつかの実施形態では、ガントリ１２は連続的に回転する。他の実施形態では、ガントリ１２は、回転及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。
【0043】
Ｘ線源３０によって放出される放射線ビーム３２の形状を選択的に制御し調整して、Ｘ線検出器３４の活性領域の一部または領域を選択的に露光させるために、コリメータまたはビーム成形器アセンブリ（概して３６として示す）がＸ線源３０に対して位置決めされる。ビーム成形器は、放射線ビーム３２がＸ線検出器３４上に配置される方法を制御することもできる。一実施形態では、ビーム成形器３６は、（例えば、より薄いまたはより厚いスリットを作るために）１つの度／次元の動きを有し得る。別の実施形態では、ビーム成形器３６は、（例えば、様々なサイズの矩形を作るために）２つの度／次元の動きを有することができる。他の実施形態では、ビーム成形器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にすることが可能であり得る。これらの形状の全ては、スキャン中に動的に調整され得る。いくつかの実施形態では、ビーム成形器の遮蔽部分が、回転及び／または平行移動され得る。
【0044】
ビーム成形器３６は、Ｘ線源３０によって放出される放射線ビーム３２の形状を、限定されるものではないが、１つの検出器列幅と同じくらい小さいビーム厚さ（幅）を有するファンビームまたはコーンビームを含む、あるいは検出器の活性領域の一部のみとすることができる複数の検出器列を含む、いくつかのジオメトリで動的に調整するように制御することができる。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大きな検出器活性領域を露光し得る。例えば、５～６センチメートルの検出器の３～４センチメートル（検出器面内の長手方向で測定される）を、画像化放射線３２に選択的に露光させることができる。この実施形態では、各読み出しで３～４センチメートルの投影画像データを取り込むことができ、片側または両側に約１～２センチメートルの未露光検出器領域があり、これを、後述するように、散乱データを取り込むために使用することができる。
【0045】
他の実施形態では、活性検出器の一部のいくらかが、画像化用放射線に選択的に露光され得る。例えば、いくつかの実施形態では、ビームの厚さは、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、またはより小さい検出器を含む同様のサイズの範囲まで低減され得る。他の実施形態では、ビームの厚さは、約４センチメートル、５センチメートル、５センチメートルより大きい、またはより大きい検出器を含む同様のサイズの範囲まで増加され得る。様々な実施形態において、露光した検出器面積とアクティブな検出器面積との比は、３０～９０％または５０～７５％であり得る。他の実施形態では、露光した検出器面積とアクティブな検出器面積との比は６０～７０％であり得る。しかしながら、他の実施形態では、様々な他の露光及び活性領域のサイズ、または露光される検出器面積と活性検出器面積との比が好適にされ得る。ビーム及び検出器は、検出器の影になった領域（アクティブであるが直接放射線に露光されない）が半影領域を超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。
【0046】
様々な実施形態は、測定されたデータが一次（露光）領域及び影領域に対して十分であるが、速度及び放射線量制御に対しても最適化されるように、検出器の選択的露光を制御する特徴（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等）の最適化を含み得る。ビーム成形器３６の形状／位置及び検出器３４の読み出し範囲は、Ｘ線源３０からの放射線ビーム３２が、例えば、狭い及び広いＦＯＶスキャンの組み合わせを含む、実行されている特定の画像化タスク及び散乱推定プロセスに基づいて、Ｘ線検出器３４の多くの部分またはわずかな部分をカバーするように制御することができる。装置１０は、単一回転コーンビーム画像、ならびにヘリカルまたはその他の広ビーム角及び狭ビーム角のコーンビーム画像の両方を取得する能力を有する。
【0047】
ビーム成形器３６は、Ｘ線源３０によって放出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することができる。例えば、ビーム成形器３６は、Ｘ線源３０からの放射線ビームがコリメートされるようにして通過し得る開口のサイズを画定して選択的に調整する一組のジョーまたは他の好適な部材を含むように構成され得る。１つの例示的な構成によれば、ビーム成形器３６は、上側ジョー及び下側ジョーを含むことができ、上側ジョー及び下側ジョーは、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ために、しかも画像化すべき患者の部分のみを照射して画像化を最適化しかつ患者線量を最小化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。
【0048】
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。言い換えれば、１つの例示的な実施態様によれば、ビーム成形器３６のリーフ位置及び／または開口幅は、スキャン前またはスキャン中に調整することができる。例えば、一実施形態によれば、ビーム成形器３６は、Ｘ線源３０の回転中に、放射線ビーム３２が十分な主／影領域を有する形状を有し、画像化中に目的の対象（例えば、前立腺）のみを含むように調整されるように、選択的に制御され、動的に調整されてもよい。Ｘ線源３０によって放出される放射線ビーム３２の形状は、スキャン中またはスキャン後に、所望の画像取得に応じて変更することができ、これは、以下でより詳細に論じるように、画像化及び／または治療フィードバックに基づくことができる。
【0049】
図２Ａに示すように、マルチモーダル装置１０は、回転可能ガントリ１２に結合された、または別の方法で回転可能ガントリ１２によって支持された、高エネルギー放射線源（例えば、ＭｅＶ）２０を含む放射線療法デバイスと一体化することができる。一実施形態によれば、高エネルギー放射線源２０は、関心領域の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等、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、画像化用放射線源としても構成され、または少なくともそのようなものとして利用される。治療用放射線源は、高エネルギーＸ線ビーム（例えば、ＭｅＶＸ線ビーム）、及び／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、または炭素等のより重いイオンのビーム）または別の好適な形態の高エネルギー放射線であり得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の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、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、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、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（ピーク及び／または平均等）を有する。
【0050】
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、ＭｅＶ）を生成するＬＩＮＡＣであり、画像化システムは、比較的低い強度及びより低いエネルギーの画像化用放射線（例えば、ｋｅＶ）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、例えばＣｏ－６０等の放射性同位元素とすることができ、これは一般に１ＭｅＶより大きいエネルギーを有することができる。高エネルギー放射線源２０は、治療計画に従って、患者支持部１８上に支持された患者内の関心領域（ＲＯＩ）に向けて１つ以上の放射線ビーム（概して２２で示す）を放射することができる。
【0051】
様々な実施形態において、高エネルギー放射線源２０は、治療用放射線源及び画像化用放射線源として利用される。以下に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ために、互いに連動して使用され得る。治療用放射線源２０への言及は、高エネルギー放射線源２０を、画像化のためにのみ使用され得る低エネルギー放射線源３０と区別するためである。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）が治療及び／または画像化のために利用され得る実施形態を含む。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ガントリ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。
【0052】
検出器２４は、回転可能ガントリ１２に結合されるか、または別の方法で回転可能ガントリ１２によって支持され、治療用放射線源２０から放射線２２を受け取るように配置され得る。検出器２４は、減衰されない放射線の量を検出すること、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）患者または関連する患者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、患者に向けて放射線を放出する際に、異なる角度からの減衰データを検出すること、または別の方法で収集することができる。
【0053】
治療用放射線源２０は、ビーム成形器またはコリメータを含み得るか、または他の方法で関連付けられ得ることもさらに理解されよう。治療用放射線源２０に関連付けられるビーム成形器は、画像化源３０に関連付けられるビーム成形器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、ビーム成形器は、最小開放位置または閉鎖位置と最大開放位置との間で１つ以上の位置に移動するように動作可能な複数の組み合わせたリーフを含むことができるマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）として構成することができる。放射線源によって放射される放射線ビームの所望の形状を得るために、所望の位置にリーフを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、サブミリメートルのターゲティング精度が可能である。
【0054】
治療用放射線源２０は、画像化源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、及び／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の同時活性化によって引き起こされる散乱は、放射面をオフセットすることによってインクリメンタルに低減され得る。他の実施形態では、散乱は、交互に活性化させることによって回避され得る。例えば、同時マルチモーダル画像化では、取得は、同時に個々のパルスを取得しないで、並行して行われ得る。別の実施形態では、例えば、ｋｅＶ検出器上のＭｅＶ散乱の問題に対処するために、影に基づく散乱補正の使用を使用することができる。
【0055】
放射線療法デバイスと統合される場合、マルチモーダル装置１０は、放射線送達処置（治療）のセットアップ（例えば、位置合わせ及び／または見当合わせ）、計画、及び／または誘導を行う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。治療前画像情報には、例えば、ＣＴデータ、コーンビームＣＴデータ、ＭＲＩデータ、ＰＥＴデータまたは３Ｄ回転アンギオグラフィ（３ＤＲＡ）データ、及び／またはこれらのまたは他の画像化モダリティから得られる任意の情報が含まれ得る。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。
【0056】
再構成プロセッサ４０は、検出器２４及び／または検出器３４に動作可能に結合され得る。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、以下でより完全に説明される方法を実行するために使用されるように構成され得ることが理解されよう。装置１０は、処理及び再構成のアルゴリズム及びソフトウェア、画像化パラメータ、前のまたは他の方法で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、治療計画等を含むが、これらに限定されない情報を記憶するのに適したメモリ４４を含むこともできる。
【0057】
マルチモーダル装置１０は、オペレータ／ユーザインタフェース４８を含むことができ、装置１０のオペレータは、スキャンまたは画像化パラメータ等に関する入力を提供するために、装置１０と相互作用するか、または他の方法で装置１０を制御することができる。オペレータインタフェース４８は、キーボード、マウス、音声起動コントローラ等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、装置１０のオペレータに出力を提供するためにディスプレイ５２または他の人間が読み取り可能な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と、装置１０の動作に関連する画像化またはスキャンパラメータ等の他の情報とを確認することを可能にすることができる。
【0058】
図２Ａに示すように、マルチモーダル装置１０は、装置１０の１つ以上の構成要素に動作可能に結合されたコントローラ（概して６０として示す）を含む。制御装置６０は、Ｘ線源３０及び／または治療用放射線源２０、ならびに回転可能ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリモータコントローラに電力及びタイミング信号を供給することを含む、装置１０の全体的な機能及び動作を制御する。コントローラ６０は、以下の、患者支持コントローラ、ガントリコントローラ、治療用放射線源２０及び／またはＸ線源３０に結合されたコントローラ、ビーム成形器コントローラ、検出器２４及び／またはＸ線検出器３４に結合されたコントローラ等のうちの１つ以上を含む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、及び／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。
【0059】
様々な実施形態において、再構成プロセッサ４０、オペレータインタフェース４８、ディスプレイ５２、コントローラ６０及び／または他の構成要素は、１つ以上の構成要素またはデバイスに組み合わされてもよい。
【0060】
装置１０は、様々な構成要素、論理、及びソフトウェアを含むことができる。一実施形態では、コントローラ６０は、プロセッサ、メモリ、及びソフトウェアを含む。限定ではなく例として、マルチモーダル装置及び／または放射線療法システムは、特定の用途のための画像化及び／またはＩＧＲＴに関連する１つ以上のルーチンまたはステップを実施することができる様々な他のデバイス及び構成要素（例えば、ガントリ、放射線源、コリメータ、検出器、コントローラ、電源、患者支持部等）を含むことができ、ルーチンには、それぞれのデバイス設定、構成、及び／または位置（例えば、経路／軌道）を含む、画像化、画像ベースの事前送達ステップ、及び／または治療送達が含まれ得、これらはメモリに記憶され得る。さらに、コントローラ（複数可）は、メモリに記憶された１つ以上のルーチンまたはプロセスに従って、１つ以上のデバイス及び／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。直接制御の例は、画像化または治療に関連する様々な放射線源またはコリメータパラメータ（動力、速度、位置、タイミング、変調等）の設定である。間接制御の例は、患者支持コントローラまたは他の周辺デバイスへの位置、経路、速度等の通信である。装置に関連付けられ得る様々なコントローラの階層は、適切なコマンド及び／または情報を所望のデバイス及び構成要素に通信するために、任意の適切な方法で配列され得る。
【0061】
さらに、当業者は、本システム及び方法が他のコンピュータシステム構成で実施できることを理解するであろう。本発明の図示された態様は、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特定のタスクが実行される分散コンピューティング環境で実施され得る。例えば、一実施形態では、再構成プロセッサ４０は、別個のシステムに関連付けられ得る。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、ローカル及びリモートの両方のメモリ記憶デバイスに置かれている場合がある。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。
【0062】
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施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、プロセッサと、メモリ４４であってもよいメモリとを含む）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、及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、及び他の任意の形態のコンピュータ可読媒体を含み得る。メモリは、例えば、治療計画を含み得るルーチン及びパラメータを含む様々なソフトウェア及びデータを記憶することができる。
【0063】
治療用放射線源２０及び／またはＸ線源３０は、治療用放射線源２０及びＸ線源３０の相対的な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は、治療用放射線源２０と同時に制御され、動作させることができる。加えて、または代替的に、Ｘ線源３０は、実施される特定の治療及び／または画像化計画に応じて、治療用放射線源２０と共に連続的に制御され、動作させることができる。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）同時に、例えば、互いに約５０ミリ秒以内で）、または連続的に（例えば、秒、分等によって分離されて）取得されるように動作され得る。
【0064】
放射線源２０、３０及び検出器（複数可）２４、３４は、いくつかの方法で画像化及び／または治療スキャン中に患者の周りに回転を提供するように構成され得ることが理解されよう。一実施形態では、線源２０、３０の動き及び露光を患者支持部１８の長手方向の動きと同期させることにより、処置中に患者画像の連続的なヘリカル取得またはスキャンを提供することができる。放射線源２０、３０及び検出器（複数可）２４、３４の連続回転（例えば、一定の患者の運動速度に対するガントリの連続及び一定の回転）に加えて、開示された技術の範囲から逸脱することなく、他の変形形態を採用することができることが理解されよう。例えば、回転可能ガントリ１２及び患者支持部は、支持部が回転可能ガントリ１２に対して（一定のまたは可変の速度で）移動されるように制御される際に、ガントリ１２が患者支持部上に支持された患者の周りを（上述のように、連続的に回転するのとは対照的に）「往復」方式で回転する（例えば、時計回り及び反時計回りを交互に行う）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方式の円形スキャンを用いて、患者支持部１８の長手方向の移動（ステップ）が、所望の体積が捕捉されるまで、回転可能ガントリ１２によるスキャン回転（シュート）と交互に行われる。マルチモーダル装置１０は、体積ベース及び平面ベースの画像化取得が可能である。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、体積画像及び／または平面画像を取得し、以下に説明される散乱推定／補正法を含む関連処理を実行するために使用され得る。
【0065】
放射線源及び患者の相対運動を達成して投影データを生成するために、様々な他のタイプの放射線源及び／または患者支持部の動きを利用してもよい。放射線源及び／または患者支持部の非連続運動、連続的であるが可変／非一定の（線形及び非線形を含む）移動、速度、及び／または軌道等、ならびにそれらの組み合わせが、上記の装置１０の様々な実施形態との組み合わせを含めて、使用され得る。
【0066】
一実施形態では、ガントリ１２の回転速度、患者支持部１８の速度、ビーム成形器形状、及び／または検出器読み出し値は、画像取得中に全て一定とすることができる。他の実施形態では、これらの変数の１つ以上は、画像取得中及び／または治療中に動的に変化し得る。ガントリ１２の回転速度、患者支持部１８の速度、ビーム成形器形状、及び／または検出器の読み出し値は、例えば、画質、画像取得時間、線量、ワークフロー等を含む異なる要因のバランスを取るために変更することができる。
【0067】
他の実施形態では、これらの特徴は、例えば、患者セットアップ、適応療法モニタリング、治療計画等を含む、１つ以上の他の画像ベースの活動または処置と組み合わせることができる。
【0068】
残像、ラグ、及びゴースト発生
装置１０及び他のＣＴスキャンデバイスなどの装置は、典型的には、フラットパネルを含む検出器３４のような検出器を使用する。これは、図２Ｂに示す構成である。
装置１０及び他のＣＴスキャンデバイスなどの装置は、典型的には、フラットパネルを含む検出器３４のような検出器を使用する。これは、図２Ｂに示す構成である。
【0069】
画像データ取得中、ガントリ１２が回転するにつれて、線源（例えば、線源３０）及び検出器（例えば、３４）の両方が、角度経路に沿って移動する。図２Ｂは、線源３６に対する角度経路２０２と、対応する検出器３４に対する角度経路２０４とを示す。線源３６及び検出器３４は、同期して、それぞれの経路に沿って移動することができる。データは、角度経路に沿った様々な位置、例えば、位置２０４ａ～２０４ｄで収集される。
【0070】
各位置２０４ａ～２０４ｄにおいて、検出器は、適切なタイプのデータを収集する期間を費やすことになる。データタイプは、画像データＩであり得、これは、Ｘ線源３６から目的の対象（図示せず）を通るＸ線の横断に関するデータである。画像データＩは、患者に関する診断データである傾向がある。しかしながら、本開示の文脈において、他のデータが取得されてもよい。画像データＩは、断層撮影法を用いて患者の３Ｄ表現を形成するように再構成することができる。画像Ｉのデータを検出するためには、線源３６に電源を入れてＸ線を放出しなければならない。あるいは、データタイプは、背景Ｂデータであってもよい。背景Ｂデータは、線源３６が電源を切られたときに検出器３４が検出するデータである。背景Ｂデータ源は、以下でより詳細に説明するように、検出器へのＸ線の残留効果であり得る。
【0071】
多くの理由から、フラットパネル検出器（例えば、検出器３６）は、検出器とのＸ線相互作用によって生じる電荷をトラップすることができる材料を使用して作られる傾向がある。そのような材料の一例は、アモルファスシリコンである。この電荷トラップは、検出器３４が角度経路２０４を横断する際に、ある画像Ｉデータ収集から次の画像Ｉデータ収集まで、残留または「ゴースト発生」残光効果を引き起こし得る。ゴースト発生は、画像Ｉデータ取得中に、前の画像Ｉデータ取得からの放射線の影響が継続していることに対応するスプリアス信号である。これは、画像品質を著しく低下させ、定量化を妨げる可能性がある。電荷トラップは、フラットパネル検出器及びアモルファスシリコンで作られた検出器との関連で本明細書で説明されるが、電荷トラップは一般的であり、シリコン光子乗算器（ＳｉＰＭ）などの他のシステムで起こり得ることを理解されたい。本明細書で適用されるゴースト発生のための方法及び解決策は、検出器タイプまたは材料に特有のものではないことを理解されたい。それらは、電荷トラップ効果を示す任意の検出器を用いて適用することができる。
【0072】
電荷トラッピングによる残留信号は、前のフレームにおける検出器露光から現在のフレームにおいて検出され得る。大きな角度範囲が短時間にわたってスキャンされる（例えば、角度経路２０４が数分または数秒にわたってスキャンされる）場合、その範囲の始めの角度（例えば、位置２０４ａ）におけるＸ線露光からのゴースト発生は、その範囲のもっと後の終端の角度（例えば、位置２０４ｄ）における信号を劣化させ得る。これにより、再構成画像内にアーチファクトが導入され得る。そのようなアーチファクトの例としては、コントラスト低減、画像の不均一性、ＣＴ数バイアス（エラー）、及びスキンラインアーチファクトが含まれる。
【0073】
ゴースト発生は、ＭＶＸ線源（例えば、線源２０）を含むＩＧＲＴシステム（例えば、装置１０）において、ＭＶＸ線源がそのような高エネルギービームを生成するので、特に深刻になる可能性がある。ＭｅＶＣＴ（ＭＶＣＴ）システムは、ＭＶビームからの散乱がコーンビームコンピュータ断層撮影（ＣＢＣＴ）画像を汚染する相互汚染を引き起こし得る。これは、ＣＢＣＴ画像の品質及び定量化を劣化させる傾向がある。そのような効果は、取得されたデータを劣化させ、コリメータシャドーフィッティングを使用した散乱補正に悪影響を及ぼすことによるものを含む、様々な形でＣＢＣＴ画像化に影響を与える。ＭｅＶビームを用いた放射線療法（ＲＴ）システムにおいて、ｋｅＶ画像化検出器がＭｅＶ散乱から十分に遮蔽されず、ｋｅＶ画像化時間がＭｅＶビームオン／オフサイクルに近い場合、ＭｅＶからの散乱は、ｋｅＶ画像において著しいラグ及びゴースト発生を引き起こし得る。ｋｅＶ画像化がデータを取得している間にＭｅＶビームをオンにすると、ＭｅＶビームからの散乱が、ＭｅＶビームがオンである間に取得されるｋｅＶ信号を直接劣化させる可能性がある。ラグ及びゴースト発生は、ＭｅＶビームがオフされた後に、より多くのｋｅＶデータに影響を与える可能性がある。
【0074】
散乱補正のためにコリメータシャドーフィッティング手法を使用する場合、ラグ及びゴースト発生は、コリメータシャドーのデータを劣化させ得る。これは、コリメータ開口部領域における散乱の誤った適合及び誤った推定を引き起こし得る。誤った適合／推定は、ＣＢＣＴ画像化に対する散乱補正が不正確になる結果となり得る。
【0075】
従来のラグ補正では、現在の画像化角度に先行する角度からの画像は、検出器の測定された時間減衰応答によって重み付けされる。そして、重み付けされた画像は、現在の画像から差し引かれる。この手法における課題は、所定の時間減衰応答の測定中の条件が、高度に不均一な構造及びコントラストを有する患者研究の状況と一致しない可能性があることを含む。これらの条件は、Ｘ線のエネルギー、検出器上のＸ線照射の強度を含む。別の課題は、ラグ補正に使用される時間間隔が、時間減衰応答に基づいて経験的に決定されることである。大きな時間間隔は、ラグの推定及び補正の精度を低下させる可能性がある。さらに別の課題は、ＣＢＣＴ検出器がデータを取得している間に（例えば、ＲＴシナリオにおいて）ＭｅＶビームがオンにされた場合に生じる。これは、ＭｅＶビームからの下方散乱を引き起こし、ＣＢＣＴ検出器をフラッシュし、その結果、後続の取得角度におけるデータに対して深刻なラグ効果が生じることになる。従来のラグ補正手法は、不正確になる可能性がある。
【0076】
図２Ｃ～図２Ｆは、本開示の文脈におけるＣＢＣＴに対するデータ駆動散乱補正手法による例示的なラグ導入問題を示す。図２Ｅは、図２Ｃの画像の１．５分後に取得された対象画像を示す。図２Ｄは、図２Ｃの画像のプロファイルを示す。図２Ｅは、図２Ｄの画像のプロファイルを示す。図２Ｃと図２Ｄとの間で、距離軸上の座標方向が入れ替わっていることに留意されたい。また、図２Ｅと図２Ｆとの間で逆転されている。これが、特徴２０６及び２０８がそれぞれ図２Ｃ及び図２Ｅの上部に現れるが、図２Ｄ及び図２Ｆの左側に現れる理由である。
【0077】
より具体的には、図２Ｃの画像は、比較的広い開口部を有するコリメータ（図示せず）を用いて撮影された。この広い開口部により、領域２０６はＸ線源（例えば、線源３０）によって直接照射された。照射は、帯電が検出器（例えば、検出器３４）で起こるほど強かった。帯電は、図２Ｃと図２Ｅとの間に画像ラグを生じさせる。このラグは、図２Ｅが図２Ｃの後に１分を超えて取得されているにもかかわらず、図２Ｅ（プロファイル図２Ｆ）の検出された光子強度の増加２０８として現れる。増加２０８は、領域２０６に直接対応する。これが、図２Ｃの過度に照射された領域２０６の残留効果である。図２Ｅは、わずかに小さいコリメータ開口部で撮影した。検出器ラグによる増加２０８は、コリメータシャドーフィッティング手法を用いた散乱の有意な過小推定をもたらした。
【0078】
以下に論じるように、本明細書に開示されるアルゴリズムは、とりわけ、これらの帯電効果を改善し、または排除さえもし得る。１つの方法は、線源３６がオフである間に、図２Ｅを得る前に、検出器への領域２０６内の照射の影響を測定することである。これを「背景」Ｂ画像またはデータと呼ぶ。その後、このデータを使用して、背景Ｂを図２Ｅから差し引くか、または他の方法で除去して、ラグ効果を除去することができる。
【0079】
改善されたラグ補償
例示的な変形形態では、１つ以上の背景Ｂ画像が、Ｘ線源がオフにされている間に、ガントリ（例えば、ガントリ１２）の回転の特定の角度で取得される。変形形態では、これらの背景Ｂ画像は、時間減衰応答重み付き先行画像を比較することによって、ラグ補正精度を推定するのに使用される。背景画像は、（例えば、ピクセルごとの）ラグ補正を較正するのにも使用され得る。これにより、患者研究における高度の不均一性を処理することが可能になり得る。ＭｅＶ散乱を補正するために背景画像を使用することもできる。この場合、ＭｅＶビームをオフした後に背景画像を取得してもよい。後続の背景画像が取得された後、ラグ補正は、ＭｅＶビームダウン散乱をより正確に処理するように較正され得る。散乱補正は、コリメータシャドー手法を用いることによって改善できる。ＲＴにおける他のデータ駆動散乱補正手法は、ＭｅＶ下方散乱からのラグを処理するように適合され得る。本明細書に記載される変形形態は、背景Ｂデータの画像化を使用するＣＢＣＴ画像化におけるラグ補正のための改良された技法を含む。
例示的な変形形態では、１つ以上の背景Ｂ画像が、Ｘ線源がオフにされている間に、ガントリ（例えば、ガントリ１２）の回転の特定の角度で取得される。変形形態では、これらの背景Ｂ画像は、時間減衰応答重み付き先行画像を比較することによって、ラグ補正精度を推定するのに使用される。背景画像は、（例えば、ピクセルごとの）ラグ補正を較正するのにも使用され得る。これにより、患者研究における高度の不均一性を処理することが可能になり得る。ＭｅＶ散乱を補正するために背景画像を使用することもできる。この場合、ＭｅＶビームをオフした後に背景画像を取得してもよい。後続の背景画像が取得された後、ラグ補正は、ＭｅＶビームダウン散乱をより正確に処理するように較正され得る。散乱補正は、コリメータシャドー手法を用いることによって改善できる。ＲＴにおける他のデータ駆動散乱補正手法は、ＭｅＶ下方散乱からのラグを処理するように適合され得る。本明細書に記載される変形形態は、背景Ｂデータの画像化を使用するＣＢＣＴ画像化におけるラグ補正のための改良された技法を含む。
【0080】
画像取得中の背景測定
図３Ａは、ガントリ１２内の線源３０用の回転経路２０２及び検出器３４用の回転経路２０４を示す。図３Ａは、回転経路２０２を様々な角度スライス（例えば、角度スライス３０２ａ～３０２ｄ）に分割する。本明細書において、「角度スライス」の場合のような「スライス」という用語は、経路２０２及び２０４の一方に沿った「場所」または「位置」という用語と交換可能に使用されることに留意されたい。経路に沿った特定の位置は、特定の角度スライスに対応し、その逆も同様であることを理解されたい。
図３Ａは、ガントリ１２内の線源３０用の回転経路２０２及び検出器３４用の回転経路２０４を示す。図３Ａは、回転経路２０２を様々な角度スライス（例えば、角度スライス３０２ａ～３０２ｄ）に分割する。本明細書において、「角度スライス」の場合のような「スライス」という用語は、経路２０２及び２０４の一方に沿った「場所」または「位置」という用語と交換可能に使用されることに留意されたい。経路に沿った特定の位置は、特定の角度スライスに対応し、その逆も同様であることを理解されたい。
【0081】
角度スライス（例えば、３０２ａ及び３０２ｂ）のサイズは、単なる例示である。それらは、図３Ａに示されるよりも大きいまたは小さい経路２０２の部分を含み得る。一般に、検出器３４及び線源３０の回転速度（すなわち、線源３０が経路２０２を横断する速度）に対するスライスサイズの相関が存在し得、これは、ガントリ１２のサイズ、線源３０のエネルギー、及びスキャンの目的などの他の要因にも依存し得る。任意の適切な回転速度が可能である。例示的な回転速度は、１ｒｐｍ、５ｒｐｍ、７ｒｐｍ、及び１０ｒｐｍ、２０ｒｐｍ、及び６０ｒｐｍを含む。図３Ａに示すように、角度スライスは均一である必要はない。
【0082】
図３Ａの各角度スライスは、画像化データがスライスに収集される場合、「Ｉ」でラベル付けされる。背景データがスライス内に収集される場合、角度スライスは、丸で囲まれた「Ｂ」でラベル付けされる。線源３０／検出器３４の対が画像Ｉスライスに対応する位置にある間、線源３０は画像化放射線を供給する。線源３０／検出器３４が背景Ｂスライスに対応する位置にあるとき、線源３０はオフにされる。画像化データＩを最大化するために、経路２０２上で可能な限り少ない背景Ｂスライスを有することが有利であり得る。したがって、最大補正有効性に対して背景Ｂスライドの位置を戦略的に決定することは重要である。
【0083】
図３Ａは、画像取得における例示的な背景Ｂ位置を示す。他の位置を使用してもよい。図３Ａは、６つの背景Ｂ位置を示すが、これより多くても少なくてもよい。正確な数は、線源の回転速度、検出器の分解能、ガントリ１２のサイズ及び経路２０２の長さ等を含むいくつかの要因に依存し得る。１つの例示的な変形形態では、２９の角度スライスごとに１つの背景Ｂ測定が存在する。背景Ｂスキャンは、７、１５、３０、または５０スライスごと、あるいはそれ以上のスライスごとであってもよい。一部の測定値は、「インターリーブ」された背景測定値（すなわち、経路上の１つおきの背景：Ｉ／Ｂ／Ｉ／Ｂ／Ｉ／Ｂ・・・）を有する場合がある。一般に、背景Ｂスライスの数は、スキャンの角度分解能に依存することになる。一変形形態では、経路２０４及び２０２上のスライスの５％を、背景Ｂとすることができる。別の実施形態では、背景は、経路及び／または回転の１％、２％、１０％、１５％、２０％、またはさらに３０％を占めることができる。しかしながら、画像化Ｉデータに当てられる経路の割合と背景Ｂデータとの間に逆相関が存在することを理解すべきである。したがって、背景Ｂ補正による改善された画像化と、より多くの画像Ｉデータの収集との間にはトレードオフがある。例えば、回転の間に生じる背景Ｂ補正が多いほど、画像化に利用可能な画像化Ｉデータが少なくなる。したがって、多くの場合、背景Ｂ補正スライス間の画像化Ｉデータを最大化することが好ましい。
【0084】
特定の例では、位置Ｂは、特に帯電効果及び背景効果がほぼ等方性である場合には、任意またはランダムであり得る。位置Ｂは、経路２０２の円周の周りに均等に間隔を置いて配置され得る。それらは、特定の時限事象（例えば、治療または線源２０（図２Ａ）からの他の高エネルギーＸ線放射線の照射）に従って、またはそれに先行して、一致するように配置されてもよい。１つの例は、あるフレームから次のフレームへのＸ線照射の大きな変化が存在する背景Ｂ測定値を位置決めすることである。これは、例えば、最初のフレームがＸ線によって完全に照射される画像領域Ａを有し、同じ領域Ａが次のフレームのＸ線から影になる場合に生じる。フレーム間の照度におけるこの最大差により、最大の高確率でラグ効果が生じる。このラグの背景Ｂ測定は、画像Ｉデータに大きな影響を及ぼすようになるので、それを補正するために極めて重要である。これらの可能性は、以下でより詳細に論じられる。
【0085】
図３Ｂは、スキャンセット内の背景Ｂの角度スライス位置を互い違いにする概念を示す。これは、第１の角度スキャン３５０における背景Ｂ測定位置と第２の角度スキャン３６０における背景Ｂ測定位置との比較を示す。上述のように、データ取得は、複数のスキャン（例えば、経路２０４の検出器３４の２つ以上のスキャン）を含むことができる。これは、例えば、結果を平均化し、精度を高めるために行われる。これらの複数のスキャンセットにおいて、１つの重要な概念は、背景Ｂデータ取得の位置が一貫して重複しないことを確実にすることである。この重なりは、目的の対象３０４の角度スライスからの画像Ｉデータの欠落をもたらす。この結果、最終的な断層画像にはこのデータが欠落し、したがって不完全なものとなる。
【0086】
図３Ｂは、この重なりを防止するために、背景Ｂ位置を互い違いにすることを示す。第１のスキャン３５０は、図３Ａのものと同一の背景位置Ｂを有する。具体的には、第１のスキャン３５０において、背景Ｂが、位置３０２ｅ、３０２ｆ、３０２ｉ、３０２ｊ、３０２ｌ、及び３０２ｎで測定される。第２のスキャン３６０における背景は、意図的に異なる位置３０２ａ、３０２ｇ、３０２ｈ、３０２ｋ、３０２ｍ、及び３０２ｏにおいて測定される。図３Ｂの例示的なケースは、第１のスキャン３５０と第２のスキャン３６０との間の隣接するスライスに再配置された背景Ｂ測定値を示しているが、これは単なる例示に過ぎない。背景位置の任意の新しい構成が可能であり、これは、背景Ｂ位置と以前のスキャンとの重なり合いが低下または最小化される限り可能である。
【0087】
背景Ｂの測定位置の決定
どの角度スライスが背景Ｂ及び画像Ｉデータを測定するかを決定するために、異なる方法が使用され得る。１つの方法は、治療及び／または画像化の前に撮影された計画ＣＴ画像を使用することである。本明細書で使用される「計画ＣＴ」画像は、典型的には、高質、高コントラスト解像度画像であり、これは、線量計画のための器官の微細な特徴及び輪郭を提供する。それらは、Ｘ線ビームのコントラスト及び他の特徴、及び結果として生じる画像を設定するために使用され得る。計画ＣＴから、ＣＢＣＴ取得における投影データがシミュレートされまたは予測され得る。計画ＣＴに基づいて経路２０２内の背景Ｂ位置の分布を決定するために、任意の適切なアルゴリズムを開発してもよい。背景Ｂ位置の配置は、最大補正効果及び／または最小画像Ｉデータ喪失のために最適化され得る。配置は、補正効果を最大化すること以外の他の考慮事項（例えば、対象３０４内の関心領域、様々な放射線源の照射のタイミング、計算時間、電力使用量、あるビューから次のビューへの、またはあるビューの一部の範囲にわたっての、ピクセル上の信号レベルの著しく大きな変動など）を考慮に入れることもできる。
どの角度スライスが背景Ｂ及び画像Ｉデータを測定するかを決定するために、異なる方法が使用され得る。１つの方法は、治療及び／または画像化の前に撮影された計画ＣＴ画像を使用することである。本明細書で使用される「計画ＣＴ」画像は、典型的には、高質、高コントラスト解像度画像であり、これは、線量計画のための器官の微細な特徴及び輪郭を提供する。それらは、Ｘ線ビームのコントラスト及び他の特徴、及び結果として生じる画像を設定するために使用され得る。計画ＣＴから、ＣＢＣＴ取得における投影データがシミュレートされまたは予測され得る。計画ＣＴに基づいて経路２０２内の背景Ｂ位置の分布を決定するために、任意の適切なアルゴリズムを開発してもよい。背景Ｂ位置の配置は、最大補正効果及び／または最小画像Ｉデータ喪失のために最適化され得る。配置は、補正効果を最大化すること以外の他の考慮事項（例えば、対象３０４内の関心領域、様々な放射線源の照射のタイミング、計算時間、電力使用量、あるビューから次のビューへの、またはあるビューの一部の範囲にわたっての、ピクセル上の信号レベルの著しく大きな変動など）を考慮に入れることもできる。
【0088】
背景Ｂ測定の配置に関する別の考慮事項は、共役角に対して（例えば、スライス３０２ｃ及び３０２ｄの両方で）背景Ｂを測定することを回避することである。光源３０は、対象３０４の同じ部分を共役角で照射する（例えば、照射経路３０６によって示されるように、３０２ｃ及び３０２ｄ）。したがって、任意の再構成３Ｄ画像が対象３０４の対応する部分からの少なくとも１つの画像Ｉデータを含み得るように、少なくとも１つの共役に対して画像化Ｉデータ取得を有することが有利である。背景Ｂ画像が両方の共役、例えば３０２ｃ及び３０２ｄで取得された場合は、対象３０４のこの部分に対する画像Ｉデータは存在しないことになる。
【0089】
背景Ｂ測定及び補正を最適化または改善するために、あるいは他の目的のために、他のパラメータを変更してもよい。図３Ａは、経路２０２及び２０４を円形として示すように見えるが、それらは、らせんまたは略らせんなどの他の形状を有することができ、有する可能性がある。なぜならば、スキャンが行われている間、患者または目的の対象３０４が典型的には（図３Ａに関して）ページの内外の方向に移動しているからである。経路２０２及び２０４は、楕円形であってもよく、またはさらに他の形状を有することもあり得る。図３Ａに示される円形経路の文脈で論じられる背景Ｂ測定の配置に関する考慮事項の多くは、これらの他の形状経路に適用される。追加の考慮事項があることもあり得る。例えば、ヘリカル経路の場合、背景Ｂ測定及び／または補正を改善するために、らせんのピッチ（または他のパラメータ）を変更することができる。
【0090】
シミュレートされたＸ線投影データ（例えば、線源３０から対象２０４を通るＸ線の投影をシミュレートし、検出器３４によって検出される）を使用して、角度スライスにおいて、背景Ｂの取得がラグ補正に最も利益を与えるであろうものを決定することができる。この決定は、例えば、検出器３４が最も高い放射線レベルを受け取る場合に、背景Ｂを測定することによって行うことができる。上述のように、背景測定値Ｂは、特定のタイプの放射線（例えば、ＭｅＶ治療用放射線）の照射に対してタイミングを合わせることもできる。高エネルギーＸ線の照射に続く角度スライスは、ラグまたは帯電効果を有し得る。したがって、以下に説明するように、背景を補償するために、背景Ｂをそれら角度スライスの近くに集めることが有利である可能性が高い。それら角度スライスはまた、対象３０４の照射の経時的変化の重大度に基づいて時間調整され得る。経路２０２の周りの角度スライスを測定する背景Ｂの分布の基準は、検出されたＸ線強度の大きな変化を伴う角度を含むこともできる。これらの変化は、患者における大きなコントラスト変化、または向きの変化（例えば、前／後すなわちＡＰ、及び左／右すなわちＬ／Ｒ）に起因し得る。
【0091】
本明細書で論じるアルゴリズムへの入力のための他の可能なソースは、患者または対象３０４の特定の長さにわたって単一の角度で撮影された２Ｄ調査画像を含む。２Ｄ調査画像は、直交角（例えば、前／後（ＡＰ）、左／右（ＬＲ））を含み得る。それらは、ラグ補正のための背景画像を取得する角度を決定するために使用され得る。任意の他の適切な画像を使用して、背景測定Ｂ位置を決定してもよい。適切な画像ソースは、患者または目的の対象の画像モデル、他のＣＴ／Ｘ線デバイスを介して撮影された画像、及び／または光学画像などを含む。画像及び／または以前のデータを使用して、患者固有のまたは対象固有のラグモデルを生成することができる。患者固有モデルは、例えば、背景を測定する同じデバイスからか、または以前の画像からかのいずれかで、患者のＣＴスキャンの特徴を組み込むことができる。
【0092】
加えて、または代替として、本明細書で説明されるアルゴリズムのいずれかは、画像解析以外の手段によって予め決定された背景Ｂ測定のための角度グループを識別し得る。例えば、一般的な患者アトラス、患者モデル（一般的または表現型的）、ファントムモデル、他の数学的モデル、及び／または物理的モデルの使用に関するアルゴリズムである。本明細書で使用される「患者アトラス」は、Ｘ線画像化で観察される患者の輪郭のマッピングを表す。患者アトラスは、本明細書に開示される方法を実行する装置で取得される患者画像の大規模な収集に基づいて開発される患者アトラスを含む様々なソースから取得され得る。
【0093】
本明細書に記載のアルゴリズムは、取得中に背景Ｂを測定するための角度スライスを決定することができる。具体的には、ある角度が取得された後、アルゴリズムは、既に取得された画像を解析し、背景画像が取得されるべきかどうかを決定する。
【0094】
検出データ内の背景Ｂ測定の角度は、ヘッダ内のタグまたは他のデータファイルを追加することによって、データ内で識別することができる。これらの指定は、背景Ｂデータを画像Ｉデータから分離するために使用することができる。指定は、様々なアルゴリズムを使用して自動的に検出することができる。適切な検出アルゴリズムは、各ビューにおいて合計カウントを生成するものを含む。背景Ｂの角度は、ビームをオンにした場合の隣接する角度の角度よりも大幅に小さくすることができる。例えば、Ｘ線が直接照射される領域、または患者の身体の境界付近の領域では、Ｘ線がオフである背景画像の信号は、Ｘ線がオンである隣接した角度よりも２桁低い可能性がある。
【0095】
背景Ｂデータは、検出器ラグ補正のための患者スキャン中に取得され得る。例えば、背景Ｂデータは、スキャンの前に予め決定された取得シーケンス中に取り込まれてもよく、またはスキャン中に（例えば、オンザフライで）計算されてもよい。加えて、アルゴリズムは、患者の測定された背景Ｂ情報を使用して、その患者に対する有利なまたは最適な背景Ｂ測定位置のセットを自動的に生成することができる。本明細書に記載されるこのアルゴリズム及び他のアルゴリズムでは、補間が使用され得る。背景Ｂデータ収集の総数は、投影ビュー（すなわち、図３Ａ、図３Ｂの経路２０２に沿った角度スライスに関連付けられたビューＢ及びＩ）の総数と比較して小さくてもよい。特に、補間は、正確な画像再構成を容易にし得る。補間は、ラグ補正を改善するために背景投影画像を使用することができる間に行うことができる。
【0096】
経路２０４に沿った背景Ｂ測定値の角度分布は、特に異なる画像スキャンに対して、時間とともに意図的に変更され得る。一変形形態では、１つの３Ｄ再構成のための画像Ｉデータを生成するために、ソース３０の２つ以上の完全な回転が使用される。経路３０４に沿ったあらゆる可能な角度が少なくとも１つの画像Ｉデータスキャンを有するように、２つの回転における背景Ｂ測定の位置を意図的に異ならせることができる。言い換えれば、アルゴリズムは、（例えば、図３Ｂに示すように）第１の回転における背景Ｂの測定に割り当てられた経路２０４に沿った角度または位置が、第２の回転における画像Ｉの測定に対して異なって割り当てられ得、その逆も同様であることを確実にすることができる。ここでの２回のスキャンの議論は単に例示的なものに過ぎないことを理解されたい。この技法は、任意の適切な数のスキャンで使用され得る。また、背景Ｂデータ収集位置がスキャン間で意図的に変更されるヘリカルスキャンに使用されてもよい。いずれの場合も、再構成は、隣接する角度（例えば、補間）及び後続のまたは以前の回転における対応する角度からのデータから、これらの角度に対するデータを推定することができる。
【0097】
背景Ｂ測定値の角度分布は、画像化中の生データに基づいて決定することもできる。背景Ｂの角度分布の依存性を記述するモデルは、例えば、各ピクセルで測定される信号の変化に基づくことができる。モデルは、その変化がある閾値を超えて増加した場合に、背景Ｂ測定を課すことができる。
【0098】
背景Ｂを用いた画像Ｉデータの検出及び補正
検出器（例えば、フラットパネル検出器であってもよい検出器２４及び３４）、Ｘ線管（図示せず）、及びシステム制御装置（例えば、コントローラ６０）は、背景データＢを取得するように同期させることができ、その取得時に、Ｘ線源（例えば、線源２０及び３０）がオフにされ得る。ＲＴシナリオでは、（例えば、線源２０からの）ＭｅＶビームがオンにされると、検出された放射線に関する情報がＣＴ取得制御装置（例えば、図２Ａの要素６０）に渡されて、ＭｅＶビームがオフにされた後に背景Ｂ取得を開始し得る。あるいは、アルゴリズムは、ＭｅＶビームがオンにされるかどうかを検出してもよい。その場合、ＭｅＶビームによって影響を受けた画像がタグ付けされることにする。信号が、１つ以上の背景画像を取得するために、ＣＢＣＴシステムをトリガするように生成され得る。ＣＢＣＴスキャン中にＭｅＶビームがオンにされる場合、背景画像に対して予め定められた角度グループが、それに応じて調整され得る。この調整を行うようにアルゴリズムを開発することができる。
検出器（例えば、フラットパネル検出器であってもよい検出器２４及び３４）、Ｘ線管（図示せず）、及びシステム制御装置（例えば、コントローラ６０）は、背景データＢを取得するように同期させることができ、その取得時に、Ｘ線源（例えば、線源２０及び３０）がオフにされ得る。ＲＴシナリオでは、（例えば、線源２０からの）ＭｅＶビームがオンにされると、検出された放射線に関する情報がＣＴ取得制御装置（例えば、図２Ａの要素６０）に渡されて、ＭｅＶビームがオフにされた後に背景Ｂ取得を開始し得る。あるいは、アルゴリズムは、ＭｅＶビームがオンにされるかどうかを検出してもよい。その場合、ＭｅＶビームによって影響を受けた画像がタグ付けされることにする。信号が、１つ以上の背景画像を取得するために、ＣＢＣＴシステムをトリガするように生成され得る。ＣＢＣＴスキャン中にＭｅＶビームがオンにされる場合、背景画像に対して予め定められた角度グループが、それに応じて調整され得る。この調整を行うようにアルゴリズムを開発することができる。
【0099】
背景Ｂ測定の１つの有利な使用は、線形補間によるものである。例えば、第１の背景Ｂ測定は、画像Ｉ取得の直前に行うことができる。第２の背景Ｂ測定は、画像Ｉ取得の直後に行うことができる。次に、画像Ｉの測定値に対して時間及び角度が隣接する２つの背景測定値を線形補間して、両方の測定値の特徴を有する合成背景エラー画像を作成することができる。次いで、この合成背景画像を用いて、１つまたは他の背景画像を用いるよりも高い精度で、画像Ｉのデータを補正することができる。
【0100】
背景Ｂ補正では、リアルタイムで背景測定値Ｂを使用することができる。これは、時間減衰モデルに基づいて背景補正手法を更新し、改善するために使用され得る。例えば、データを補正するために使用されている時間減衰モデリングラグ補正は、進行中のまたは新しい背景Ｂ測定によって得られた新しい情報で再較正され得る。本明細書に記載される他のアルゴリズムと同様に、これは、とりわけ、補間法を用いて達成され得る。複数の背景測定値からの背景Ｂ情報を組み合わせて、補正を提供することができる。このことは、スキャンの１つが一時的状態に関する背景Ｂ情報を提供する場合（例えば、治療用放射線２０のＸ線源がオンに切り替えられている場合、またはオフに切り替えられたばかりの場合）に特に有利であり得る。
【0101】
変形形態では、ラグ補正は、背景情報で更新されてもよい。ラグ補正においては、特定の角度からの画像は、それらを検出するために使用される検出器の測定された時間減衰応答を使用することによって重み付けされる。次いで、重み付けされた画像は、その画像を補正するために、現在の画像から差し引かれ得る。時間減衰応答は、最も典型的には、以前の検出器測定値に基づいて決定される。前の画像がラグ補正に使用される時間間隔は、最も典型的には、時間減衰応答に基づいて経験的に決定される。補正の精度は、これらのパラメータに依存する。
【0102】
本明細書に記載の背景測定値のいずれも、時間遅延補正と併せて使用することができる。例えば、時間遅延補正は、背景画像に基づいて周期的に再較正され得る。例えば、全ての背景画像に基づいて、背景画像の組み合わせに基づいて、または背景画像の平均に基づいて、再較正され得る。時間遅延補正は、１つより多い減衰項を含み得る。
【0103】
補正画像Ｉデータの再構成は、任意の適切な従来の解析的再構成を用いて行うことができる。典型的には、そのようなアルゴリズムでは、画像Ｉデータが、経路２０４に沿って均等に分散された位置から取得されることが優先されるか、または義務付けられる。そのような再構成スキームは、背景Ｂ測定位置が構成され及び／または最適化され得るように、経路２０４に沿った不規則な背景画像化に適応するように修正され得る。画像再構成アルゴリズムは、背景Ｂデータが得られる角度位置におけるデータの欠如を補償するように修正することができる。補償は、任意の適切な方法によって達成され得る。一例は、ビューごとの解析的再構成及び／または反復的再構成を使用することである。そのような技法は、背景Ｂデータ収集のためにのみ使用される角度のサブセットの影響を最小化し得る。
【0104】
再構成は、上述のように、複数のスキャン及び回転からのデータを含み得る。画像再構成アルゴリズムは、投影角度サンプリングを含み得る。特に、現在の回転の背景Ｂ画像の方位角位置は、他の回転、特に現在の回転の前及び後に生じる回転の背景Ｂ画像の方位角位置とは異なる。この場合及び他の場合には、回転から回転まで背景Ｂ測定値をインターリーブすること、場合によっては最大限にインターリーブすることが好ましい場合がある。この考慮事項では、上述したように、データ冗長度及びヘリカルピッチを使用し得る。
【0105】
この手法では、より従来の再構成アルゴリズムを修正することができる。例えば、従来のアルゴリズムでは、（角度的に）均等に間隔を空けられた画像を必要とする場合がある。この要件は、本明細書に記載のスキーム、アルゴリズム、または例のいずれかに従って間隔を空けられた背景Ｂ画像に対応するように緩和され、修正されてもよい。修正は、背景収集角度間の不均一な間隔と、画像収集角度間の不均一な間隔とを考慮し得る。修正は、線源３０の回転が異なる背景画像の方位角位置間の差を考慮することができる。いくつかの変形形態では、１つの回転の方位角位置が、別の回転の方位角位置とインターリーブされてもよい。
【0106】
アルゴリズムの例示的実施
図４Ａ及び図４Ｂは、画像のラグまたはゴースト発生（図２Ｂ～図２Ｆ）を補正するために、本明細書で説明されるステップ及び技法のいずれかを実施し得る、例示的なアルゴリズム４００を示す。アルゴリズム４００は一般的なものであり、上述した任意の方法またはアルゴリズムの任意の変形形態を組み込むことができることを理解されたい。特定のステップを示すが、特定のステップが必要というわけではない。追加のステップをアルゴリズム４００に追加することができ、それでも本開示の文脈内にあり得る。アルゴリズム４４０は、本明細書に記載される全ての装置（例えば、図１の装置１０）を含む任意の適切な装置を用いて実行され得る。これは、画像化能力のみを有する装置を用いて実行されてもよい。これはまた、ＲＴ構成で動作する装置を用いて実行することもできる。
図４Ａ及び図４Ｂは、画像のラグまたはゴースト発生（図２Ｂ～図２Ｆ）を補正するために、本明細書で説明されるステップ及び技法のいずれかを実施し得る、例示的なアルゴリズム４００を示す。アルゴリズム４００は一般的なものであり、上述した任意の方法またはアルゴリズムの任意の変形形態を組み込むことができることを理解されたい。特定のステップを示すが、特定のステップが必要というわけではない。追加のステップをアルゴリズム４００に追加することができ、それでも本開示の文脈内にあり得る。アルゴリズム４４０は、本明細書に記載される全ての装置（例えば、図１の装置１０）を含む任意の適切な装置を用いて実行され得る。これは、画像化能力のみを有する装置を用いて実行されてもよい。これはまた、ＲＴ構成で動作する装置を用いて実行することもできる。
【0107】
ステップ４１０において、アルゴリズム４００は、Ｘ線源が画像化中に横断する角度経路を決定する。この経路は、（例えば、経路２０２が図２Ｂ及び図３に示す線源３０用であるように）画像化デバイスの物理的構成によって予め決定することができる。いくつかの変形形態では、経路は、アルゴリズム４００によって変更され得る。例えば、経路がヘリカルである場合、例えば、背景Ｂ測定値を改善するために、ヘリカルのピッチが変更され得る。任意の他の適切な経路決定または変更が可能である。
【0108】
ステップ４２０において、背景Ｂ測定位置が、ステップ４１０で特定された経路に沿って選択され得る。任意の適切な背景Ｂ測定位置が、本明細書に記載の考慮事項のいずれかに従って選択され得る。多くの場合、収集される画像Ｉ情報を最大化するために、背景Ｂ測定位置の数を最小化または実質的に少なく保つことが有利である場合がある。他の実施形態では、上述のように、特定の時間現象（例えば、Ｘ線源の開始またはオフへの切り替え）を捕捉するために、背景Ｂ測定値を増加させることが有利であり得る。上述したように、背景Ｂ収集位置は、１回転以上に対して選択され得る。
【0109】
上述したように、背景Ｂ位置は、アルゴリズムを介して選択することができる。アルゴリズムは、現在の画像及び以前の画像を含む任意の適切な数の入力に基づいて選択を行うことができる。このステップにおいて、背景Ｂ位置を選択するために、任意の他の入力または考慮が行われ得る。図４Ａは、データ取得（ステップ４４０）の前に行われるステップ４２０を示しているが、ステップ４２０は、この順序に限定されない。ステップ４２０は、ステップ４４０の前または間に実行されてもよい。人工神経回路網及び決定木などの機械学習アルゴリズムを含む任意の適切なアルゴリズムがこのステップを実行してもよい。他の数値回帰技法もまた使用され得る。
【0110】
ステップ４３０において、対象画像収集位置が選択される。多くの場合、背景Ｂ及び画像Ｉの測定位置のみが可能であるため、このステップは、ステップ４２０における背景Ｂ測定位置の選択によって効果的に達成される。他の実施形態では、背景Ｂまたは画像Ｉ測定のいずれにも対応しない位置が存在し得る。例えば、背景Ｂ減算を介して効果的に補償できない特定の過渡現象がＸ線検出信号に影響を与えている場合に、データを取り込まない、またはデータを取り込んで破棄することが有利であり得る。これらは、効果的な背景Ｂ測定に対して起こり過ぎる過渡現象を含み得る。
【0111】
ステップ４４０において、Ｘ線源（例えば、線源３０）は、画像を収集するために、ステップ４１０において選択された経路に沿って移動される。収集される画像は、背景Ｂデータ及び画像Ｉデータの両方である。これらのデータが収集される位置は、ステップ４２０に従うことになる。
【0112】
ステップ４５０において、画像データＩ内のエラー（例えば、図２Ｂ～図２Ｆに示すようなラグまたはゴースト発生効果）が、背景データＢを用いて補正され得る。この補正は、本明細書に記載の方法のいずれかによって行うことができる。一例としては、単純に画像Ｉから背景Ｂデータ画像を差し引くことが挙げられる。他の例は、補間技法を含み、例えば、２つ以上の背景画像を、減算と組み合わせて補間するか、または減算と組み合わせずに補間する。さらに他の技法は、背景画像を介して識別された問題点に基づいて、（例えば、畳み込みによって）画像内のピクセルを選択的に変更することを含み得る。任意の適切なアルゴリズムがこのステップを実行してもよく、または手動で実行されてもよい。適切なアルゴリズムは、人工神経回路網及び決定木などの機械学習アルゴリズムを含む。他の数値回帰技法もまた使用され得る。
【0113】
ステップ４６０では、ステップ４５０における補正の結果を用いて、補正画像を生成する。この画像は、特定のスキャンの個々の２Ｄ画像であり得る。この画像は、そのような多くの２Ｄ画像を含む３Ｄ
トモグラフィック再構成であることもあり得る。補正画像は、患者診断及び治療を含む任意の適切な目的に使用することができる。補正画像はまた、背景Ｂ測定位置の生成に役立たせるために、及び／または上述のアルゴリズム４００の他の任意の態様を知らせるために使用されてもよい。
トモグラフィック再構成であることもあり得る。補正画像は、患者診断及び治療を含む任意の適切な目的に使用することができる。補正画像はまた、背景Ｂ測定位置の生成に役立たせるために、及び／または上述のアルゴリズム４００の他の任意の態様を知らせるために使用されてもよい。
【0114】
図４Ｂは、アルゴリズム４００における画像取得ステップ４４０の詳細を示す。取得ステップ４４０は、Ｘ線源の１つ以上の移動にわたって繰り返し実行され得る。ステップ４４０は、一般に、画像化Ｉデータの完全なセットが取得されるまで実行される。セットが「完了」しているかどうかは、当面のタスクに関係する。このセットは、１つ以上の回転に対応する１つ以上の画像Ｉを含み得る。典型的には、回転は、ステップ４１０で特定された経路全体を横断する。しかしながら、このことは、ステップ４４０の全ての実施に対して当てはまる必要はないことを理解されたい。
【0115】
ステップ４４１において、線源（例えば、線源３０）は、特定の位置まで角度経路に沿って移動する。ステップ４４２において、アルゴリズム４００は、現在位置が背景Ｂの収集に対応するか、または画像Ｉの収集に対応するかを判定する。上述のように、他のオプションがあってもよい（例えば、一部の位置は、過渡消失を可能にするために、他の位置ではデータ取得が行われないというフラグが立てられてもよい）。取得するデータのタイプの決定は、上述した任意のアルゴリズムの使用または考慮事項に基づくことができる。データタイプが選択されると、アルゴリズムは、データタイプ選択に従ってステップ４４３でＸ線源の動作状態を設定する。取得されるデータが背景Ｂデータである場合、線源はオフに切り替えられるか、または既にオフである場合、または電源が落とされたままになる。取得されるデータが画像Ｉデータである場合、線源は電源が入っていない場合には電源が入れられ、またはオンのままになる。線源の動作状態が実施されると、ステップ４４４において、適切なタイプのデータが収集され、記憶されるようになる。アルゴリズム４００は、線源の動作状態を切り替えることによって引き起こされる過渡現象が消失するまで、データを収集するのを待つことができる。データが収集されると、アルゴリズム４００は、ステップ４４５において、線源が経路の終端に到達したかどうかを問い合わせる。そうであれば、アルゴリズム４００は、ステップ４５０（図４Ａ）に進み、収集されたデータのエラーを除去する。そうでないなら、アルゴリズム４００は、ステップ４４１に戻り、線源を新しい位置に移動させる。アルゴリズム４００は、線源がステップ４１０で指定された経路の終端に到達するまで、このプロセスを繰り返す。
【0116】
上記の装置及び方法が投影ドメインで使用される場合、それは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、異なるスキャンジオメトリ、検出器位置（オフセットされた検出器を含む）、及び／またはビーム成形窓形状を利用することができる。
【0117】
上述したように、開示された技術の態様は、ＩＧＲＴと共にまたはＩＧＲＴの一部として使用するための低エネルギー（例えば、ｋｅＶ）及び高エネルギー（例えば、ＭｅＶ）の統合された線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及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、放射線療法送達プラットフォーム上でｋｅＶＣＴ画像化を提供するために、高速スリップリング回転と共に、らせん状の線源軌道（例えば、ガントリボアを通る患者支持部の長手方向の移動を伴う、中心軸の周りの連続的な線源回転）、または円形スキャンを含むか、またはそれを別の方法で使用することができる。
【0118】
開示された技術は、特定の態様、１つの実施形態、または複数の実施形態に関して示され、説明されたが、同等の変更及び変更が、本明細書及び添付の図面の読み取り及び理解の際に、当業者に生じることが明らかである。特に、上述の要素（構成要素、アセンブリ、デバイス、部材、組成物等）によって実行さ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、別段の指示がない限り、本明細書に例示される例示的な態様、実施形態、または開示される技術の実施形態においてその機能を実行する開示される構造と構造的に同等でなくても、説明される要素の特定の機能を実行する（すなわち、機能的に同等である）任意の要素に対応することが意図される。加えて、開示された技術の特定の特徴は、いくつかの図示された態様または実施形態のうちの１つ以上に関してのみ上で述べ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対して所望され有利であり得るように、他の実施形態の１つ以上の他の特徴と組み合わされてもよい。
【0119】
本明細書に記載の実施形態は、上述のシステム及び方法に関連しているが、これらの実施形態は、例示的なものであることを意図しており、これらの実施形態の適用性を本明細書に記載の説明のみに限定することを意図していない。本発明は、その実施形態の説明によって例示されており、その実施形態は、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限定すること、または任意の方法で限定することは本出願人の意図ではない。さらなる利点及び変更は、当業者に容易に明らかになるであろう。したがって、本発明は、その広範な態様において、図示され記載された特定の詳細、代表的な装置及び方法、ならびに例示的な実施例に限定されない。したがって、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逸脱することができる。
【図1】
【図2A】
【図2B】
【図2C】
【図2D】
【図2E】
【図2F】
【図3A】
【図3B】
【図4A】
【図4B】
【国際調査報告】