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特表2024-539154生物学的誘導放射線療法のためのＰＥＴ撮像解析のためのシステム及び方法
(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】2024-10-28
(54)【発明の名称】生物学的誘導放射線療法のためのＰＥＴ撮像解析のためのシステム及び方法
(51)【国際特許分類】
A61N 5/10 20060101AFI20241018BHJP
G01T 1/161 20060101ALI20241018BHJP
【ＦＩ】
A61N5/10 P
A61N5/10 M
G01T1/161 D
【審査請求】未請求
【予備審査請求】有
(21)【出願番号】P 2024523659
(86)(22)【出願日】2022-10-21
(85)【翻訳文提出日】2024-06-11
(86)【国際出願番号】 US2022078511
(87)【国際公開番号】W WO2023070088
(87)【国際公開日】2023-04-27
(31)【優先権主張番号】63/270,404
(32)【優先日】2021-10-21
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(31)【優先権主張番号】63/392,446
(32)【優先日】2022-07-26
(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】510246448
【氏名又は名称】リフレクション メディカル， インコーポレイテッド
(74)【代理人】
【識別番号】100078282
【弁理士】
【氏名又は名称】山本 秀策
(74)【代理人】
【識別番号】100113413
【弁理士】
【氏名又は名称】森下 夏樹
(74)【代理人】
【識別番号】100181674
【弁理士】
【氏名又は名称】飯田 貴敏
(74)【代理人】
【識別番号】100181641
【弁理士】
【氏名又は名称】石川 大輔
(74)【代理人】
【識別番号】230113332
【弁護士】
【氏名又は名称】山本 健策
(72)【発明者】
【氏名】シー， リンシー
(72)【発明者】
【氏名】ダ シルバ， アンジェラ ジェーン
(72)【発明者】
【氏名】ハイトミラドフ， マクサット
(72)【発明者】
【氏名】オルコット， ピーター ディミトリ
(72)【発明者】
【氏名】ジーダシウク， ジョージ アンドリュー
【テーマコード（参考）】
4C082
4C188
【Ｆターム（参考）】
4C082AJ05
4C082AN02
4C082AP07
4C188EE02
4C188FF07
4C188KK24
(57)【要約】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法が本明細書に開示される。これらの方法は、診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することを含み得る。シミュレートされた撮像データは、腫瘍に対するコントラストノイズ比を示す第１の測定基準、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準、及び腫瘍への放射線量を示す第３の測定基準を評価することによって、ＢｇＲＴの適合性を評価するために使用され得る。１つ以上のＰＥＴ画像から合成又はシミュレートされたリストモードＬＯＲデータを生成するための方法も本明細書に開示される。合成又はシミュレートされたリストモードデータは、ＢｇＲＴアルゴリズムを試験するために、及び／又はＢｇＲＴが患者に好適であるかどうかを決定するために使用され得る。
【選択図】図３
【選択図】図３
【特許請求の範囲】
【請求項1】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法であって、前記方法が、腫瘍の診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することであって、前記シミュレートされた撮像データ及び前記診断的ＰＥＴ撮像データが、トレーサーからのＰＥＴ信号を表す、変換することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍のコントラストノイズ比を示す第１の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍への放射線量を示す第３の測定基準を計算することと、
前記第１、前記第２、及び前記第３の測定基準のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を含む、方法。
【請求項2】
追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得することと、前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴを実施するときに取得された画像と一致する新しいシミュレートされた撮像データに変換することと、
腫瘍に対するコントラスト正規化信号を示す新しい第１の測定基準値を計算することと、
ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す新しい第２の測定基準値を計算することと、
前記腫瘍の体積に対する放射線量を示す新しい第３の測定基準値を計算することと、
前記新しい第１の測定基準値、前記新しい第２の測定基準値、及び前記新しい第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を更に含む、請求項１に記載の方法。
【請求項3】
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を前記決定することが、前記新しい第１の測定基準値と前記第１の測定基準値との間の差、前記新しい第２の測定基準値と前記第２の測定基準値との間の差、及び前記新しい第３の測定基準値と前記第３の測定基準値との間の差に更に基づく、請求項２に記載の方法。
【請求項4】
前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データが、ＢｇＲＴ治療を実施する前に取得され、前記ＢｇＲＴ治療が、前記方法の一部を形成しない、請求項２に記載の方法。
【請求項5】
前記第１の測定基準が、標的領域における平均信号＜Ｔｓ＞と、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞との間の差を、前記バックグラウンド領域における前記信号の分散σＢｇで除算したもの：（＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞）／σＢｇとして決定される、請求項１に記載の方法。
【請求項6】
標的領域における前記信号Ｔｓが、臨床標的体積の一部分で計算され、ＰＥＴ信号の値が、前記臨床標的体積で測定される前記ＰＥＴ信号のピーク値の標的閾値パーセント未満である、請求項５に記載の方法。
【請求項7】
前記標的閾値パーセントが、５０パーセントである、請求項６に記載の方法。
【請求項8】
前記第１の測定基準が、標的領域（ＰＴＶ）の活性濃度中央値を、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞で除算したもの：ＡＣ中央値［ＰＴＶ］／＜Ｂｇ＞として決定される、請求項１に記載の方法。
【請求項9】
Ｂｇが、シェル領域にわたって計算され、前記シェル領域が、生物学的標的化ゾーンの一部分であり、臨床標的体積の一部ではない、請求項８に記載の方法。
【請求項10】
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を決定することは、コントラスト正規化信号が、前記信号に必要な閾値を上回っていることと、
前記ＰＥＴトレーサー活性濃度が、最小濃度閾値を上回っていることと、
決定された前記放射線量が、事前に定義された線量範囲内であることと、を決定することを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項11】
前記事前に定義された線量範囲が、有界線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）の上限ＤＶＨ曲線及び下限ＤＶＨ曲線によって表される、請求項１０に記載の方法。
【請求項12】
ＢｇＲＴを使用する前記適合性が示されていない場合、前記診断的ＰＥＴ撮像データを取得するために使用されるＰＥＴトレーサーのタイプとは異なるタイプのＰＥＴトレーサーを使用して、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得する、請求項１に記載の方法。
【請求項13】
第１の測定基準が、ＣＴ撮像を使用して前記腫瘍の視覚的表現を取得することによって更に検証される、請求項１に記載の方法。
【請求項14】
前記放射線量が、腫瘍組織の所与の体積分率に対して許容可能な放射線量を決定する関数を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項15】
前記シミュレートされた撮像データを、一対の検出器要素間の単一応答線（ＬＯＲ）データに変換することを更に含む、請求項１に記載の方法。
【請求項16】
ＢｇＲＴ計画を生成することを更に含み、前記ＢｇＲＴ計画が、識別された標的領域と、
ＰＥＴ撮像データを放射線フルエンスマップに変換し、結果的に、識別された組織に送達される所定の線量をもたらす、発射フィルタと、を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項17】
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
前記ＰＥＴ撮像データに基づいてサイノグラムを生成することであって、前記生成することが、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）データを使用して減衰を補正することを含む、生成することと、
前記サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項18】
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、ＰＥＴ検出器シンチレータ内の光子散乱をモデル化することによって、前記ＰＥＴ撮像データに基づいて前記サイノグラムを決定することを更に含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項19】
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな同時発生に基づく、請求項１７に記載の方法。
【請求項20】
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな検出事象に基づく、請求項１７に記載の方法。
【請求項21】
前記サイノグラムが、前記サイノグラムを前記腫瘍を含む視野まで切り詰めることによって補正される、請求項１７に記載の方法。
【請求項22】
標的視野が、５０センチメートルのサイズを有する、請求項２１に記載の方法。
【請求項23】
診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換する方法であって、前記方法が、ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、方法。
【請求項24】
前記予想されるカウントが、前記シミュレートされた撮像データに対する第２のサイノグラムに変換され、前記シミュレートされた撮像データが、フィルタ補正逆投影を介して前記第２のサイノグラムから再構成される、請求項２３に記載の方法。
【請求項25】
前記フィルタ補正逆投影が、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムからの経験的データを利用する、請求項２４に記載の方法。
【請求項26】
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、標的領域の第１のＰＥＴ画像をサイノグラムに変換することと、
前記サイノグラムからＬＯＲをサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることによって、前記サイノグラムからリストモードデータを生成し、サンプリングされた前記ＬＯＲをリストモードＬＯＲデータにシリアル化することであって、各サンプリングされたＬＯＲが、対応するタイムスタンプを有する、シリアル化することと、
前記リストモードＬＯＲデータをフィルタリング及び逆投影することによって、前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
【請求項27】
前記ＰＥＴ撮像システムの前記ＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項28】
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項29】
前記リストモードＬＯＲデータが、個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項30】
前記第１のＰＥＴ画像が、三次元（３Ｄ）又は四次元（４Ｄ）ＰＥＴのうちの１つを含む第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得される、請求項２６に記載の方法。
【請求項31】
前記第１のＰＥＴ画像が、仮想ファントムの３Ｄ又は４Ｄコンピュータ生成ＰＥＴ画像である、請求項２６に記載の方法。
【請求項32】
前記第１のＰＥＴ画像が、解剖学的構造の一部分に対して取得される、請求項３０に記載の方法。
【請求項33】
前記標的領域の場所が、前記解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、請求項３２に記載の方法。
【請求項34】
前記第１のＰＥＴ画像が、経時的に取得された複数のＰＥＴ画像の平均である、請求項３３に記載の方法。
【請求項35】
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、各フェーズについて、対応する前記ＰＥＴ画像フェーズから、代表的なＰＥＴ画像を前記第１のＰＥＴ画像として選択することと、を更に含む、請求項３３に記載の方法。
【請求項36】
生成された前記第２のＰＥＴ画像を、前記対応するＰＥＴ画像フェーズと関連付けられたデータレコードとして保存することを更に含む、請求項３５に記載の方法。
【請求項37】
前記代表的なＰＥＴ画像が、前記対応するＰＥＴ画像フェーズからのＰＥＴ画像の平均である、請求項３５に記載の方法。
【請求項38】
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、請求項３５に記載の方法。
【請求項39】
前記リストモードＬＯＲデータから導出された各フェーズに対するサイノグラムを再構成することを更に含む、請求項３５に記載の方法。
【請求項40】
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、請求項３３に記載の方法。
【請求項41】
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、請求項３３に記載の方法。
【請求項42】
前記リストモードＬＯＲデータが、ＬＯＲを含み、各ＬＯＲが、前記ＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、請求項２６に記載の方法。
【請求項43】
ＰＥＴ画像をシミュレートされたリストモード応答線（ＬＯＲ）データに変換するための方法であって、前記方法が、第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得されたＰＥＴ画像内の標的領域のための計画スキャンパラメータを決定することと、
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）システムパラメータを決定することと、
前記計画スキャンパラメータ及び前記ＢｇＲＴシステムパラメータに基づいて、前記ＰＥＴ画像から各ビームステーションに対するサイノグラムを生成することと、
各ビームステーションに対する前記サイノグラムを、事前較正されたスケーリング係数を使用して、個々の応答線（ＬＯＲ）の第２のサイノグラムに変換することと、
各ビームステーションに対して前記第２のサイノグラムを修正して、第２のＰＥＴ撮像システムに対する選択されたアーチファクトを含めることと、
各ビームステーションについて、前記第２のサイノグラムからＬＯＲをサンプリングすることによって、リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
【請求項44】
各サンプリングされたＬＯＲについて、タイムスタンプが、逆累積密度関数を使用してサンプリングされる、請求項４３に記載の方法。
【請求項45】
前記計画スキャンパラメータが、ビームステーション場所、ビームステーション滞留時間、ビームステーション当たりのガントリ回転数、ビームステーション数、及び治療照射面を通過するカウチの数のうちの少なくとも１つを含む、請求項４３に記載の方法。
【請求項46】
前記ＢｇＲＴシステムパラメータが、ＰＥＴ検出器の幾何学的形状、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、請求項４３に記載の方法。
【請求項47】
前記選択されたアーチファクトが、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、請求項４３に記載の方法。
【請求項48】
前記標的領域の場所が、解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、請求項４３に記載の方法。
【請求項49】
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、請求項４７に記載の方法。
【請求項50】
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、請求項４７に記載の方法。
【請求項51】
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、請求項４７に記載の方法。
【請求項52】
ＰＥＴ画像をシミュレートされた応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、標的領域のＰＥＴ画像からサイノグラムを生成することと、
生成された前記サイノグラムに基づいてリストモードＬＯＲデータを生成することであって、前記リストモードＬＯＲデータが、シミュレートされたＬＯＲのリストを含み、前記シミュレートされたＬＯＲの前記リストが、放射事象のサンプルに基づいて生成される、生成することと、を含む、方法。
【請求項53】
前記放射事象のサンプルが、逆変換サンプリング方法を使用して生成され、前記逆変換サンプリング方法が、前記生成されたサイノグラムによって表される放射事象を特性評価する累積密度関数に基づく、請求項５２に記載の方法。
【請求項54】
前記逆変換サンプリング方法が、前記放射事象の可能性を表すゼロ～１の間隔で均一に分布した乱数を使用し、各乱数について、累積密度関数の逆数が、サイノグラムビン及び関連するシミュレートされたＬＯＲを決定するために計算される、請求項５３に記載の方法。
【請求項55】
前記シミュレートされたＬＯＲを修正して、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることを更に含む、請求項５４に記載の方法。
【請求項56】
フィルタ補正逆投影法及び前記リストモードＬＯＲデータを使用して、前記標的領域のシミュレートされたＰＥＴ画像を生成することを更に含む、請求項５５に記載の方法。
【請求項57】
前記リストモードＬＯＲデータが、タイムスタンプデータ［ｔｓ］、２つの記録された放射事象［ｄｔ］間の時間差、及びガントリの位置［ｌｐｏｓ］を含む、請求項５２に記載の方法。
【請求項58】
ＰＥＴ撮像システムが、前記標的領域を中心として回転可能である第１の検出弧及び第２の検出弧を備え、シミュレートされたＬＯＲが、前記第１及び前記第２の検出弧の角度位置に対応する各時間間隔に対して計算され、前記第１及び前記第２の検出弧によって検出されない放射事象と関連付けられた前記シミュレートされたＬＯＲが、破棄される、請求項５２に記載の方法。
【請求項59】
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器における散乱を考慮することを含む、請求項５５に記載の方法。
【請求項60】
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、請求項５９に記載の方法。
【請求項61】
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器の視野の縁におけるより低い光子捕捉、ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、請求項５９に記載の方法。
【請求項62】
前記標的領域を形成する媒体の減衰特性を含めることを更に含む、請求項６１に記載の方法。
【請求項63】
前記減衰特性が、前記標的領域のコンピュータ断層撮影スキャンに基づいて決定される、請求項６２に記載の方法。
【請求項64】
前記リストモードＬＯＲデータに基づいて、前記標的領域に対する放射線療法治療計画を生成することを更に含む、請求項６３に記載の方法。
【請求項65】
前記リストモードデータが、各ビームステーションに対して生成される、請求項５２～６４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項66】
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、標的領域の第１のＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像内の各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することと、
前記プロットから放射事象をサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サンプリングされた放射事象をシリアル化することによって、前記プロットからリストモードデータを生成することと、
各画素において、その画素における放射事象の数と相関する強度レベルをプロットすることによって、前記リストモードデータを使用して前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
【請求項67】
前記ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項68】
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項69】
前記リストモードデータが、前記サンプリングされた放射事象からの個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項70】
前記第１のＰＥＴ画像が、前記標的領域の経時的に取得された複数のＰＥＴ画像を含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項71】
前記標的領域の場所が、運動軌道に沿って時間とともに変化し、前記複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、請求項７０に記載の方法。
【請求項72】
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、各フェーズについて、前記第１のＰＥＴ画像として代表的なＰＥＴ画像を選択し、前記ＰＥＴ画像を、各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することによって、各フェーズに対するリストモードデータを生成し、前記プロットから放射事象をサンプリングし、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サンプリングされた放射事象をシリアル化することと、を更に含む、請求項７１に記載の方法。
【請求項73】
各フェーズについて、そのフェーズに対する前記リストモードデータから導出されたサイノグラムを生成することを更に含む、請求項７２に記載の方法。
【請求項74】
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、請求項７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項75】
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、請求項７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項76】
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、請求項７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項77】
前記リストモードデータが、複数の放射事象を含み、各放射事象が、各放射事象に対するＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、請求項６６～７６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項78】
前記第１のＰＥＴ画像が、飛行時間ＰＥＴ画像である、請求項６６～７７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項79】
ＰＥＴ画像を合成応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、各画素の強度がその画素の場所に対応する空間座標を有する放射事象の数と相関するＰＥＴ画像から陽電子対消滅光子放射事象をサンプリングすることと、
各サンプリングされた放射事象に対する検出角度を選択することと、
前記空間座標及び各サンプリングされた放射事象に対する前記選択された検出角度に基づいてオフセットを決定することと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることと、
各放射事象に対する前記検出角度、オフセット、及びタイムスタンプを組み合わせることによって、合成リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
【請求項80】
前記放射事象をサンプリングすることが、放射事象の数を確率分布関数に変換することと、累積分布関数（ＣＤＦ）及び逆ＣＤＦを決定することと、生成された前記逆ＣＤＦから放射事象をランダムに選択することと、を含む、請求項７９に記載の方法。
【請求項81】
前記検出角度を選択することが、０度～３６０度の範囲の角度をランダムに選択することを含む、請求項７９又は８０に記載の方法。
【請求項82】
画素の前記空間座標及び対応する前記放射事象が、ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚの座標を含み、前記オフセットが、前記ＩＥＣ－Ｘ座標、ＩＥＣ－Ｚ座標、及び前記選択された検出角度を使用して決定される、請求項７９～８１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項83】
前記放射事象にタイムスタンプを割り当てる前に、放射事象であって、その空間座標、選択された検出角度、及び決定されたオフセットを有する、放射事象に対応するＬＯＲが、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器と交差するかどうかを決定することを更に含む、請求項７９～８２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項84】
前記タイムスタンプを割り当てることが、ポアソン統計に従って、放射事象間の時間間隔を選択することを含む、請求項７９～８３のいずれか一項に記載の方法。
【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、２０２１年１０月２１日に出願された米国仮特許出願第６３／２７０，４０４号、及び２０２２年７月２６日に出願された米国仮特許出願第６３／３９２，４４６号に対する優先権を主張するものであり、それらの開示は参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
本出願は、２０２１年１０月２１日に出願された米国仮特許出願第６３／２７０，４０４号、及び２０２２年７月２６日に出願された米国仮特許出願第６３／３９２，４４６号に対する優先権を主張するものであり、それらの開示は参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
【0002】
生物学的誘導放射線療法の適合性を決定するためのシステム及び方法が本明細書に開示される。また、ＰＥＴ画像をシミュレートされたリストモード応答線（ＬＯＲ）データに変換するための方法が本明細書に開示される。
【背景技術】
【0003】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）は、ＰＥＴ放射を使用して放射線療法送達をリアルタイムで誘導する。ＢｇＲＴは、陽電子放出放射性トレーサー（１８－Ｆフルオロデオキシグルコース又はＦＤＧなど）からの陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データの収集及び処理に基づいて放射線量送達を可能にする。腫瘍は、健常な細胞よりも大幅にトレーサーを取り込み、近くの電子と対消滅する陽電子を放出して、対消滅事象から反対方向に移動する一対のほぼ同一直線の５１１ｋｅＶ光子である応答線（ＬＯＲ）を生成する。ＰＥＴ検出器は、腫瘍の場所についての情報を提供し得るこれらのＬＯＲを感知する。このようにして、ＢｇＲＴは、標的運動を考慮するために、リアルタイムで線量送達を標的化、追跡、及び調整するために、放射性トレーサー取り込みを利用する。
【0004】
患者に対してＢｇＲＴを使用する適合性は、がんのタイプ、腫瘍の場所、腫瘍のサイズ、腫瘍がトレーサーをどの程度吸収するか、及びこれらの因子の様々な組み合わせなどの、様々な因子に依存し得る。したがって、ＢｇＲＴの適用を成功させるためには、ＢｇＲＴの適合性を決定するためのプロセスを確立することが重要である。したがって、そのような決定を行うためのシステム及び方法が望ましいことになる。
【発明の概要】
【0005】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法が本明細書に開示される。一変形例では、方法は、診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することを含み得る。シミュレートされた撮像データ及び診断的ＰＥＴ撮像データは、トレーサーからのＰＥＴ信号を表し得る。更に、シミュレートされた撮像データに基づいて、方法は、腫瘍に対するコントラストノイズ比を示す第１の測定基準、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準、及び腫瘍に対する推定された放射線量を示す第３の測定基準を決定することを含み得る。追加的に、方法は、第１、第２、及び第３の測定基準に基づいて、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定することを含み得る。いくつかの変形例は、第１の測定基準値、第２の測定基準値、及び第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することを含み得る。
【0006】
診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴセッション中に取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換する方法も本明細書に開示される。一変形例では、方法が、ＰＥＴ画像データを取得するために使用されたＰＥＴ撮像システムの感度に対して、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の感度を較正することと、サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、予想されるカウントを修正することと、を含み、パラメータが、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の効率及びデータを収集するためにＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の感度を少なくとも含む。更に、方法は、ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、予想されるカウントを修正することと、修正された予想されるカウントに基づいて、シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含み得る。
【0007】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法が本明細書に開示される。方法は、診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することであって、シミュレートされた撮像データ及び診断的ＰＥＴ撮像データが、トレーサーからのＰＥＴ信号を表す、変換することを含む。更に、シミュレートされた撮像データに基づいて、方法は、腫瘍に対するコントラストノイズ比を示す第１の測定基準、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準、及び腫瘍に対する放射線量を示す第３の測定基準を決定することを含む。方法はまた、第１、第２、及び第３の測定基準に基づいて、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定することを含む。いくつかの変形例は、シミュレートされた撮像データを使用して、第１の測定基準、第２の測定基準、及び第３の測定基準を計算することを含み得る。方法は、第１の測定基準値、第２の測定基準値、及び第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することを含み得る。
【0008】
いくつかの変形例では、方法が、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得することと、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴを実施するときに取得された画像と一致する（代替的に、又は追加的に、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された撮像データと一致する）新しいシミュレートされた撮像データに変換することと、新しいシミュレートされた撮像データに基づいて、腫瘍に対するコントラスト正規化信号を示す新しい第１の測定基準値を計算することと、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す新しい第２の測定基準値を計算することと、腫瘍の体積に対する放射線量を示す新しい第３の測定基準値を計算することと、を含む。方法はまた、新しい第１、新しい第２、及び新しい第３の測定基準に基づいて、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定することを含む。方法は、新しい第１の測定基準値、新しい第２の測定基準値、及び新しい第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することを含み得る。
【0009】
いくつかの変形例では、方法は、新しい第１の測定基準値と第１の測定基準値との間の差、新しい第２の測定基準値と第２の測定基準値との間の差、及び新しい第３の測定基準値と第３の測定基準値との間の差に更に基づいて、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定することを含む。
【0010】
方法のいくつかの変形例では、追加の診断的ＰＥＴ撮像データが、ＢｇＲＴ治療を実施する前に取得され、ＢｇＲＴ治療が、方法の一部を形成しない。
【0011】
方法のいくつかの変形例では、第１の測定基準が、標的領域における平均信号＜Ｔｓ＞と、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞との間の差を、バックグラウンド領域における信号の分散σＢｇで除算したもの、（＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞）／σＢｇとして決定される。
【0012】
方法のいくつかの変形例では、標的領域における信号Ｔｓが、臨床標的体積（及び／又は計画標的体積）の一部分で計算され、ＰＥＴ信号の値が、臨床標的体積で測定されるＰＥＴ信号のピーク値の標的閾値パーセント未満である。
【0013】
方法のいくつかの変形例では、標的閾値パーセントが、５０パーセントである。
【0014】
方法のいくつかの変形例では、第１の測定基準が、標的領域（ＰＴＶ）の活性濃度中央値を、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞で除算したもの：ＡＣ中央値［ＰＴＶ］／＜Ｂｇ＞として決定される。
【0015】
方法のいくつかの変形例では、Ｂｇが、シェル領域にわたって計算され、シェル領域が、生物学的標的化ゾーンの一部分であり、臨床標的体積の一部ではない。
【0016】
方法のいくつかの変形例では、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定することは、コントラスト正規化信号が、信号に必要な閾値を上回っていることと、ＰＥＴトレーサー活性濃度が、最小濃度閾値を上回っていることと、決定された放射線量が、事前に定義された線量範囲内であることと、を決定することを含む。
【0017】
方法のいくつかの変形例では、事前に定義された線量範囲が、有界線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）の上限ＤＶＨ曲線及び下限ＤＶＨ曲線によって表される。
【0018】
方法のいくつかの変形例では、ＢｇＲＴを使用する適合性が示されていない場合、方法が、診断的ＰＥＴ撮像データを取得するために使用されるＰＥＴトレーサーのタイプとは異なるタイプのＰＥＴトレーサーを使用して、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得することを含む。いくつかの変形例では、追加の診断的ＰＥＴ撮像データが、以前の撮像セッションで以前に生成又は取得され、コントローラメモリに記憶され得る。別の変形例では、異なるタイプのＰＥＴトレーサーが、方法を実施する前に患者に導入され得る。したがって、その導入は、方法の一部を形成しない。
【0019】
方法のいくつかの変形例では、第１の測定基準が、ＣＴ撮像を使用して腫瘍の視覚的表現を取得することによって更に検証される。
【0020】
方法のいくつかの変形例では、放射線量が、腫瘍組織の所与の体積分率に対して許容可能な放射線量を決定する関数を含む。
【0021】
いくつかの変形例では、方法が、シミュレートされた撮像データを、一対の検出器要素間の単一応答線（ＬＯＲ）データに変換することを更に含む。
【0022】
いくつかの変形例では、方法が、ＢｇＲＴ計画を生成することを更に含み、ＢｇＲＴ計画が、識別された標的領域と、ＰＥＴ撮像データを放射線フルエンスマップに変換し、結果的に、識別された組織に送達される所定の線量をもたらす、発射フィルタと、を含む。
【0023】
方法のいくつかの変形例では、診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像（ＢｇＲＴを実施するときに取得される画像）と一致するシミュレートされた撮像データに変換することが、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の感度を較正することと、ＰＥＴ撮像データに基づいてサイノグラムを生成することであって、生成することが、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）データを使用して減衰を補正することを含む、生成することと、サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、予想されるカウントを修正することと、ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、予想されるカウントを修正することと、修正された予想されるカウントに基づいて、シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む。パラメータが、ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するためにＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含み得る。
【0024】
方法のいくつかの変形例では、診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像（ＢｇＲＴを実施するときに取得される画像）と一致するシミュレートされた撮像データに変換することが、ＰＥＴ検出器シンチレータ内の光子散乱をモデル化することによって、ＰＥＴ撮像データに基づいてサイノグラムを決定することを更に含む。
【0025】
方法のいくつかの変形例では、ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな同時発生に基づく。
【0026】
方法のいくつかの変形例では、ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな検出事象に基づく。
【0027】
方法のいくつかの変形例では、サイノグラムが、サイノグラムを腫瘍を含む視野まで切り詰めることによって補正される。
【0028】
方法のいくつかの変形例では、標的視野が、５０センチメートルのサイズを有する。
【0029】
更に、診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された（例えば、ＢｇＲＴセッション中に取得された）画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換する方法であって、方法が、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の感度を較正することと、サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、予想されるカウントを修正することであって、パラメータが、ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するためにＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、予想されるカウントを修正することと、修正された予想されるカウントに基づいて、シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む。
【0030】
方法のいくつかの変形例では、予想されるカウントが、シミュレートされた撮像データに対する第２のサイノグラムに変換され、シミュレートされた撮像データが、フィルタ補正逆投影を介して第２のサイノグラムから再構成される。
【0031】
方法のいくつかの変形例では、フィルタ補正逆投影が、ＢｇＲＴ放射線療法システムからの経験的データを利用する。
【0032】
更に、第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法が本明細書に開示される。方法は、標的領域の第１のＰＥＴ画像をサイノグラムに変換することと、サイノグラムからＬＯＲをサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることによって、サイノグラムからリストモードデータを生成し、サンプリングされたＬＯＲをリストモードＬＯＲデータにシリアル化することであって、各サンプリングされたＬＯＲが、対応するタイムスタンプを有する、シリアル化することと、リストモードＬＯＲデータをフィルタリング及び逆投影することによって、標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む。
【0033】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む。
【0034】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器の構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む。
【0035】
方法のいくつかの変形例では、リストモードＬＯＲデータが、個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む。
【0036】
方法のいくつかの変形例では、第１のＰＥＴ画像が、三次元（３Ｄ）又は四次元（４Ｄ）ＰＥＴのうちの１つを含む第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得される。
【0037】
方法のいくつかの変形例では、第１のＰＥＴ画像が、仮想ファントムの３Ｄ又は４Ｄコンピュータ生成ＰＥＴ画像である。
【0038】
方法のいくつかの変形例では、第１のＰＥＴ画像が、解剖学的構造の一部分に対して取得される。
【0039】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の場所が、解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される。
【0040】
方法のいくつかの変形例では、第１のＰＥＴ画像が、経時的に取得された複数のＰＥＴ画像の平均である。
【0041】
いくつかの変形例では、方法が、運動軌道に沿った標的領域の場所に基づいて、複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、各フェーズについて、対応するＰＥＴ画像フェーズから、代表的なＰＥＴ画像を第１のＰＥＴ画像として選択することと、を更に含む。
【0042】
いくつかの変形例では、方法が、生成された第２のＰＥＴ画像を、対応するＰＥＴ画像フェーズと関連付けられたデータレコードとして保存することを更に含む。
【0043】
方法のいくつかの変形例では、代表的なＰＥＴ画像が、対応するＰＥＴ画像フェーズからのＰＥＴ画像の平均である。
【0044】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、呼吸運動軌道である。
【0045】
いくつかの変形例では、方法が、リストモードＬＯＲデータから導出された各フェーズに対するサイノグラムを再構成することを更に含む。
【0046】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、蠕動運動軌道である。
【0047】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である。
【0048】
方法のいくつかの変形例では、リストモードＬＯＲデータが、ＬＯＲを含み、各ＬＯＲが、ＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する。
【0049】
更に、ＰＥＴ画像をシミュレートされたリストモード応答線（ＬＯＲ）データに変換するための方法が本明細書に開示される。方法は、第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得されたＰＥＴ画像内の標的領域のための計画スキャンパラメータを決定することと、生物学的誘導放射線療法ＢｇＲＴシステムパラメータを決定することと、計画スキャンパラメータ及びＢｇＲＴシステムパラメータに基づいて、ＰＥＴ画像から各ビームステーションに対するサイノグラムを生成することと、各ビームステーションに対するサイノグラムを、事前較正されたスケーリング係数を使用して、個々の応答線（ＬＯＲ）の第２のサイノグラムに変換することと、各ビームステーションに対して第２のサイノグラムを修正して、第２のＰＥＴ撮像システムに対する選択されたアーチファクトを含めることと、（例えば、各ビームステーションについて）第２のサイノグラムからＬＯＲをサンプリングすることによって、リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む。
【0050】
方法のいくつかの変形例では、各サンプリングされたＬＯＲについて、タイムスタンプが、逆累積指数密度関数を使用してサンプリングされる。
【0051】
方法のいくつかの変形例では、計画スキャンパラメータが、ビームステーション場所、ビームステーション滞留時間、ビームステーション当たりのガントリ回転数、ビームステーション数、及び治療照射面を通過するカウチの数のうちの少なくとも１つを含む。
【0052】
方法のいくつかの変形例では、ＢｇＲＴシステムパラメータが、ＰＥＴ検出器の幾何学的形状、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む。
【0053】
方法のいくつかの変形例では、選択されたアーチファクトが、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む。
【0054】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の場所が、解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される。
【0055】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、呼吸運動軌道である。
【0056】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、蠕動運動軌道である。
【0057】
方法のいくつかの変形例では、標的領域の運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である。
【0058】
更に、ＰＥＴ画像をシミュレートされた応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法が本明細書に開示される。方法は、標的領域のＰＥＴ画像からサイノグラムを生成することと、生成されたサイノグラムに基づいてリストモードＬＯＲデータを生成することであって、リストモードＬＯＲデータが、シミュレートされたＬＯＲのリストを含み、シミュレートされたＬＯＲのリストが、放射事象のサンプル（例えば、放射事象のランダムなサンプル）に基づいて生成される、生成することと、を含む。
【0059】
方法のいくつかの変形例では、放射事象のサンプルが、逆変換サンプリング方法を使用して生成され、逆変換サンプリング方法が、生成されたサイノグラムによって表される放射事象を特性評価する累積密度関数に基づく。
【0060】
方法のいくつかの変形例では、逆変換サンプリング方法が、放射事象の可能性を表すゼロ～１の間隔で均一に分布した乱数を使用し、各乱数について、累積密度関数の逆数が、サイノグラムビン及び関連するシミュレートされたＬＯＲを決定するために計算される。
【0061】
いくつかの変形例では、方法は、シミュレートされたＬＯＲを修正して、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることを含む。
【0062】
いくつかの変形例では、方法は、フィルタ補正逆投影法及びリストモードＬＯＲデータを使用して、標的領域のシミュレートされたＰＥＴ画像を生成することを含む。
【0063】
方法のいくつかの変形例では、リストモードＬＯＲデータが、タイムスタンプデータ［ｔｓ］、２つの記録された放射事象［ｄｔ］間の時間差、及びガントリの位置［ｌｐｏｓ］を含む。
【0064】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ撮像システム（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム）は、標的領域を中心として回転可能である第１の検出弧及び第２の検出弧を備え得る。更に、シミュレートされたＬＯＲが、第１の及び第２の検出弧の角度位置に対応する各時間間隔に対して計算され、第１及び第２の検出弧によって検出されない放射事象と関連付けられたシミュレートされたＬＯＲが、破棄される。
【0065】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、ＰＥＴ検出器における散乱を考慮することを含む。
【0066】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む。
【0067】
方法のいくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、ＰＥＴ検出器の視野の縁におけるより低い光子捕捉、ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む。
【0068】
いくつかの変形例では、方法が、標的領域を形成する媒体の減衰特性を含めることを含む。
【0069】
方法のいくつかの変形例では、減衰特性が、標的領域のコンピュータ断層撮影スキャンに基づいて決定される。
【0070】
いくつかの変形例では、方法が、リストモードＬＯＲデータに基づいて、標的領域に対する放射線療法治療計画を生成することを含む。
【0071】
いくつかの変形例では、上記の様々な方法に対して、リストモードデータが各ビームステーションに対して生成される。
【0072】
第１のＰＥＴ画像、例えば、飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴ画像に基づいて、第２のＰＥＴ画像をシミュレートする方法も本明細書に開示される。方法は、標的領域の第１のＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像内の各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することと、プロットから放射事象をサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることと、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、サンプリングされた放射事象をシリアル化することによって、プロットからリストモードデータを生成することと、各画素において、その画素における放射事象の数と相関する強度レベルをプロットすることによって、リストモードデータを使用して標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含み得る。ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含み得る。ＰＥＴ検出器の構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含み得る。いくつかの変形例では、リストモードデータが、サンプリングされた放射事象からの個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含み得る。いくつかの変形例では、第１のＰＥＴ画像が、経時的に標的領域から取得された複数のＰＥＴ画像を含み得る。例えば、標的領域の場所が、運動軌道に沿って時間とともに変化し得、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得され得る。例えば、標的領域の運動軌道が、呼吸運動軌道、及び／又は蠕動運動軌道、及び／又は任意のユーザ定義の運動軌道であり得る。いくつかの変形例では、方法は、運動軌道に沿った標的領域の場所に基づいて、複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、各フェーズについて、第１のＰＥＴ画像として代表的なＰＥＴ画像を選択し、ＰＥＴ画像を、各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することによって、各フェーズに対するリストモードデータを生成し、プロットから放射事象をサンプリングし、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、サンプリングされた放射事象をシリアル化することと、を更に含み得る。任意選択的に、方法が、各フェーズについて、そのフェーズに対するリストモードデータから導出されたサイノグラムを生成することを含み得る。いくつかの変形例では、リストモードデータが、複数の放射事象を含み得、各放射事象が、各放射事象に対するＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する。
【0073】
ＰＥＴ画像から合成ＬＯＲを生成するための方法も本明細書に説明される。方法の一変形例は、ＰＥＴ画像から陽電子対消滅光子放射事象をサンプリングすることと、各サンプリングされた放射事象に対する検出角度を選択することと、空間座標及び各サンプリングされた放射事象に対する選択された検出角度に基づいてオフセットを決定することと、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることと、各放射事象に対する検出角度、オフセット、及びタイムスタンプを組み合わせることによって、合成リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含み得る。初期ＰＥＴ画像が、ＴＯＦ ＰＥＴ画像又は任意のＰＥＴ画像であり得、各画素の強度が、その画素の場所に対応する空間座標を有する放射事象の数と相関する。いくつかの変形例では、放射事象をサンプリングすることが、放射事象の数を確率分布関数に変換することと、累積分布関数（ＣＤＦ）及び逆ＣＤＦを決定することと、生成された逆ＣＤＦから放射事象をランダムに選択することと、を含み得る。検出角度を選択することが、０度～３６０度の範囲の角度をランダムに選択することを含み得る。画素の空間座標及び対応する放射事象が、ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚの座標を含み得、オフセットが、ＩＥＣ－Ｘ座標、ＩＥＣ－Ｚ座標、及び選択された検出角度を使用して決定され得る。いくつかの変形例では、方法が、放射事象にタイムスタンプを割り当てる前に、放射事象（その空間座標、選択された検出角度、及び決定されたオフセットを有する）に対応するＬＯＲが、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器と交差するかどうかを決定することを更に含み得る。いくつかの変形例では、各放射事象にタイムスタンプを割り当てることが、ポアソン統計に従って放射事象間の時間間隔を選択することを含み得る。
【0074】
上述の一般的な説明及び以下の詳細な説明は、単に例示的及び説明的なものであり、特許請求の範囲を限定するものではない。
【図面の簡単な説明】
【0075】
【図1】放射線療法システムの一変形例のブロック図である。
【図2A】放射線療法システムの一変形例である。
【図2C】複数のビームステーションを有する放射線療法システムの一変形例の概略図である。
【図2D】ＰＥＴ撮像システム（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム）の一変形例の斜視図である。
【図2F】対応する応答線（ＬＯＲ）を有する一連の陽電子対消滅光子放射事象の一例である。
【図2G】単一放射事象のサイノグラムデータ点である。
【図2H】組織の単一体積又はボクセルからの複数の放射事象のサイノグラムである。
【図3】生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）処置の適合性を決定するための例示的な方法である。
【図4A】第１のＰＥＴ画像に基づいて標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成するための例示的な方法である。
【図4B】例示的なＰＥＴ画像及びサイノグラムである。
【図4C】シミュレートされた撮像データの決定に影響するパラメータの例示的なリストである。
【図5A】診断的ＰＥＴ撮像データを使用して本明細書に開示される方法によって生成されたシミュレートされた撮像データを示す。
【図5B】診断的ＰＥＴ撮像データを使用して本明細書に開示される方法によって生成されたシミュレートされた撮像データを示す。
【図6A】シェル領域によって取り囲まれ、臨床標的体積（ＣＴＶ）及び計画標的体積（ＰＴＶ）を含む、生物学的追跡ゾーン（ＢＴＺ）の概略図である。
【図6B】従来の定位体放射線療法（ＳＢＲＴ）によって使用されるＰＴＶ及びＣＴＶの概略図である。
【図6C】ＢｇＲＴによって使用される運動エンベロープゾーンを更に含むＢＴＺの概略図である。
【図7】計算された放射線量が許容可能な臨床限界内であるかどうかを決定するための例示的な方法である。
【図8】ＢｇＲＴの適合性を評価するための方法の一変形例のフローチャートである。
【図9】例示的な線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）である。
【図10】有界線量体積ヒストグラム（ｂＤＶＨ）の例である。
【図11】シミュレートされたＤＶＨ曲線を更に含む有界線量体積ヒストグラム（ｂＤＶＨ）の別の例である。
【図12A】ＢｇＲＴ治療の適合性を決定するための例示的な方法である。
【図12B】ＢｇＲＴ処理前のＢｇＲＴ処理の適合性を検証する例示的な方法である。
【図12C】ＢｇＲＴ処理中のＢｇＲＴ処理の適合性を検証する例示的な方法である。
【図13A】第１のＰＥＴ画像から第２のＰＥＴ画像を生成する例示的な方法である。
【図13B】第１のＰＥＴ画像から第２のＰＥＴ画像を生成する例示的な方法である。
【図14A】リストモードＬＯＲデータを生成する例示的な方法である。
【図14B】シミュレートされたサイノグラムの生成を説明する例示的な図である。
【図15A】サイノグラムからＬＯＲをシリアル化して、合成リストモードＬＯＲデータを生成する例示的な方法である。
【図15B】例示的なサイノグラムスライス及びサイノグラムビンである。
【図15C】逆累積分布関数を作成することによってサンプリング曲線を生成する例示的な方法である。
【図15D】累積分布関数を生成する例示的なアプローチである。
【図15E】累積分布関数を生成する例示的なアプローチである。
【図15F】逆累積分布関数を使用してＬＯＲをサンプリングする例示的な方法である。
【図15G】例示的な累積分布関数及び逆累積分布関数を図示する。
【図16A】ＰＥＴ画像を使用して合成リストモードＬＯＲデータを生成する例示的な方法である。
【図16B】ＬＯＲのオフセットＳを決定するための例示的な図である。
【図16C】ＰＥＴ画像を使用して合成リストモードＬＯＲデータを生成する別の例示的な方法である。
【図16D】ＰＥＴ画像を使用して合成リストモードＬＯＲデータを生成する別の例示的な方法である。
【図18】各々が異なる数のＬＯＲカウントを有するいくつかのサイノグラムの例である。
【図19】四次元ＰＥＴ画像から取得されたサイノグラムをフェーズに分離するための例示的なアプローチである。
【発明を実施するための形態】
【0076】
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）は、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）検出器から取得された画像データ（例えば、撮像データ、画像）に依存して、放射線を腫瘍のリアルタイム場所に向ける。ＰＥＴ画像は、トレーサーからのＰＥＴ信号を表す。例えば、ＰＥＴ画像は、組織の所与のボクセル内のＰＥＴトレーサーの濃度に対応する画素の陰影（又は色）（本明細書では、画素の輝度又は強度とも呼ばれる）を有する、複数のグレースケール（又は色付き）画素から構成され得る。例えば、ＰＥＴ画像において明るく見える、すなわち、高強度値を有するボクセルは、組織の対応する部分が高濃度のＰＥＴトレーサーを含有することを示し得るが、一方で、ＰＥＴ画像において暗く見える、すなわち、低強度値を有するボクセルは、組織の対応する部分が低濃度のＰＥＴトレーサーを含有することを示し得る。本明細書に説明される例では、ＰＥＴトレーサーの濃度はまた、組織内の陽電子放出活性の量が、その組織によって取り込まれるＰＥＴトレーサーの量と相関し得るため、ＰＥＴトレーサー活性濃度（ＡＣ）とも呼ばれ得る。ＰＥＴ画像は、ＰＥＴ画像の色（又はグレースケール値）をＰＥＴトレーサーの濃度を表す数値凡例にマッピングする凡例を含み得る。いくつかの変形例では、三次元器官の異なる断面についてＰＥＴ画像が取得され得る。更に、ＰＥＴ画像は、三次元表面として処理及び図示され、及び／又は一定の濃度のＰＥＴトレーサー（例えば、等輪郭）を表す輪郭線を含み得る。ＰＥＴ画像はトレーサー技術を利用し、好適なＰＥＴトレーサーは、フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）を含み得る。括弧内に放射性同位体を有するＰＥＴトレーサーの例としては、酢酸塩（Ｃ－１１）、コリン（Ｃ－１１）、フルオロデオキシグルコース（Ｆ－１８）、フッ化ナトリウム（Ｆ－１８）、フルオロ－エチル－スピペロン（Ｆ－１８）、メチオニン（Ｃ－１１）、前立腺特異的膜抗原（ＰＳＭＡ）（Ｇａ－６８）、ＤＯＴＡＴＯＣ、ＤＯＴＡＮＯＣ、ＤＯＴＡＴＡＴＥ（Ｇａ－６８）、フロルベタベン、フロルベタピル（Ｆ－１８）、ルビジウム（Ｒｂ－８２）クロリド、アンモニア（Ｎ－１３）、ＦＤＤＮＰ（Ｆ－１８）、Ｏｘｙｇｅｎ－１５標識水、及びＦＤＯＰＡ（Ｆ－１８）が挙げられ得る。他のトレーサーも当該技術分野で公知である。あるタイプのがんに応じて、特定のトレーサーが選択され得、１つのトレーサーがＢｇＲＴ処置に好適ではないと決定されるとき、別のトレーサーが使用され得ることが理解されるべきである。いくつかの変形例では、１つのトレーサーが診断に使用され得るが、一方で、別のトレーサーがＢｇＲＴ送達に使用され得る。
【0077】
トレーサーからのＰＥＴ信号は、人、がんのタイプ、及び経時的にも依存して変動するため、患者に対するＢｇＲＴの適合性を決定するプロセスが有用となる。患者に対するＢｇＲＴの適合性を決定するための方法、及びそれに対応するシステムが本明細書に開示される。いくつかの変形例では、方法は、ＢｇＲＴ治療計画（本明細書ではＢｇＲＴ計画とも呼ばれる）が患者のために生成され得、及び／又は臨床医の要件を満たし、及び／又は所定の線量を腫瘍に送達し、及び／又は患者に安全であることを確認することを含み得る。
【0078】
システム
本明細書に説明されるシステム及び方法のいくつかの変形例では、ＢｇＲＴ治療は、ＢｇＲＴ放射線療法システム（本明細書ではＢｇＲＴ機械とも呼ばれる）を使用して投与され得る。図１は、本明細書に説明される方法のうちの１つ以上とともに使用され得る放射線療法システムの変形例の機能ブロック図を図示する。放射線療法システム１００は、１つ以上の治療用放射線源１０２及び患者プラットフォーム１０４を含む。治療用放射線源は、Ｘ線源、電子源、プロトン源、及び／又はニュートロン源を含み得る。例えば、治療用放射線源１０２は、線形加速器リナック、Ｃｏｂａｌｔ－６０源、及び／又はＸ線機械を含み得る。治療用放射線源は、放射線ビームが複数の発射位置及び／又は発射角度から患者プラットフォーム上の患者に向けられ得るように、患者プラットフォームの周りで移動可能であり得る。発火位置は、放射線療法システムの患者エリアに治療用放射線を放出するときの治療用放射線源の場所である。治療用放射線源が単一平面で患者プラットフォームの周りを移動する（例えば、Ｙ軸に沿ってＸＺ平面内で円形又は円弧軌道内を移動する）放射線療法システムの例では、発射位置は、発射角度として示され得る。システムは、ある発射角度から別の発射角度に連続的に回転し得るか、又は、代替的に、ある期間、特定の発射角度で滞留し得る。いくつかの変形例では、１つの発射位置から次の発射位置への移動時間が、全体的な３６０度の回転時間と比較して十分に短い場合、１つの発射位置における滞留時間は、治療用放射線源のその発射位置への移動時間を含み得る。いくつかの変形例では、放射線療法システムは、治療用放射線源のビーム経路内に位置し得る１つ以上のビーム整形要素及び／又はアセンブリ１０６を含み得る。例えば、放射線療法システムは、リナック１０２及び放射ビームの経路内に配設されたビーム整形アセンブリ１０６を含み得る。ビーム整形アセンブリは、１つ以上の移動可能な顎及び１つ以上のコリメータを含み得る。コリメータのうちの少なくとも１つは、マルチリーフコリメータ（例えば、バイナリマルチリーフコリメータ、２－Ｄマルチリーフコリメータなど）であり得る。リナック及びビーム整形アセンブリは、リナックの位置を患者プラットフォーム及び任意選択的にビーム整形アセンブリの周りの異なる発射位置に調整するように構成された運動システムを含むガントリ又は移動可能な支持フレーム上に装着され得る。いくつかの変形例では、リナック及びビーム整形アセンブリは、１つ以上のロボットアーム、Ｃアーム、ジンバルなどを含む支持構造上に装着され得る。患者プラットフォーム１０４はまた、移動可能であってもよい。例えば、患者プラットフォーム１０４は、単一の運動軸に沿って（例えば、ＩＥＣ－Ｙ軸に沿って）直線的に患者を移動させるように構成され得、及び／又は複数の運動軸に沿って（例えば、２以上の自由度、３以上の自由度、４以上の自由度、５以上の自由度など）患者を移動させるように構成され得る。いくつかの変形例では、放射線療法システムは、ＩＥＣ－Ｙ軸、ＩＥＣ－Ｘ軸、ＩＥＣ－Ｚ軸、並びにピッチ及びヨーに沿って移動するように構成されている５－ＤＯＦ患者プラットフォームを有し得る。いくつかのシステムは、６－ＤＯＦ患者プラットフォームを有し得る。
本明細書に説明されるシステム及び方法のいくつかの変形例では、ＢｇＲＴ治療は、ＢｇＲＴ放射線療法システム（本明細書ではＢｇＲＴ機械とも呼ばれる）を使用して投与され得る。図１は、本明細書に説明される方法のうちの１つ以上とともに使用され得る放射線療法システムの変形例の機能ブロック図を図示する。放射線療法システム１００は、１つ以上の治療用放射線源１０２及び患者プラットフォーム１０４を含む。治療用放射線源は、Ｘ線源、電子源、プロトン源、及び／又はニュートロン源を含み得る。例えば、治療用放射線源１０２は、線形加速器リナック、Ｃｏｂａｌｔ－６０源、及び／又はＸ線機械を含み得る。治療用放射線源は、放射線ビームが複数の発射位置及び／又は発射角度から患者プラットフォーム上の患者に向けられ得るように、患者プラットフォームの周りで移動可能であり得る。発火位置は、放射線療法システムの患者エリアに治療用放射線を放出するときの治療用放射線源の場所である。治療用放射線源が単一平面で患者プラットフォームの周りを移動する（例えば、Ｙ軸に沿ってＸＺ平面内で円形又は円弧軌道内を移動する）放射線療法システムの例では、発射位置は、発射角度として示され得る。システムは、ある発射角度から別の発射角度に連続的に回転し得るか、又は、代替的に、ある期間、特定の発射角度で滞留し得る。いくつかの変形例では、１つの発射位置から次の発射位置への移動時間が、全体的な３６０度の回転時間と比較して十分に短い場合、１つの発射位置における滞留時間は、治療用放射線源のその発射位置への移動時間を含み得る。いくつかの変形例では、放射線療法システムは、治療用放射線源のビーム経路内に位置し得る１つ以上のビーム整形要素及び／又はアセンブリ１０６を含み得る。例えば、放射線療法システムは、リナック１０２及び放射ビームの経路内に配設されたビーム整形アセンブリ１０６を含み得る。ビーム整形アセンブリは、１つ以上の移動可能な顎及び１つ以上のコリメータを含み得る。コリメータのうちの少なくとも１つは、マルチリーフコリメータ（例えば、バイナリマルチリーフコリメータ、２－Ｄマルチリーフコリメータなど）であり得る。リナック及びビーム整形アセンブリは、リナックの位置を患者プラットフォーム及び任意選択的にビーム整形アセンブリの周りの異なる発射位置に調整するように構成された運動システムを含むガントリ又は移動可能な支持フレーム上に装着され得る。いくつかの変形例では、リナック及びビーム整形アセンブリは、１つ以上のロボットアーム、Ｃアーム、ジンバルなどを含む支持構造上に装着され得る。患者プラットフォーム１０４はまた、移動可能であってもよい。例えば、患者プラットフォーム１０４は、単一の運動軸に沿って（例えば、ＩＥＣ－Ｙ軸に沿って）直線的に患者を移動させるように構成され得、及び／又は複数の運動軸に沿って（例えば、２以上の自由度、３以上の自由度、４以上の自由度、５以上の自由度など）患者を移動させるように構成され得る。いくつかの変形例では、放射線療法システムは、ＩＥＣ－Ｙ軸、ＩＥＣ－Ｘ軸、ＩＥＣ－Ｚ軸、並びにピッチ及びヨーに沿って移動するように構成されている５－ＤＯＦ患者プラットフォームを有し得る。いくつかのシステムは、６－ＤＯＦ患者プラットフォームを有し得る。
【0079】
図１に示される変形例では、放射線療法システム１００はまた、治療放射線源１０２、ビーム整形要素又は組立品１０６、患者プラットフォーム１０４、及び１つ以上の画像システム１０８（例えば、１つ以上の撮像システム）と通信するコントローラ１１０を含む。
【0080】
撮像システム１０８は、ＢｇＲＴ療法セッションの前及び／又は間にＰＥＴ撮像データを取得するように構成され得るＰＥＴ撮像システムを含み得る。ＰＥＴ撮像データはまた、ＰＥＴ－ａｖｉｄファントムを用いた品質保証セッションの一部として取得され得る。いくつかの変形例では、ＰＥＴ撮像システムは、第１のアレイの真向かいに配設される第１のアレイのＰＥＴ検出器及び第２のアレイのＰＥＴ検出器を含む。ＰＥＴ検出器の第１及び第２のアレイは、互いに正反対の２つの弧として配置され得、各々が、患者治療領域の周りに９０°のスパンを有し得る。ＰＥＴ検出器弧は、ガントリの周りにリング全体を含まない場合があり、代わりに、治療用放射線源が２つの部分リング又は弧の間に位置する部分リングであってもよい。いくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器は、飛行時間ＰＥＴ検出器であり得、これは、陽電子対消滅事象の場所を識別するのを助け得る。代替的に、又は追加的に、撮像システム１０８は、ｋＶ Ｘ線源及びｋＶ検出器を有するｋＶ撮像システムなどのＣＴ撮像システムを含み得る。ｋＶ検出器は、ｋＶ Ｘ線源にわたって位置し得る。任意選択的に、ｋＶ撮像システムは、ｋＶ Ｘ線源上に配設された動的マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を含み得る。放射線療法システムの追加の詳細及び例は、２０１７年１１月１５日出願の米国特許出願第１５／８１４，２２２号、及び２０１８年３月２９日出願のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１８／０２５２５２号に説明されており、それらの全体が参照により本明細書に組み込まれる。代替的に、又は追加的に、撮像システム１０８は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムを含み得る。
【0081】
コントローラ１１０は、１つ以上のプロセッサと、１つ以上のコントローラプロセッサと通信する１つ以上の機械可読メモリと、を含み得、これは、本明細書に説明される方法のいずれかを実行又は実施するように構成され得る。１つ以上の機械可読メモリは、プロセッサに、１つ以上の治療計画（例えば、ＢｇＲＴ治療計画、ＳＢＲＴ／ＩＭＲＴ治療計画など）、治療計画及び／又は臨床目標に基づく放射線フルエンスマップの計算、フルエンスマップの放射線療法システム命令（例えば、ガントリ、治療用放射線源、ビーム整形アセンブリ、患者プラットフォーム、及び／又は放射線療法システムの任意の他の構成要素の動作を指示し得る）へのセグメント化、標的領域の場所を更新するための反復計算、治療計画及び／又は放射線送達と関連付けられた画像及び／又はデータ処理、異なるＰＥＴ撮像システムからのＰＥＴ画像をシミュレートすること、ＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像と対応するシミュレートされたか又は合成応答線（ＬＯＲ）に変換することなどの、システムと関連付けられたモジュール、プロセッサ、及び／又は関数を実行させる命令を記憶し得る。いくつかの変形例では、メモリは、治療計画データ（例えば、治療計画発射フィルタ、フルエンスマップ、計画画像、治療セッションＰＥＴプレスキャン画像、並びに／又は初期ＣＴ、ＭＲＩ、及び／若しくはＸ線画像）、治療セッションの前及び間に撮像システム１０８によって取得された撮像データ、新しく取得された撮像データを使用して標的領域の場所を識別するための命令、並びに導出されたフルエンスマップを送達するための命令（例えば、治療用放射線源、ビーム整形アセンブリ、及び患者プラットフォームを連携して動作させるための命令）を記憶し得る。いくつかの変形例では、１つ以上のメモリはまた、限定されるものではないが、コントラストノイズ比（正規化された腫瘍信号とも呼ばれ得る）、トレーサー活性濃度、及び／又は放射線量測定基準のうちの１つ以上を含む、ＰＥＴ測定基準値（例えば、取得されたデータ及び／又は閾値測定基準値を使用して計算された測定基準値）を記憶し得る。これらのＰＥＴ測定基準値は、ＢｇＲＴ計画及び治療ワークフローの一部として使用されて、治療を進めるか、又は一時停止するかを決定し得る。放射線療法システムのコントローラは、有線又は無線通信チャネルによって他のシステムに接続され得る。例えば、放射線療法システムコントローラは、フルエンスマップ、発射フィルタ、初期及び／又は計画画像（例えば、ＣＴ画像、ＭＲＩ画像、ＰＥＴ画像、４－Ｄ ＣＴ画像）、患者データ、シミュレートされたＰＥＴ画像、ＰＥＴ画像に対応するシミュレートされたＬＯＲ、及び他の臨床的に関連性のある情報が放射線療法治療計画システムから放射線療法システムに転送され得るように、放射線療法治療計画システムコントローラと有線又は無線通信し得る。送達された放射線フルエンス、任意の線量計算、並びに治療セッション中に取得された任意の臨床的に関連する情報及び／又はデータは、放射線療法システムから放射線療法治療計画システムに転送され得る。この情報は、治療計画を適合させるために、及び／又は連続的な治療セッションのための放射線の送達を調整するために、放射線療法治療計画システムによって使用され得る。いくつかの変形例では、放射線療法治療計画システムは、本明細書に説明される方法、例えば、患者ＰＥＴ画像から計算されたＢｇＲＴ測定基準値が、ＢｇＲＴが適切であり得ることを示す閾値を満たすかどうかを決定するための方法を実施するように構成された１つ以上のプロセッサを有するコントローラを含み得る。放射線療法治療計画システムは、診断的ＰＥＴ画像、シミュレートされたＰＥＴ画像、対応するＰＥＴ画像に対するシミュレートされたＬＯＲ、任意のＰＥＴ画像に対するＢｇＲＴ測定基準のいずれか、ＢｇＲＴ測定基準に対する閾値などを記憶する１つ以上のメモリを含み得る。
【0082】
図２Ａは、放射線療法システム１００の一変形例を図示する。放射線療法システム１００は、患者治療領域１１２の周りを回転可能なガントリ１１０と、ガントリ上に装着された１つ以上のＰＥＴ検出器１０８と、ガントリ上に装着された治療用放射線源１０２と、治療用放射線源のビーム経路内に配設されたビーム整形モジュール１０６と、患者治療領域１１２内で移動可能な患者プラットフォーム１０４と、を含み得る。いくつかの変形例では、ガントリ１１０は、連続的に回転するガントリであり得る（例えば、３６０°を通して、及び／又は約３６０°未満の角度拡散を有する円弧で回転することができる）。ガントリ１１０は、患者治療領域１１２の周りで約２０ＲＰＭ～約７０ＲＰＭに回転するように構成され得る。例えば、ガントリ１１０は、約６０ＲＰＭで回転するように構成され得る。ガントリはまた、例えば、２０ＲＰＭ以下、１０ＲＰＭ以下、１ＲＰＭ以下のより遅い速度で回転するように構成されてもよい。ビーム整形モジュール１０６は、移動可能な顎及び動的マルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を含み得る。ビーム整形モジュールは、システムアイソセンタ（例えば、患者治療領域の中心）で１ｃｍ、２ｃｍ、又は３ｃｍの長手方向の可変コリメーション幅を提供するように配置され得る。顎は、治療用放射線源とＭＬＣとの間に位置し得るか、又はＭＬＣの下方に位置し得る。代替的に、ビーム整形モジュールは、顎の第１の部分が治療用放射線源とＭＬＣとの間に位置し、顎の第２の部分がＭＬＣの下に位置し、両方の部分が一緒に移動するように顎の第１の部分に結合される、分割顎を含み得る。治療用放射線源１０２は、患者治療領域１１２の周りの所定の発射位置（例えば、発射角度０°／３６０°～３５９°）で放射線を放出するように構成され得る。例えば、連続的に回転可能なガントリを有するシステムでは、それが回転する際に、治療用放射線源によって囲まれた円に沿った様々な角度位置（例えば、発射角度）に、約５０～約１００の発射位置（例えば、５０の発射位置、６０の発射位置、８０の発射位置、９０の発射位置、１００の発射位置など）が存在し得る。発射位置は、各発射位置間の角度変位が同じであるように均等に分布され得る。
【0083】
図２Ｂは、放射線療法システム１００の斜視構成要素図である。ここに示されるように、ビーム整形モジュールは、バイナリＭＬＣ１２２の上方に配設された一次コリメータ又は顎１０７を更に含み得る。放射線療法システムはまた、治療用放射線源１０２の反対側に位置するＭＶ Ｘ線検出器１０３を含み得る。任意選択的に、放射線療法システム１００は、ガントリ１１０を回転させることがリング１１１も回転させるように、回転可能なガントリ１１０に取り付けられるリング１１１上にｋＶ ＣＴ撮像システムを更に含み得る。ｋＶ ＣＴ撮像システムは、ｋＶ Ｘ線源１０９及びＸ線源１０９の真向かいに位置するＸ線検出器１１５を含み得る。治療用放射線源又はリナック１０２並びにＰＥＴ検出器１１８ａ及び１１８ｂは、ガントリの同じ断面平面上に装着され得るが（すなわち、ＰＥＴ検出器は、リナック及びビーム整形モジュールによって画定される治療平面と同一平面上にある）、一方で、ｋＶ ＣＴスキャナ及びリングは、異なる断面平面上に装着され得る（すなわち、治療平面と同一平面上にない）。図２Ａ及び図２Ｂの放射線療法システム１００は、ｋＶ ＣＴ撮像システムを含む第１の撮像システム、及びＰＥＴ検出器を含む第２の撮像システムを有し得る。任意選択的に、第３の撮像システムは、ＭＶ Ｘ線源及びＭＶ検出器を含み得る。これらの撮像システムのうちの１つ以上によって取得された撮像データは、Ｘ線及び／又はＰＥＴ撮像データを含み得、放射線療法システムコントローラは、取得された撮像データを記憶し、例えば、ＢｇＲＴセッションで、撮像データを使用して放射線送達フルエンスを計算するように構成され得る。いくつかの変形例は、位置センサなどの患者センサを更に含み得、コントローラは、位置センサから場所及び／又は運動データを受信し、このデータを撮像データに組み込んで、放射線送達フルエンスを計算するように構成され得る。本明細書に説明される方法のいずれかで使用され得る放射線療法システムの追加の説明は、２０１７年１１月１５日出願の米国特許第１０，６９５，５８６号に提供される。
【0084】
患者プラットフォーム１０４は、治療領域１１２内で、ＩＥＣ－Ｙに沿った別個の所定の場所に移動可能であり得る。これらの別個の所定の場所は、「ビームステーション」と呼ばれ得る。一変形例では、異なるビームステーションは、ＩＥＣ－Ｙ軸（例えば、長手方向軸）に沿ったそれらの場所によってのみ変動し得、各ビームステーションは、ＩＥＣ－Ｙに沿ったその場所によって識別され得る。代替的に、又は追加的に、ビームステーションは、患者プラットフォームのプラットフォームピッチ、ヨー、及び／又はロール位置によって変動し得る。例えば、放射線療法治療計画システムは、２００個のビームステーションを指定し得、各ビームステーションは、その隣接するビームステーションからＩＥＣ－Ｙに沿って約２ｍｍ（例えば、２．１ｍｍ）離れている。治療セッション中、放射線療法治療システムは、患者プラットフォームをビームステーションの各々に移動させ得、放射線が患者に送達されている間にビームステーションでプラットフォームを停止し得る。いくつかの変形例では、プラットフォームが２００個のビームステーションの各々に第１の方向（例えば、孔の中への）に段階化された後、プラットフォームは、２００個のビームステーションの各々に、第１の方向とは反対の第２の方向（例えば、孔の外への、逆方向の）に段階化され得、プラットフォームがビームステーションで停止されている間に放射線が患者に送達される。代替的に、又は追加的に、プラットフォームが２００個のビームステーションの各々に、放射線がビームステーションの各々で送達される第１の方向（例えば、孔の中への）に段階化された後、プラットフォームは、第１のビームステーションに戻るように逆方向に移動され得る。プラットフォームが第１のビームステーションに戻されている間、放射線は送達されない場合がある。次いで、プラットフォームは、第２の時間の間、放射線送達の第２の通過のために、第１の方向に２００個のビームステーションの各々に段階化され得る。いくつかの変形例では、プラットフォームは、放射線が患者に送達されている間、連続的に移動され得、治療用放射線の送達中にビームステーションで停止されなくてもよい。本明細書に説明される放射線療法システム及び方法のいずれかとともに使用され得る患者プラットフォームの追加の説明は、２０１７年１１月１５日出願の米国特許第１０，７０２，７１５号に提供されており、これは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
【0085】
図２Ｃは、例示的なＢｇＲＴ撮像システム、患者プラットフォーム２０４、及びビームステーション２２０のセットに従ってＩＥＣ－Ｙ方向に延在する放射線療法システム２００の概略図を示す。ビームステーション２２０は、ＰＥＴ画像が収集される、及び／又は放射線療法治療が投与される、患者プラットフォーム２０４の位置に対応する。いくつかの変形例では、複数のビームステーション２２０は、各々、距離ｄｂｓだけ別のビームから位置付けられ、ｄｂｓは、放射ビームの幅未満、例えば、数ミリメートルであり得る。例えば、ビームステーション２２０間の間隔ｄｂｓは、ＰＥＴ画像スライスのＩＥＣ－Ｙ方向に沿った間隔に対応し得る。いくつかの変形例では、ビームステーション２２０間の間隔は、典型的なＣＴ撮像システムによって取得される際の画像スライス間の間隔とほぼ同じであり得る。例えば、ビームステーション２２０間の間隔ｄｂｓは、１～６ｍｍ、例えば、約１．５ｍｍ、２ｍｍ、２．２５ｍｍ、３ｍｍなどであり得る。いくつかの変形例では、多数のビームステーションが使用され得る（例えば、数十のビームステーション、約数百のビームステーション、又は数百を超えるビームステーションが使用され得る）。
【0086】
いくつかの実施態様では、ビームステーション２２０間の距離が変動し得る。例えば、ビームステーション２２０は、スキャンセクション２３０の開始部分２３１及びスキャンセクション２３０の終了部分２３３で互いにより密接に位置付けられ得る。代替的に、ビームステーション２２０は、スキャンセクション２３０の中央部分２３２において互いにより密接に位置付けられ得る。ビームステーション間の距離は、少なくとも部分的に、患者プラットフォーム上の標的領域の場所、及び／又は計画された線量分布によって決定され得る。例えば、高線量勾配で治療平面内に患者を配置することになるプラットフォーム位置は、互いに近いビームステーションを有し得るが、一方で、低線量勾配（又は全く線量なし）で治療平面内に患者を配置することになるプラットフォーム位置は、更に離れているビームステーションを有し得る。
【0087】
ＢｇＲＴ放射線療法システムにおけるＰＥＴ撮像データの取得中の患者プラットフォーム又はカウチ運動軌道は、診断的ＰＥＴ撮像システムにおけるＰＥＴ撮像データの取得中の患者プラットフォーム又はカウチ運動軌道とは異なり得る。例えば、診断的ＰＥＴシステムは、全身ＰＥＴスキャンを取得するために５つの個別のベッド位置を使用し得るが、ＢｇＲＴ放射線療法システムは、２ｍｍ、３ｍｍ、４ｍｍなどの、数ミリメートル（ｍｍ）だけ分離されている多数の別個のビームステーション（例えば、数十の崩壊ビームステーション）を使用し得る。診断的ＰＥＴ撮像システムの撮像時間は、数分であり得るが、一方で、ＢｇＲＴ放射線療法撮像システムの撮像時間は、ビームステーション当たり数十秒（例えば、約２０秒、３０秒、４０秒など）であり得る。いくつかの変形例では、例えば、仮想解剖学的ファントムからのコンピュータ生成ＰＥＴ画像（例えば、ｘＣＡＴファントムのノイズのないＰＥＴ画像）の変動では、画定されたカウチ運動軌道がない場合がある。ビームステーションシミュレーションは、ＢｇＲＴ放射線療法システム上のＰＥＴ撮像データの取得中であり得るカウチ軌道をモデル化し得る。代替的に、別個のステップの代わりに、任意の連続的なベッド軌道がモデル化されてもよい。
【0088】
図２Ｄは、回転可能なガントリ上に位置するＰＥＴ検出器２２１及び２２２を使用したＰＥＴ撮像データ（ＬＯＲデータを含む）の例示的な取得を示す。本明細書では、検出器２２１及び２２２は、それぞれ、第１の検出弧及び第２の検出弧とも呼ばれる。検出器２２１及び２２１は、各々が９０°にわたり得る検出器の列又はリングに配置され得る。例示的な検出器の列（列１及び列ｋ）は、検出器２２１について示されている。任意の数の検出器の列（例えば、数列、数十列、又は数百列）が使用され得ることに留意されたい。
【0089】
回転ガントリを有することは全ての場合において必要ではなく、いくつかの変形例では、ＰＥＴ検出器は、連続的な完全なリングを形成してもよいことに留意されたい。ＰＥＴ画像取得中、ＰＥＴトレーサーによって放出される陽電子は、電子と対消滅し、結果的に、応答線（ＬＯＲ）又は放出経路を画定する２つのほぼ同一直線の５１１ ｋｅＶガンマ光子をもたらす。図２Ｄは、互いに反対である検出器２２１及び２２２に向かって反対方向に移動するガンマ光子２１３Ａ及び２１３Ｂを放出するＰＥＴ－ａｖｉｄ領域２１１（例えば、ＰＥＴトレーサーを取り込んだ解剖学的構造の領域）を示す。２つの光子２１３Ａ及び２１３Ｂによって画定されるＬＯＲは、検出器２２１及び２２２によって検出され得、ＬＯＲの検出パラメータが記録され得る。検出パラメータとしては、ＬＯＲ検出のタイムスタンプ（例えば、検出器がガンマ光子２１３Ａ及び２１３Ｂを受信した平均時間）、ＬＯＲの角度配向（例えば、ＬＯＲが、図２Ｄに示されるＩＥＣ－Ｘ軸を用いてなす角度、ガントリ又はＰＥＴ撮像システム視野の中心にシフトされた後のＬＯＲの角度）、ガントリの中心への垂直オフセット距離、及び／又は第１のガンマ線が検出器２２１によって検出される第１の時間Ｔ１と、第２のガンマ線が検出器２２２によって検出される第２の時間Ｔ２との間の時間差が挙げられ得る。任意選択的に、回転可能なガントリの例では、ＬＯＲの検出パラメータは、ガントリの回転場所又はインデックスを含み得る。ＰＥＴ－ａｖｉｄ領域２１１からの複数のＬＯＲは、任意の好適なアプローチ（例えば、フィルタ補正逆投影アプローチ、飛行時間（ＴＯＦ）技術、又は反復再構成技術）を使用して、陽電子対消滅事象の場所の決定を容易にし得る。図２Ｄは、ＰＥＴ撮像システム又はＢｇＲＴ放射線療法システムの孔の長手方向軸に沿って方向付けられたＩＥＣ－Ｙ軸と、ＩＥＣ－Ｙ軸に垂直に方向付けられたＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚ軸と、を含む、例示的なＩＥＣ座標系を示す。
【0090】
ガンマ線２３１及び２３２を含む例示的なＬＯＲ２３５は、組織２３６（例えば、組織のボクセル）の体積における単一の陽電子対消滅事象から生じ得、図２Ｅに示される。ＬＯＲは、角度θ１及びガントリの原点Ｏ（例えば、中心）からＬＯＲ２３５に対して垂直に引かれた距離Ｓ１によって特徴付けられるか、又は画定され得る。一変形例では、検出器２２１は、時間Ｔ１でガンマ線２３１を受信し、検出器２２２は、時間Ｔ２でガンマ線２３２を受信し、検出時間の差は、ｄｔ＝Ｔ１－Ｔ２である。いくつかの変形例では、時間窓ｄｔは、検出器２２１及び２２２によって受信された信号が特定のＬＯＲに対応するように選択される（例えば、ｄｔは、同じＬＯＲに対応する検出された信号の高い確率が存在するように十分に小さい）。時間窓ｄｔ外で受信された信号は、その特定のＬＯＲに対応するとはみなされない。いくつかのＰＥＴスキャナはまた、２つの光子の時間差に応じて、同時発生検出の「重み付け」を使用し得る。ＬＯＲ２３５に対応するガンマ線２３１及び２３２の放出された各対について、タイムスタンプｔｓが記録される。タイムスタンプは、平均時間（Ｔ１＋Ｔ２）／２として与えられ得、ＬＯＲ２３５の検出された時間を示す。
【0091】
飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴ撮像システムなどのいくつかのＰＥＴ撮像システムは、ｄｔ＝Ｔ１－Ｔ２の精密な測定を、検出器幾何学的形状の正確な知識と組み合わせて使用して、物理的空間における放射事象（本明細書では、対消滅事象とも呼ばれる）の場所を計算する。そのようなＰＥＴ撮像システムについては、画像を作成するために精緻な再構成技術を必要としない場合がある。
【0092】
いくつかの変形例では、回転ガントリの検出器２２１及び２２２は、標的回転速度でガントリの中心を中心として回転するように構成され、更に、シミュレートされたＬＯＲは、検出器２２１及び２２２の角度位置に対応する各時間間隔で検出される。回転ガントリについては、検出器２２１及び２２２の場所は、図２Ｅに示されるように、ｌｐｏｓガントリ角度によって特徴付けられる（検出器２２１及び２２２は、ガントリ上に装着され、ガントリと一緒に移動する）。いくつかの変形例では、放射事象と関連付けられたシミュレートされたＬＯＲが、放射事象時のガントリの位置に起因して検出器２２１及び２２２によって「検出可能」ではない場合（すなわち、ＬＯＲが検出器２２１、２２２のいずれとも交差しない場合）、このシミュレートされたＬＯＲは、破棄され得る。
【0093】
いくつかの変形例では、ＬＯＲデータは、サイノグラムによって図で表され得る。ＬＯＲの位置は、検出角度θ及びオフセット距離Ｓによって特徴付けられ得る（例えば、角度θ１及びＳ１が図２Ｅに示される）。サイノグラムは、１つ以上のＬＯＲの位置情報を図示するプロットであり、ＬＯＲの検出角度は、１つの軸に沿ってもよく、視野の中心からのＬＯＲのオフセットは、他方の軸に沿ってもよい。したがって、サイノグラムは、所与のＬＯＲｉについて｛θｉ、Ｓｉ｝として表され得る。サイノグラムの１つの軸（例えば、水平軸）は、ＬＯＲ検出角度θ（すなわち、ＰＥＴ検出器アレイの中心軸の１つに平行な線から測定される０～３６０度の範囲の角度）であり得る。いくつかの変形例では、角度θは、中心軸のうちの１つに平行な線から測定される特定の角度増分の離散値を含み得る）。サイノグラムの他方の軸（例えば、垂直軸）は、ＰＥＴ撮像システムの中心からのＬＯＲのオフセットであり得る（ＬＯＲから中心軸に対して垂直に測定される）。サイノグラム上の点は、ＰＥＴ撮像システム視野の中心からの特定のオフセット値を有する、特定の角度に位置するＰＥＴ検出器によって検出されたＬＯＲ事象（ＬＯＲカウントとも呼ばれる）を表し得る。
【0094】
システムパラメータは、ＰＥＴ信号取得中のＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器アレイの場所、及びビームステーションで利用可能な取得時間を指定するのを助け得る。例えば、ビームステーションの場所は、長手方向軸（すなわち、ＩＥＣ－Ｙ軸）に沿った場所を画定し得、滞留時間は、ＰＥＴ検出器がその場所でＰＥＴ信号を取得するために利用可能な時間の量を画定し得（すなわち、より長い取得時間は、結果的により多くの検出されたＬＯＲをもたらす）、回転の数及び速度に関するデータは、ＬＯＲが検出された時点におけるＰＥＴ検出器の場所を画定し得る。
【0095】
いくつかの変形例では、組織２３６の同じ体積又はボクセルは、図２Ｆに図示されるように、複数のＬＯＲをもたらす複数の陽電子を放出し得る。図２Ｇは、θ１の検出角度及びＳ１のオフセット値を有する１つのＬＯＲを図示する。ボクセル２３６からの複数のＬＯＲの各々は、異なる検出角度θ及びオフセットを有し得、各々が、図２Ｈに示されるように、座標系θ、Ｓで異なる点として表され得、サイノグラムを形成する。ここに図示されるように、サイノグラムは、同じボクセルからの複数のＬＯＲを含み、正弦プロット２３８として表され得る。それによって、単一の正弦プロット２３８は、単一のボクセルから放出されるＬＯＲのセットを表し得る。異なるボクセルからのＬＯＲは、複数の正弦プロット（正弦プロット２３８に類似）によって表され得、それによって、対消滅放出データに対する組み合わせられたサイノグラム（又は単にサイノグラム）を形成する。
【0096】
代替的に、又は追加的に、ＬＯＲデータは、ＬＯＲのリスト（すなわち、ＬＯＲリストモードデータ）として記録され得、各ｉ番目のＬＯＲｉは、記録された角度θｉ、基点までの記録された距離Ｓｉ、タイムスタンプｔｓ、及び時間差ｄｔを有する。追加のパラメータはまた、例えば、特定の構成及びタイプのＰＥＴ撮像システムに基づいて、ＬＯＲのリストの一部として記憶され得る。例えば、ＬＯＲを検出するための検出器の座標は、回転ガントリの位置（例えば、角度位置ｌｐｏｓ）及び場所ｌｐｏｓにおける時間ｔｐｏｓと一緒に記憶され得る。
【0097】
また、Ｙ軸を横断するＬＯＲが検出されたとき、それらは、通常、複数列の検出器（例えば、ｙ軸に沿った）を表す単一平面（スライス）に全て対応するＬＯＲに頻繁に「再ビニング」されることにも留意されたい。
【0098】
上述のように、収集されたＬＯＲデータは、上記のように、サイノグラム又はリストモードデータによって表され得る。ＬＯＲデータがサイノグラムによって表されるとき、サイノグラムは、セクション（サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ））に分割され得、各ビンが、ある範囲の角度
、
及びある範囲の法線距離Ｓｊ＝ｓｊ±ｄｓ、及び所与の再ビニング平面（例えば、検出器列）ｋを含有する。したがって、特定のサイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）のＬＯＲは、ほぼ同じ角度θｉ、及びほぼ同じ法線距離ｓｊ、及び同じ再ビニング平面ｋを有し得る。したがって、Ｂｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、平面ｋのＬＯＲ（ｉ、ｊ）に本質的に対応する。
【数1】
及びある範囲の法線距離Ｓｊ＝ｓｊ±ｄｓ、及び所与の再ビニング平面（例えば、検出器列）ｋを含有する。したがって、特定のサイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）のＬＯＲは、ほぼ同じ角度θｉ、及びほぼ同じ法線距離ｓｊ、及び同じ再ビニング平面ｋを有し得る。したがって、Ｂｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、平面ｋのＬＯＲ（ｉ、ｊ）に本質的に対応する。
【0099】
方法
ＢｇＲＴは、ＰＥＴトレーサー（例えば、ＰＥＴ信号、応答線、又はＬＯＲ）からのリアルタイム放出を使用して、標的領域への放射線の送達を誘導するため、ＢｇＲＴ計画のいくつかの方法は、患者特異的ＰＥＴ信号評価を含む。ＰＥＴ信号評価は、ＰＥＴ信号が放射線送達の誘導に好適である特性を有するかどうかを決定するのを助け得る。好適な特性は、活性濃度、標的領域と周囲エリアとの間のＰＥＴ撮像コントラスト、及び／又はＰＥＴ信号自体に基づく線量計算のうちの１つ以上の観点から定義され得る。いくつかの変形例では、患者特異的ＰＥＴ信号評価は、患者の病態を診断及び／又は特性評価するために使用されたＰＥＴ画像を使用して行われ得る。典型的には、そのような診断的ＰＥＴ画像は、長い画像取得時間で、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有するＰＥＴ撮像システム上で取得され、したがって、一般に、高品質であるとみなされる（例えば、標的領域と周囲組織との間に、良好な信号対雑音比、ほとんどノイズがないか、又は比較的ノイズのない高コントラストを有する）。そのようなＰＥＴ撮像システムは、本明細書では診断的ＰＥＴ撮像システムと呼ばれる。しかしながら、ＢｇＲＴに使用されるいくつかの放射線療法システム（本明細書に提供される例のいずれかなどの）は、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有しない場合がある。代わりに、そのようなＰＥＴ撮像システムは、円弧、例えば、２つの部分的なリングに配置される検出器を有し得る。結果として、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有する診断的ＰＥＴ撮像システムと比較して、取得されるＰＥＴ信号の量が低減され得る。更に、診断的ＰＥＴ撮像システム上に存在しない放射線療法システム上に搭載されているＰＥＴ撮像システムによって取得されたＰＥＴ撮像データ上に現れる信号アーチファクトが存在し得る。したがって、診断画像の特性は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム（本明細書ではＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムと呼ばれる）上で取得されたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ信号の実際の品質を反映しない場合がある。ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムは、診断的ＰＥＴ撮像システムに存在しないノイズ及び／又は撮像アーチファクトを導入し得る、比較的短いＰＥＴ信号取得時間、低減された検出器効率、より狭い若しくはより小さい視野、又は他の特徴、パラメータなどを有し得る。ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムを使用して撮影されたＰＥＴ画像は、ＢｇＲＴ送達プロセス、治療計画中、及びその後の放射線送達中に使用され得る。本明細書に提供される例は、放射線療法システム（例えば、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システム）に搭載されたＰＥＴ撮像システムの文脈で説明されているが、一方で、ＢｇＲＴ放射線療法システムに関連しない他のＰＥＴ撮像システムも、診断的ＰＥＴ撮像システムよりも低品質（例えば、より低い信号対雑音比を有する）のものであり得ることが理解されるべきである。
ＢｇＲＴは、ＰＥＴトレーサー（例えば、ＰＥＴ信号、応答線、又はＬＯＲ）からのリアルタイム放出を使用して、標的領域への放射線の送達を誘導するため、ＢｇＲＴ計画のいくつかの方法は、患者特異的ＰＥＴ信号評価を含む。ＰＥＴ信号評価は、ＰＥＴ信号が放射線送達の誘導に好適である特性を有するかどうかを決定するのを助け得る。好適な特性は、活性濃度、標的領域と周囲エリアとの間のＰＥＴ撮像コントラスト、及び／又はＰＥＴ信号自体に基づく線量計算のうちの１つ以上の観点から定義され得る。いくつかの変形例では、患者特異的ＰＥＴ信号評価は、患者の病態を診断及び／又は特性評価するために使用されたＰＥＴ画像を使用して行われ得る。典型的には、そのような診断的ＰＥＴ画像は、長い画像取得時間で、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有するＰＥＴ撮像システム上で取得され、したがって、一般に、高品質であるとみなされる（例えば、標的領域と周囲組織との間に、良好な信号対雑音比、ほとんどノイズがないか、又は比較的ノイズのない高コントラストを有する）。そのようなＰＥＴ撮像システムは、本明細書では診断的ＰＥＴ撮像システムと呼ばれる。しかしながら、ＢｇＲＴに使用されるいくつかの放射線療法システム（本明細書に提供される例のいずれかなどの）は、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有しない場合がある。代わりに、そのようなＰＥＴ撮像システムは、円弧、例えば、２つの部分的なリングに配置される検出器を有し得る。結果として、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有する診断的ＰＥＴ撮像システムと比較して、取得されるＰＥＴ信号の量が低減され得る。更に、診断的ＰＥＴ撮像システム上に存在しない放射線療法システム上に搭載されているＰＥＴ撮像システムによって取得されたＰＥＴ撮像データ上に現れる信号アーチファクトが存在し得る。したがって、診断画像の特性は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム（本明細書ではＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムと呼ばれる）上で取得されたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ信号の実際の品質を反映しない場合がある。ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムは、診断的ＰＥＴ撮像システムに存在しないノイズ及び／又は撮像アーチファクトを導入し得る、比較的短いＰＥＴ信号取得時間、低減された検出器効率、より狭い若しくはより小さい視野、又は他の特徴、パラメータなどを有し得る。ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムを使用して撮影されたＰＥＴ画像は、ＢｇＲＴ送達プロセス、治療計画中、及びその後の放射線送達中に使用され得る。本明細書に提供される例は、放射線療法システム（例えば、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システム）に搭載されたＰＥＴ撮像システムの文脈で説明されているが、一方で、ＢｇＲＴ放射線療法システムに関連しない他のＰＥＴ撮像システムも、診断的ＰＥＴ撮像システムよりも低品質（例えば、より低い信号対雑音比を有する）のものであり得ることが理解されるべきである。
【0100】
ＢｇＲＴが患者に好適であるかどうかを決定するために、図３に示されるように、ＢｇＲＴ療法セッション中に取得されたＰＥＴ撮像データと同様のＰＥＴ撮像データが、方法３００によって更に説明されるように解析され得る。方法３００は、診断的ＰＥＴ撮像システム３１０を使用して取得されたＰＥＴ撮像データから診断的ＰＥＴ画像３２１を生成すること（３５２）と、ＰＥＴ画像３２１を修正して、シミュレートされた撮像データを取得し、シミュレートされたＰＥＴ画像３２３を生成すること（３５４）と、を含み得る。シミュレートされたＰＥＴ画像３２３は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムを使用して取得されたＰＥＴ画像と一致する画像アーチファクト及びノイズを含み得る。例えば、シミュレートされた画像３２３は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器、それらの相対的配置（例えば、ＰＥＴ検出器の完全なリングの代わりに対向するＰＥＴ検出器弧の対として）、散乱（例えば、リナックから）、及びＰＥＴ撮像データが取得される様式（例えば、連続的なプラットフォーム運動の代わりに患者プラットフォームビームステーションを介して）に特異的であり得る撮像アーチファクトを含み得る。いくつかの変形例では、シミュレートされた画像３２３は、ノイズが多く、及び／又は診断的ＰＥＴ画像３２１に存在しない追加の撮像アーチファクトを有し得る。方法３００は、治療計画システム及び／又はＢｇＲＴ放射線療法システムコントローラのコントローラ又はプロセッサのデータ解析モジュール３３０を使用して、シミュレートされた画像３２３に基づいてＢｇＲＴが適切であるかどうかを決定すること（３５６）を更に含み得る。開示された変形例と一致して、データ解析モジュール３３０は、以下に更に説明されるように、コントラストノイズ比（ＣＮＲ）測定基準３３１（正規化された腫瘍信号又はＮＴＳとも呼ばれ得る）、トレーサー活性濃度測定基準３３２、及び線量ベースの測定基準３３３を評価して、患者の治療に対するＢｇＲＴの適合性を決定するように構成され得る。いくつかの変形例では、ＢｇＲＴが好適であるかどうかを決定することは、測定基準の各々を許容可能な値及び／又は許容可能な閾値と比較することを含み、測定基準のうちの１つ以上が許容可能な値の範囲内であり、かつ／又は許容可能な閾値を超える場合、コントローラは、ＢｇＲＴが適切であり得ることを示す通知を生成し得る。通知は、任意選択的に、許容可能なＢｇＲＴ測定基準値の範囲、及びシミュレートされた画像３２３から計算されたＢｇＲＴ測定基準値を含む、図解表現を含み得る。ＢｇＲＴがデータ解析モジュール３３０によって好適であると決定された場合、方法３００は、治療セッション中にＢｇＲＴを投与する前に、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００によって取得されたＰＥＴ画像のＢｇＲＴ測定基準値が依然として許容可能な閾値を満たし、及び／又は許容可能な範囲内にあることを検証すること（３５８）を更に含み得る。ＢｇＲＴの適合性を検証することは、治療セッション全体を通して１回以上発生し得る。検証の複数回の発生は、治療セッション全体を通して放射線送達の安全性を確保するのを助け得る。
【0101】
図４Ａは、ＰＥＴ画像を修正してシミュレートされた撮像データを取得し、シミュレートされたＰＥＴ画像を生成する方法４００の一変形例を図示する。この方法は、方法３００のステップ３５４のサブステップに対応し得る。方法４００は、標的領域の第１のＰＥＴ画像をサイノグラムに変換すること（４１１）を含む。例示的なＰＥＴ画像４２０及び例示的なサイノグラム４２２が図４Ｂに示される。１つの例示的な実施態様では、サイノグラム４２２は、診断的ＰＥＴ撮像システム（例えば、図３に示されるように、診断的ＰＥＴ撮像システム３１０）によって生成されるＰＥＴ画像を使用して生成され得る。
【0102】
更に、方法４００は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムの検出器と関連付けられた撮像アーチファクト及びノイズを含むように、サイノグラム４２２を修正して、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得されることになるＰＥＴ信号をシミュレートすること（４１３）を含む。更に、サイノグラム４２２は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムの検出器の構成要素特性を考慮することによって（例えば、検出器が放射性トレーサーによって放出されるガンマ線の画分のみを検出することを考慮することによって）修正され得る。修正されたサイノグラム４２４が図４Ｂに示される。方法４００は、修正されたサイノグラム４２４から標的領域の第２のＰＥＴ画像４２６（図４Ｂに示されるように）を生成すること（４１５）を更に含む。第２のＰＥＴ画像４２６は、画像処理の技術分野で利用可能な任意の好適なアプローチを使用して生成され得る（例えば、フィルタ補正逆投影、又は反復再構成技術を介して）。
【0103】
方法４００の代替的な変形例は、ＢｇＲＴ放射線療法システム上の撮像のみのセッションを含み得る。撮像のみのセッションは、ＰＥＴトレーサー（例えば、ＢｇＲＴ治療セッションで使用されることになるＰＥＴトレーサー）を患者に注入することと、治療用放射線源を使用して患者にいかなる放射線も放出することなく、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システム上のＢｇＲＴ ＰＥＴ検出器を使用してＰＥＴ撮像データを取得することと、を含み得る。撮像のみのセッション中に取得されたＰＥＴ撮像データは、ＢｇＲＴが患者に適しているかどうかを決定するために評価され得る。
【0104】
図４Ｃは、例えば、ステップ４１３で説明されるように、サイノグラムを修正するために使用され得る撮像システムパラメータ及び／又はアーチファクトを更に要約する。一変形例では、サイノグラムは、例えば、限定されたＰＥＴ検出器の感度及び／又は効率に起因して検出されない場合があるサイノグラム（例えば、ＬＯＲ）からいくつかのデータを除去することによって、第２のＰＥＴ撮像システム（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム）の感度を考慮するように修正され得る。感度及び／又は効率のそのような制限は、ＰＥＴ検出器のシンチレータ結晶によるシンチレーション光子への５１１ｋｅＶ光子の不完全な変換、及び／又はシンチレーション光子への光子検出器の感度制限から生じ得る。いくつかの変形例では、サイノグラムは、第２のＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器解像度を反映するように修正され得る。例えば、サイノグラムは、第２のＰＥＴ撮像システムの異なる数のシンチレータ結晶及び／又は光子検出器を反映するように調整され得る。追加的に、又は代替的に、サイノグラムは、第２のＰＥＴ撮像システムによるＰＥＴ信号の不均一なサンプリングを考慮するように修正され得る。例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システムの文脈では、回転ガントリ上に装着された部分リングＰＥＴ検出器に起因するＰＥＴ信号の不均一なサンプリング（診断的ＰＥＴ撮像システムで典型的に使用される検出器のリングとは対照的に）、及び／又はビームステーション取得に起因するＰＥＴ信号の不均一なサンプリング（すなわち、患者プラットフォームがＰＥＴ信号取得中に場所の別個のセットで停止される）が存在し得る。いくつかの変形例では、サイノグラムは、特定のＰＥＴトレーサーの放射性崩壊速度を考慮するように修正され得る（例えば、放射性崩壊速度は、放出される陽電子の数に影響し、したがって、全体的に検出されるＬＯＲの数に影響し得る）。代替的に、又は追加的に、サイノグラムは、ランダム光子同時発生の検出（例えば、偽同時発生は偽ＬＯＲをもたらし得る）、患者の体内の様々な組織と相互作用する際の光子の減衰及び／又は散乱から生じ得る非理想性及びアーチファクトを含むように修正され得る。
【0105】
図５Ａ及び図５Ｂは、診断的ＰＥＴ画像から生成されたシミュレートされたＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ画像の例を示す。シミュレートされたＰＥＴ画像は、いくつかのＢｇＲＴシステムのＰＥＴ撮像システムに存在する撮像アーチファクトを含み得る。シミュレートされたＰＥＴ画像における撮像アーチファクトは、以下の因子、異なる（例えば、低減された）ＰＥＴ検出器感度、スキャン時間、取得方法、及び／若しくは診断的ＰＥＴ撮像システムと比較した解像度、ポアソン統計、不均一なサンプリング、異なるレベルのシンチレータ残光、及び／若しくはＰＥＴ検出器の異なる配置（例えば、２つの弧対完全なリング）、並びに／又は図４Ｃに列挙される因子から生じるアーチファクトのうちのいずれかのうちの１つ以上の結果であり得る。いくつかの変形例では、シミュレートされたＰＥＴ画像は、診断的ＰＥＴ画像よりもノイズが多い場合がある。図５Ａは、診断的ＰＥＴ撮像システムを使用して取得された診断的ＰＥＴ画像５１１を図示する。診断的ＰＥＴ画像５１１は、例えば、長期間（例えば、数分以上）収集される診断的ＰＥＴ画像５１１に起因して、及び／又は完全なリングに配置された高感度シンチレータを使用して取得される、高解像度ＰＥＴ画像をもたらし得る。シミュレートされたＰＥＴ画像５１２（ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器によって取得されることになる撮像データをシミュレート又は近似する）は、本明細書に説明される方法のいずれかを使用して診断的ＰＥＴ画像５１１を修正することによって生成され得る。一変形例では、ＢｇＲＴ放射線療法システムは、診断的ＰＥＴ画像５１１を収集するために使用されるＰＥＴ検出器よりも小さい検出面積を有し得る２つの対向する弧（例えば、完全なリングの代わりに部分的なリング）に配置されたＰＥＴ検出器を用いて、短い持続時間（例えば、数分の一秒又は数秒）、データを収集するように構成されるため、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００のＰＥＴ検出器によって収集されたＰＥＴ画像は、診断的ＰＥＴ画像５１１よりもノイズが多い場合がある。このノイズから生じる撮像アーチファクトは、図５Ａに示されるように、シミュレートされたＰＥＴ画像５１２に見られ得る。図５Ｂは、異なる時点で同じ患者について撮影されたいくつかの診断的ＰＥＴ画像５２１及び５２２を、関連するシミュレートされたＰＥＴ画像５３２及び５３２とともに示す。
【0106】
ＰＥＴ測定基準
患者特異的ＰＥＴ信号評価のいくつかの変形例は、腫瘍に由来するＰＥＴ信号が、バックグラウンドＰＥＴ信号（周囲組織に由来し得る）と比較して評価され得るように、腫瘍及び／又は周囲組織の周りの体積及び／又は輪郭を画定することを含み得る。図６Ａは、標的領域（例えば、腫瘍）、及び周囲（例えば、バックグラウンド）組織の例を概略的に図示する。図６Ａの三次元等価物が使用され得、例示的な面積が体積に対応し得ることが理解されるべきである。いくつかの変形例では、標的領域は、腫瘍を包含する輪郭を有し得る、臨床標的体積（ＣＴＶ）領域６１１Ａとして画定され得る。ＣＴＶの輪郭は、診断撮像スキャン及び／又は他の方法（例えば、生検、リンパ節の存在など）を使用して画定され得、これは、臨床医の最良の判断において、治療される必要のある腫瘍及び周囲組織の程度を表す。ＣＴＶ６１１Ａは、図６Ａに示されるように、計画標的体積（ＰＴＶ）６１３Ａによって取り囲まれ得る。ＰＴＶ６１３Ａは、ビームアラインメントの潜在的な不確実性、又は他の不確実性（例えば、器官の変形など）を考慮するために、異方性マージンでＣＴＶ６１１Ａを囲み得る。いくつかの変形例では、ＰＴＶは、所定の線量の治療用放射線を受容することになる領域を画定する。
患者特異的ＰＥＴ信号評価のいくつかの変形例は、腫瘍に由来するＰＥＴ信号が、バックグラウンドＰＥＴ信号（周囲組織に由来し得る）と比較して評価され得るように、腫瘍及び／又は周囲組織の周りの体積及び／又は輪郭を画定することを含み得る。図６Ａは、標的領域（例えば、腫瘍）、及び周囲（例えば、バックグラウンド）組織の例を概略的に図示する。図６Ａの三次元等価物が使用され得、例示的な面積が体積に対応し得ることが理解されるべきである。いくつかの変形例では、標的領域は、腫瘍を包含する輪郭を有し得る、臨床標的体積（ＣＴＶ）領域６１１Ａとして画定され得る。ＣＴＶの輪郭は、診断撮像スキャン及び／又は他の方法（例えば、生検、リンパ節の存在など）を使用して画定され得、これは、臨床医の最良の判断において、治療される必要のある腫瘍及び周囲組織の程度を表す。ＣＴＶ６１１Ａは、図６Ａに示されるように、計画標的体積（ＰＴＶ）６１３Ａによって取り囲まれ得る。ＰＴＶ６１３Ａは、ビームアラインメントの潜在的な不確実性、又は他の不確実性（例えば、器官の変形など）を考慮するために、異方性マージンでＣＴＶ６１１Ａを囲み得る。いくつかの変形例では、ＰＴＶは、所定の線量の治療用放射線を受容することになる領域を画定する。
【0107】
いくつかの変形例、例えば、従来の定位体放射線療法（ＳＢＲＴ）又は強度変調放射線療法（ＩＭＲＴ）治療では、ＰＴＶは、標的の運動の範囲（例えば、運動エンベロープ）を包含するように画定されて、標的が移動しても所定の用量が標的に送達されることを確保するのを助け得る。しかしながら、ＳＢＲＴ／ＩＭＲＴに対して画定されるＰＴＶとは異なり、ＢｇＲＴに対するＰＴＶは、標的の全運動範囲を包含しなくてもよい。ＢｇＲＴで送達される放射線は、標的が移動しても標的のリアルタイム場所を追跡するため、標的の全運動経路及び従来の設定マージンは、ＰＴＶ拡張の一部ではない場合がある。代わりに、ＢｇＲＴについては、標的の運動範囲を包含する別の体積が臨床医によって画定される。生物学的追跡ゾーン又はＢＴＺと称され得るこの体積は、他の患者領域に由来するＰＥＴ信号を除去／無視するためのマスク又はフィルタとして使用され得る。特に、所定の治療線量は、ＰＴＶに送達されるが、ＢＴＺの全体積には送達されない。ＢＴＺ ６１５Ａは、標的が追跡される境界を概念的に設定する、治療計画時に画定されるＢｇＲＴに固有の体積である。図６Ｂは、従来のＩＭＲＴ／ＳＢＲＴの領域ＣＴＶ ６１１Ｂ及びＰＴＶ ６１３Ｂを示し、図６Ｃは、ＢｇＲＴについて画定される関連領域ＣＴＶ ６１１Ｃ及びＰＴＶ ６１３Ｃを示す。ＢｇＲＴ ＰＴＶ ６１３Ｃは、ＩＭＲＴ／ＳＢＲＴ ＰＴＶ ６１３Ｂよりも小さいことに留意されたい。更に、図６Ｃは、標的運動に起因する異なる位置にＰＴＶ ６１３Ｃを含有する領域である運動エンベロープ６１７Ｃを示す。一変形例では、図６Ａに示されるように、ＢＴＺ ６１５Ａは、シェル領域６１７Ａによって取り囲まれている。シェル領域６１７Ａは、平均バックグラウンド信号が取得される領域として使用され得る（例えば、シェル領域６１７Ａは、ＣＴＶ ６１１Ａから十分に遠隔であり、したがって、バックグラウンド信号の合理的な表現として機能し得る）。シェル領域６１７Ａは、任意の好適なアプローチを使用して決定され得る。例えば、シェル領域６１７Ａの境界は、ＢＴＺ ６１５Ａの外側境界を含み、ＢＴＺ ６１５Ａの面積（又は体積）の画分である面積（又は体積）を有し得る。例えば、一実施態様では、シェル領域６１７Ａの境界は、ＢＴＺ ６１５Ａの面積（又は体積）とＣＴＶ ６１１Ａの面積（又は体積）との間の差の画分である面積（又は体積）を有し得る。画分は、１～１００パーセントであり得る。更に、シェル領域６１７Ａは、ＢＴＺ ６１５Ａの外側境界に適合するように構成され得る。代替的に、又は追加的に、シェル領域６１７Ａは、ＢＴＺの境界から約１ｍｍ～約５ｍｍのマージンを表し得る、数画素の厚さであるＢＴＺの周りの境界であり得る。例えば、シェル領域６１７Ａは、１～１０画素の厚さであり得、その間の全ての値及び部分範囲を有する。例えば、シェル領域６１７Ａは、１画素の厚さ、２画素の厚さ、３画素の厚さ、４画素の厚さ、５画素の厚さなどであり得る。例えば、シェル領域６１７Ａは、１ｍｍの厚さ、２ｍｍの厚さ、３ｍｍの厚さ、４ｍｍの厚さ、５ｍｍの厚さなどであり得る。
【0108】
図６Ｄは、ＢＴＺの領域内のＰＥＴ信号測定６２０の概念図である。信号測定６２０は、ＰＥＴ画像画素に対応する複数の信号である。信号測定６２０の高い信号値は、標的（例えば、腫瘍）に属し得るＰＥＴ画像画素を表し得、信号測定６２０の低い信号値は、標的の一部ではない、すなわち、バックグラウンド信号の一部であるＰＥＴ画像画素を表し得る。例えば、信号測定６２０は、ピーク信号値６２１（ＢＴＺ内の最も高い信号値を有する画素であり得る）、及び平均バックグラウンド信号６２５（ここでは、＜Ｂｇ＞と表記される）を含む。一例では、信号測定６２０及び平均バックグラウンド信号６２５は、ＰＥＴ信号がＢｇＲＴ計画及び送達に好適であるかどうかを評価するために使用され得るＣＮＲ測定基準を決定するために使用される。ＣＮＲ測定基準は、以下に説明されるいくつかのアプローチを使用して計算され得る。
【0109】
ＣＮＲ測定基準
ＣＮＲ測定基準を決定するためのアプローチを説明する前に、いくつかの定義を導入し、ＣＮＲ測定基準を決定するために使用される変数を説明することが有益である。例えば、平均バックグラウンド信号６２５は、いくつかのアプローチを使用して計算され得る。例示的な実施態様では、平均バックグラウンド信号６２５が、シェル領域６１７Ａにわたって計算され得る。あるいは、平均バックグラウンド信号６２５は、図６Ｃに示されるように、ＣＴＶ ６１１Ｃの外側である領域において、図６Ｃに示されるように、ＢＴＺ ６１５Ｃにわたって計算され得る。一例では、ＣＴＶ ６１１Ｃは、臨床医によって画定され得る領域である。一変形例では、ＣＴＶ ６１１Ｃは、信号測定６２０が、標的パーセンテージ値による信号測定６２０の最低信号値（ＢＴＺ ６１５Ｃで測定される）を上回る信号を含む輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの境界は、ＢＴＺにおける信号測定６２０の最低信号値よりも５％高い、１０％高い、１５％高い、２０％高い、２５％高いなどの信号値を有する輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃを境界とする輪郭線は、信号測定６２０の最低信号値よりも１～８０％高い範囲にある信号値に対応し得る。あるいは、ＣＴＶ ６１１Ｃを境界とする輪郭線は、標的パーセンテージ値によってピーク値６２１よりも低い信号値によって決定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの境界は、ピーク値６２１の５０％、ピーク値６２１の６０％、ピーク値６２１の７０％、ピーク値６２１の８０％、ピーク値６２１の９０％などの信号値を有する輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの輪郭は、ピーク値６２１の半分（５０％）以上、又はピーク値６２１の８０％以上の信号値を有するＢＴＺ内の画素を包含し得る。追加的に、又は代替的に、ＣＴＶ ６１１Ｃは、２０２２年２月２２日出願のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０２２／０１７３７５号（「出願第’３７５号」）に説明される最尤推定期待値最大化（ＭＬＥＭ）法を使用して画定され得、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃは、出願第’３７５号の図５に説明されるように、ＣＴＶ尤度値を使用して決定され得る。
ＣＮＲ測定基準を決定するためのアプローチを説明する前に、いくつかの定義を導入し、ＣＮＲ測定基準を決定するために使用される変数を説明することが有益である。例えば、平均バックグラウンド信号６２５は、いくつかのアプローチを使用して計算され得る。例示的な実施態様では、平均バックグラウンド信号６２５が、シェル領域６１７Ａにわたって計算され得る。あるいは、平均バックグラウンド信号６２５は、図６Ｃに示されるように、ＣＴＶ ６１１Ｃの外側である領域において、図６Ｃに示されるように、ＢＴＺ ６１５Ｃにわたって計算され得る。一例では、ＣＴＶ ６１１Ｃは、臨床医によって画定され得る領域である。一変形例では、ＣＴＶ ６１１Ｃは、信号測定６２０が、標的パーセンテージ値による信号測定６２０の最低信号値（ＢＴＺ ６１５Ｃで測定される）を上回る信号を含む輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの境界は、ＢＴＺにおける信号測定６２０の最低信号値よりも５％高い、１０％高い、１５％高い、２０％高い、２５％高いなどの信号値を有する輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃを境界とする輪郭線は、信号測定６２０の最低信号値よりも１～８０％高い範囲にある信号値に対応し得る。あるいは、ＣＴＶ ６１１Ｃを境界とする輪郭線は、標的パーセンテージ値によってピーク値６２１よりも低い信号値によって決定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの境界は、ピーク値６２１の５０％、ピーク値６２１の６０％、ピーク値６２１の７０％、ピーク値６２１の８０％、ピーク値６２１の９０％などの信号値を有する輪郭線によって画定され得る。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃの輪郭は、ピーク値６２１の半分（５０％）以上、又はピーク値６２１の８０％以上の信号値を有するＢＴＺ内の画素を包含し得る。追加的に、又は代替的に、ＣＴＶ ６１１Ｃは、２０２２年２月２２日出願のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０２２／０１７３７５号（「出願第’３７５号」）に説明される最尤推定期待値最大化（ＭＬＥＭ）法を使用して画定され得、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。例えば、ＣＴＶ ６１１Ｃは、出願第’３７５号の図５に説明されるように、ＣＴＶ尤度値を使用して決定され得る。
【0110】
いくつかの変形例では、ＣＮＲ測定基準を計算することは、標的信号値を上回る信号値を有するＰＥＴ画像画素を、腫瘍を含むと指定することを含み得る。様々な信号値が、図６Ｅに示されるように等輪郭値によって表され得る。例えば、等輪郭値Ｓｉｓｏは、図６Ｄに示されるように、信号値６２３に対応し得る。一例では、信号値６２３は、図６Ｄ（及び図６Ｅ）に示されるように、平均バックグラウンド信号６２５から測定される、又はピーク信号値６２１から測定される、信号測定値６２０の標的パーセンテージレベルＬにあり得る。例えば、標的パーセンテージレベルＬは、ピーク値６２１の５０％、６０％、７０％、８０％、若しくは９０％であってもよく、及び／又は平均バックグラウンド信号６２５よりも５％高く、１０％高く、１５％高く、２０％高く、２５％高くてもよい。更に、本明細書では標的信号（Ｔｓ）と呼ばれる標的信号値を上回る信号が、ＣＮＲ測定基準を決定するために使用される。例えば、Ｔｓは、Ｓｉｓｏ以上である信号値を有するＰＥＴ画像画素の信号値であり得る。いくつかの変形例では、Ｔｓは、Ｓｉｓｏ以上である信号値を有するＰＥＴ画像画素の信号値（例えば、平均活性濃度）の平均であり得る。図６Ｆは、Ｓｉｓｏ以上の信号値を有する画素の信号が標的信号Ｔｓとして示される、信号測定６２０の断面の例を図示する。図６Ｆはまた、等信号レベルＳｉｓｏ、及び信号測定６２０のバックグラウンド６２７の変動を図示する。加えて、図６Ｆは、標的信号Ｔｓの平均値である平均標的信号＜Ｔｓ＞、及び活性濃度差として定義される差＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞を示す。
【0111】
いくつかの変形例では、ＣＮＲ測定基準を決定することは、平均バックグラウンド信号６２５及びバックグラウンド信号の分散（ここではσＢｇと表記される）を計算することを含み得る。バックグラウンド信号（Ｂｇ）の分散は、バックグラウンド信号が平均バックグラウンド信号６２５から逸脱すると予想され得る程度を示す（例えば、σＢｇ＝Ｅ［（Ｂｇ－＜Ｂｇ＞）２］、Ｅは期待値演算子である）。
【0112】
ＣＮＲ測定基準は、いくつかの考えられるやり方で定義され得るが、本明細書で更に論じられるように、ＣＮＲ測定基準の様々な定義は、信号測定６２０が平均バックグラウンド信号６２５をはるかに上回っているときに高い値を有するＣＮＲ測定基準、及び信号測定６２０が平均バックグラウンド信号６２５に近いときに低い値を有するＣＮＲ測定基準をもたらし得る。
【0113】
一変形例では、ＣＮＲ測定基準が、ＣＮＲ＝（＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞）／σＢｇとして計算される。ここで、ＣＮＲの式において、Ｔｓは、Ｓｉｓｏよりも高い標的信号である。Ｓｉｓｏは、図６Ｃに示されるように、ＢＴＺ ６１５Ｃで検出された最大信号値の５％、１０％、１５％、２０％、２５％、３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、６５％、７０％、７５％、８０％（例えば、ピーク値６２１）であり得る。あるいは、Ｓｉｓｏは、バックグラウンド値Ｂｇよりも５％、１０％、１５％、２０％、２５％、３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、６５％、７０％、７５％、８０％など高くてもよい。更に、上記で定義されるように、σＢｇは、バックグラウンド信号の分散である。閾値よりも大きいＣＮＲ測定基準は、腫瘍が十分なコントラスト、ＣＮＲ≧閾値（ＣＮＲ）で識別されたことを示し得る。一変形例では、閾値（ＣＮＲ）は、１、１．５、２など、例えば、１．７、２．１、２．５、２．７、３．１よりも大きくてもよい。閾値（ＣＮＲ）＞１を有することは、差＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞がバックグラウンド分散よりも大きいことを示す。いくつかの変形例では、閾値（ＣＮＲ）は、治療計画時に１つの値（例えば、２．７）、及びＰＥＴプレスキャンにおける治療時に異なる値（例えば、２．０）を有し得、これは、ＰＥＴ信号の変動（例えば、約＋／－２５％）を考慮するのを助け得る。例えば、ＣＮＲ測定基準の合格閾値は、ＰＥＴプレスキャンでは、治療計画時のＣＮＲの合格閾値よりも低い可能性がある。あるいは、ＣＮＲ測定基準の合格閾値は、ＰＥＴプレスキャンでは、治療計画時のＣＮＲの合格閾値よりも高い可能性がある。
【0114】
上記で定義されるＣＮＲ測定基準は、バックグラウンドに対する腫瘍のコントラストを決定する１つの考えられるやり方に過ぎないことに留意されたい。別の変形例では、ＣＮＲ測定基準は、ＣＮＲ＝中央値ＡＣ［ＰＴＶ］／＜Ｂｇ＞として定義され得る。本明細書では、中央値ＡＣ［ＰＴＶ］は、ＰＴＶ領域にわたって決定される活性濃度中央値であり、＜Ｂｇ＞は、平均バックグラウンド信号（例えば、平均バックグラウンド信号６２５））である。ＰＴＶ領域の場所は、例えば、初期画像（例えば、治療計画中に使用された画像）内の標的領域の場所を、その後に取得された撮像データを使用して更新された場所に反復的にシフトさせる、最尤推定期待値最大化（ＭＬＥＭ）法を使用して決定され得る。方法の一変形例は、腫瘍を含む患者領域の撮像データを取得することと、撮像データの各画素について腫瘍尤度値及びバックグラウンド尤度値を計算することによって、画素腫瘍尤度値のマップを生成することと、撮像データ内の腫瘍輪郭を、ＢＴＺ輪郭内の画素腫瘍尤度値のマップの重心場所にシフトさせることによって、腫瘍の場所を決定することと、を含み得、ＢＴＺ輪郭は、腫瘍輪郭を包含する。腫瘍の場所又はＰＴＶ若しくはＣＴＶを決定することは、シフトされた腫瘍輪郭内の平均画素値が、プレシフトされた腫瘍輪郭内の平均画素値の事前定義された閾値内にあるように、画素腫瘍尤度値のマップを反復的に更新して、画素腫瘍尤度値の最終マップを生成することと、画素腫瘍尤度値の最終マップの重心場所を計算することと、腫瘍輪郭を計算された重心場所にシフトさせることによって、腫瘍の場所を決定することと、を更に含む。これらの方法に関する追加の詳細は、出願第’３７５号に含まれる。本明細書に説明される例示的なＣＮＲ測定基準は、ＰＴＶのＡＣ中央値を使用するが、他の例では、ＣＮＲ測定基準は、ＣＴＶのＡＣ中央値を使用し得る。
【0115】
図６Ｆは、特定の信号レベルを上回る（例えば、最大値６２１のＬ％に対応する信号レベルを上回る）信号値を有する画素の平均値として計算された平均標的信号＜Ｔｓ＞を示す。更に、図６Ｆは、平均バックグラウンド信号＜Ｂｇ＞の値、及び平均標的と平均バックグラウンドとの間の活性濃度差＜Ｔｓ＞－＜Ｂｇ＞を示す。
【0116】
ＣＮＲの他の測定基準も使用され得ることが理解されるべきである。例えば、ＣＮＲ測定基準は、ＳＮＲ＝Ｉｍａｘ（ＢＴＺ）／Ｉｍｅａｎ（ＢＴＺ）として定義され得、式中、Ｉｍａｘ（ＢＴＺ）は、ＢＴＺ（例えば、図６Ｃに示されるように、ＢＴＺ ６１５Ｃ）における最大信号値（例えば、図６Ｄに示されるように、ピーク値６２１）であり、Ｉｍｅａｎ（ＢＴＺ）は、ＢＴＺ ６１５Ｃで平均される平均信号である。
【0117】
いくつかの変形例では、ＣＴＶ領域及び／又はＰＴＶ領域を決定するために、ＰＥＴ撮像データに加えて、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像データが使用され得る。例えば、ＣＴ撮像データは、ＣＴＶ又はＰＴＶ領域と一致すると決定され得る、腫瘍を含有する領域の決定を容易にする。
【0118】
活性濃度測定基準
活性濃度（ＡＣ）測定基準は、ＰＥＴ撮像データ（シミュレートされたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ撮像システムで取得されたＰＥＴ撮像データであり得る）に基づくＰＥＴトレーサー活性濃度を示す。例えば、ＡＣ測定基準は、体積（ｋＢｑ／ｍｌ）のミリリットル（ｍｌ）当たりのキロベクレル（ｋＢｑ）で測定された放射線活性濃度を含み得る。例えば、５ｋＢｑ／ｍｌの放射線活性濃度は、１ミリリットル当たり１秒で５０００個の核崩壊が存在することを示す。いくつかの変形例では、ＡＣ測定基準は、ＢｇＲＴ処置が適応となるために、活性濃度閾値を上回る必要があり得る。
活性濃度（ＡＣ）測定基準は、ＰＥＴ撮像データ（シミュレートされたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ撮像システムで取得されたＰＥＴ撮像データであり得る）に基づくＰＥＴトレーサー活性濃度を示す。例えば、ＡＣ測定基準は、体積（ｋＢｑ／ｍｌ）のミリリットル（ｍｌ）当たりのキロベクレル（ｋＢｑ）で測定された放射線活性濃度を含み得る。例えば、５ｋＢｑ／ｍｌの放射線活性濃度は、１ミリリットル当たり１秒で５０００個の核崩壊が存在することを示す。いくつかの変形例では、ＡＣ測定基準は、ＢｇＲＴ処置が適応となるために、活性濃度閾値を上回る必要があり得る。
【0119】
線量ベースの測定基準
いくつかの変形例では、線量ベースの測定基準は、ＰＥＴ撮像データ（シミュレートされたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ撮像システムで取得されたＰＥＴ撮像データであり得る）を使用して１つ以上の標的領域に対する放射線量を計算し、計算された放射線量を、そのような放射線量に対するそれぞれの許容可能な臨床限界と比較することによって決定される。
いくつかの変形例では、線量ベースの測定基準は、ＰＥＴ撮像データ（シミュレートされたＰＥＴ撮像データ又はＰＥＴ撮像システムで取得されたＰＥＴ撮像データであり得る）を使用して１つ以上の標的領域に対する放射線量を計算し、計算された放射線量を、そのような放射線量に対するそれぞれの許容可能な臨床限界と比較することによって決定される。
【0120】
図７は、線量ベースの測定基準を生成するための方法７００の例を示す。方法７００は、シミュレートされた撮像データと畳み込まれる発射フィルタを使用して、送達のためのフルエンスマップを導出することによって、シミュレートされた撮像データを使用して治療計画を生成すること（７１１）を含む。発射フィルタは、計画の一部として生成され、ＢｇＲＴ計画の出力である。治療計画への入力は、標的領域への所定の線量、放射線感受性構造（例えば、リスクのある器官又はＯＡＲ）への線量制約、シミュレートされた撮像データ、及びＣＴ撮像データを含む。これらの入力（並びに他の制約）は、撮像データと畳み込まれたときに放射線フルエンスマップを生成する発射フィルタを計算するために、最適化アルゴリズムによって処理される。フルエンスマップは、所定の線量を様々な腫瘍に送達するために、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００によって使用され得る。発射フィルタを計算すること、及びこれらのフィルタを使用してフルエンスマップを生成することの更なる詳細は、２０１８年５月３０日出願の米国特許第１０，６８８，３２０号に説明されており、これは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。
【0121】
更に、方法７００は、生成された治療計画が送達された場合に送達されることになる放射線量を計算すること（７１３）を含む。放射線量は、フルエンスマップ及び線量計算行列（すなわち、フルエンスマップの放射線ビームレットと、標的及び／又は患者身体の各領域又はボクセルへの放射線量との間のマッピング）を使用して計算され得る。線量計算行列は、ＣＴ画像から計算された組織密度データなどの解剖学的画像データに基づいて生成され得る。一変形例では、関心対象の各構造（例えば、標的、ＯＡＲ）への放射線量は、線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）によって表され得る。
【0122】
更に、方法７００は、計算された放射線量が許容可能な臨床限界内であるかを評価すること（７１５）を含む。放射線量の許容可能な臨床限界は、臨床履歴データに基づいて確立される。計算された放射線量が許容可能な臨床限界内である場合、治療計画が受け入れられ得、これは線量ベースの測定基準が許容可能である（すなわち、決定された放射線量が許容可能な臨床限界内である）ことを示す。
【0123】
ＢｇＲＴの適合性の評価
図８は、ＢｇＲＴの適合性を評価するための方法８００のフローチャート図である。この例では、方法８００のステップは、データ処理のために構成された好適なコンピューティングシステムによって実施され得る。コンピューティングシステムは、放射線療法システム１００に動作可能若しくは物理的に関連するか、又はそれに接続される必要もないが、そうであってもよい（例えば、コントローラ１１０が、プロセッサ８００のステップを実施し得る）。
図８は、ＢｇＲＴの適合性を評価するための方法８００のフローチャート図である。この例では、方法８００のステップは、データ処理のために構成された好適なコンピューティングシステムによって実施され得る。コンピューティングシステムは、放射線療法システム１００に動作可能若しくは物理的に関連するか、又はそれに接続される必要もないが、そうであってもよい（例えば、コントローラ１１０が、プロセッサ８００のステップを実施し得る）。
【0124】
方法８００は、診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００のＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換すること（８１１）を含む。一変形例では、コンピューティングシステムは、診断的ＰＥＴ撮像データを、トレーサーからのＰＥＴ信号を表すシミュレートされた撮像データに変換するように構成され得る。
【0125】
更に、方法８００は、シミュレートされた撮像データに基づいて、腫瘍のコントラストノイズ信号（ＣＮＲ）を示す第１の測定基準を決定すること（８１３）を含む。ＣＮＲ測定基準はまた、正規化された腫瘍信号（ＮＴＳ）と呼ばれ得、シミュレートされた撮像データにおける腫瘍画素にわたるＰＥＴ信号と、腫瘍を取り囲むバックグラウンド領域（例えば、シェル）の画素にわたるＰＥＴ信号との間の相対測定値を表し得る。いくつかの変形例では、ＣＮＲ測定基準は、信号コントラスト値（すなわち、腫瘍からの平均信号）とバックグラウンド領域の信号との間の比であり得る。ＣＮＲ測定基準は、上記のように計算され得る。
【0126】
方法８００は、シミュレートされた撮像データに基づいて、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準（活性濃度測定基準）を決定すること（８１５）を含み得る。一変形例では、ＢｇＲＴは、第２の測定基準（例えば、活性濃度）が活性濃度閾値を上回る場合、少なくとも第２の測定基準に基づいて好適であると決定される。一例では、活性濃度閾値は、１～１０ｋＢｑ／ｍｌであり得、その間の全ての値及び部分範囲を有する。例えば、活性濃度閾値は、約５ｋＢｑ／ｍｌであり得る。
【0127】
方法８００は、シミュレートされた撮像データに基づいて、腫瘍（又は標的）の体積に対する放射線量を示す第３の測定基準（線量ベースの測定基準）を決定すること（８１７）を更に含み得る。臨床医は、様々な組織について決定されるように、許容可能な放射線量閾値に基づいて、放射線量が臨床的に許容可能であると決定し得る。あるいは、放射線量は、放射線量を許容可能な放射線量閾値と比較するように構成された好適なコンピューティングシステムによって臨床的に許容可能であると決定され得る。いくつかの変形例では、放射線量は、シミュレートされた撮像データを放射線フルエンス又は線量に変換又はマッピングすることによって計算され得る。例えば、放射線フルエンス又は線量への撮像データの変換は、撮像データを変換行列又は発射フィルタで畳み込んで、放射線フルエンスを取得し、次いで、放射線フルエンスを解剖学的画像（例えば、ＣＴ画像）と組み合わせて、標的領域への放射線量を取得することを含み得る。
【0128】
更に、方法８００は、第１、第２、及び第３の測定基準に基づいて、ＢｇＲＴを使用する適合性を決定すること（８１９）を含む。例えば、コンピューティングシステムは、上記に論じられた全３つの測定基準を使用して、ＢｇＲＴの適合性を決定するように構成され得る。３つの測定基準のうちの少なくとも１つが、ＢｇＲＴが好適ではないことを示す場合（例えば、ＣＮＲ測定基準が腫瘍の領域が十分なコントラストを有することを示す場合、又は／及び活性濃度が標的閾値を下回る場合、又は／及び放射線量が臨床的に許容可能ではない場合）、ＢｇＲＴは、行われない。あるいは、全３つの測定基準が、ＢｇＲＴが好適であることを示す場合、ＢｇＲＴは、可能な治療として可能にされ得る。以下で更に論じられるように、ＢｇＲＴの投与前に、ＢｇＲＴが投与された日にＢｇＲＴの適用性を決定するために、更なる試験が使用され得ることに留意されたい。ＡＣ測定基準、線量ベースの測定基準、及びＣＮＲ測定基準の計算の詳細が、上記に説明されている。線量ベースの測定基準、及びこれらの測定基準の閾値の例の更なる詳細が、以下に更に説明される。
【0129】
図９は、複数の構造又は組織に対するＤＶＨ曲線のプロット９００を図示する。ＤＶＨプロット９００は、組織の特定の体積分率に送達され得る放射線量を表す。放射線量は、ビーム及び放射線療法機械モデルを使用して関心対象の体積への線量を計算するＰＥＴ撮像データ及び／又はシミュレーションに基づいて計算され得る。例えば、ＤＶＨプロット９００によると、ＢＴＺの体積の約半分（５０％）は、約５０Ｇｙの放射線（ＤＶＨ９１１によって示される）を有するか、又は受容することになるが、一方で、ＢＴＺの体積全体（１００％）は、約３０Ｇｙ（ＤＶＨ９１１によって示される）を受容するように構成される。ＤＶＨプロット９００はまた、組織、例えば、標的又はリスク臓器（ＯＡＲ）に送達されたか、又は送達されることが計画されている放射線量のグラフ表示を含み得る。いくつかの変形例では、線量測定基準は、標的領域に対するＤＶＨを含み得、ＤＶＨは、標的領域に対する有界ＤＶＨと比較され得る。一変形例では、各構造又は組織について計算されたＤＶＨ曲線は、臨床的に許容可能である線量範囲を包含する、上限及び下限を有する有界ＤＶＨと比較され得る。例えば、図１０は、複数の構造についてのＤＶＨ曲線のプロット１０００を示し、境界は、ＤＶＨ曲線に隣接し、かつそれを取り囲む領域によって示される（例えば、領域１０１２は、許容可能な放射線量の境界を示す領域であり、これは、それぞれ、最小及び最大許容可能線量を表す、下限ＤＶＨ曲線及び上限ＤＶＨ曲線によって画定され得る）。一変形例では、ＤＶＨ曲線１０１１Ｒｅｆは、いかなる運動又は位置の確実性も伴わずに送達される線量を表し得る公称線量分布である。図１１は、シミュレートされた撮像データに基づいて決定される、ＤＶＨ曲線１０１１Ｓｉｍを示す。一例では、ＤＶＨ曲線１０１１Ｓｉｍは、図１１に示されるように、領域１０１２によって説明される範囲内であり、したがって、グラフ１０１１によって表される放射線量は許容可能である。例えば、ｇ１（ｘ）がグラフ１０１１Ｒｅｆを表し、ｘが線量（Ｇｙ）である場合、ｇ２（ｘ）はグラフ１０１１Ｓｉｍを表し、ｂｕ（ｘ）は領域１０１２の上限を表し、ｂｌ（ｘ）は領域１０１２の下限を表し、次いで、ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）＞０であるときに、［ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）］／［ｇ１（ｘ）－ｂｌ（ｘ）］＜１である場合、ｇ２（ｘ）は許容可能な放射線量である。更に、ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）＜０のときに、［ｇ２（ｘ）－ｇ１（ｘ）］／［ｂｕ（ｘ）－ｇ１（ｘ）］＜１の場合、ｇ２（ｘ）は許容可能な放射線量である。いくつかの変形例では、上記の要件は、わずかに緩和され得る。例えば、いくつかの変形例では、グラフ１０１１Ｓｉｍによって表される放射線量は、（放射線量の少なくとも一部の値に対して）境界１０１２の外側にあることになり得るが、依然として許容可能な線量と考えられ得る。更に、ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）＞０のときに、［ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）］／［ｇ１（ｘ）－ｂｌ（ｘ）］＜Ｔｈｌの場合、ｇ２（ｘ）は許容可能な放射線量である。更に、ｇ１（ｘ）－ｇ２（ｘ）＜０のときに、［ｇ２（ｘ）－ｇ１（ｘ）］／［ｂｕ（ｘ）－ｇ１（ｘ）］＜Ｔｈｕの場合、ｇ２（ｘ）は許容可能な放射線量である。一変形例では、Ｔｈｌ及びＴｈｕ～１（ここでは、Ｔｈｌはより低い閾値を示すために使用され、Ｔｈｕはより高い閾値を示すために使用される）。例えば、Ｔｈｌ及びＴｈｕは、０．９５～１の範囲、又は１に近接する任意の他の範囲（例えば、０．９～１）であってもよい。言い換えると、シミュレートされたＤＶＨ曲線１０１１Ｓｉｍ上の全ての点が、許容可能と考えられる線量に対して、有界ＤＶＨ内である必要はない。いくつかの変形例では、シミュレートされたＤＶＨ曲線１０１１Ｓｉｍの点の特定の閾値割合又はパーセンテージが、有界ＤＶＨの境界内にある場合、線量分布は、依然として許容可能と考えられ得る。例えば、有界ＤＶＨ内である必要があるシミュレートされたＤＶＨ曲線の点の閾値パーセンテージは、約８０％、約９０％、約９３％、約９５％、約９７％、約９９％などであり得る。
【0130】
上記のように、この変形例では、ＢｇＲＴの適合性を決定することは、ＢｇＲＴ治療セッションの直前にＢｇＲＴ放射線療法システムで取得されたＰＥＴ撮像データ（本明細書ではプレスキャン画像とも呼ばれる）に基づいて、予測される放射線量を、ＢｇＲＴ治療計画の有界ＤＶＨ（図１１に示すｂＤＶＨ）と比較することを含み得る。いくつかの変形例では、ｂＤＶＨ合格率（％）は、上記のように、計画されたＤＶＨ境界（例えば、領域１０１２の内側にある）内に収まる予測されるＤＶＨ曲線（例えば、グラフ１０１１Ｓｉｍ）の点のパーセンテージとして定義され得る。一変形例では、システムは、ｂＤＶＨ合格率（％）を自動的に計算し得、この値は、ＢｇＲＴ送達を進めるために選択された閾値超（例えば、≧９５％）でなければならない。ＤＶＨ曲線（例えば、グラフ１０１１Ｓｉｍ）は、ＢｇＲＴ処置の適合性を決定するために数回計算され得るが、一方で、グラフ１０１１Ｒｅｆ及び関連する境界領域１０１２などの参照グラフは、治療計画時に決定され得、治療セッションの前に臨床医によって承認され得ることに留意されたい。したがって、ｂＤＶＨグラフ（及びｂＤＶＨ境界などの関連情報）は、参照を形成し、それに対して全ての後続のＤＶＨが評価される。
【0131】
図１２Ａは、上記の３つの測定基準に基づいてＢｇＲＴの適合性を決定するための例示的な方法１２００を示す。いくつかの変形例では、方法１２００は、治療計画中に実施され得る。追加的に、又は代替的に、方法１２００は、治療放射線が患者に送達される前に、ＢｇＲＴ治療セッション中に実施され得る。更に、上記のように、３つの全ての測定基準は、治療放射線の放出前のＢｇＲＴ治療セッション中に取得されたシミュレートされた撮像データ及び／又はプレスキャンＰＥＴ撮像データに基づいて取得され得る。方法１２００は、コントラストノイズ比（ＣＮＲ）測定基準（第１の測定基準）の値を決定すること（１２１１）と、トレーサー活動濃度測定基準（第２の測定基準）の値を決定すること（１２１３）と、放射線量測定基準（第３の測定基準）の値を決定すること（１２１５）と、を含み得る。第１、第２、及び第３の測定基準は、上記の任意の好適なアプローチを使用して決定される。方法１２００は、第１、第２、及び第３の測定基準の値に基づいて、ＢｇＲＴが進行し得る（例えば、安全、臨床的に許容可能な範囲内で線量を送達する）かどうかを評価すること（１２１７）を更に含み得る。一変形例では、ステップ１２１７で、第１の測定基準が第１の閾値を上回り、第２の測定基準が第２の閾値を上回り、かつ第３の測定基準が好適な第３の閾値を上回っている（又は許容可能な境界内である）場合、ＢｇＲＴ処置が許容可能であると決定され得る（ステップ１２１７、はい）。いくつかの変形例では、第１の閾値は、１～３の範囲であってもよく、第２の閾値は、５ｋＢｑ／ｍｌよりも高くてもよく、第３の閾値は、９０～１００％（例えば、９５％）であってもよく、例えば、腫瘍体積の９５％以上が、ｂＤＶＨの境界内にある線量を受容する。あるいは、第３の測定基準を決定することは、放射線量が、計画されたＤＶＨ境界内（又はいくつかの値のみがＤＶＨ境界をわずかに（例えば、数パーセントだけ）上回っているか、又は下回っている、実質的に計画されたＤＶＨ境界内）であるかどうかを決定することを含み得る。ＢｇＲＴ処置が許容可能である場合（ステップ１２１７、はい）、方法１２００は、ＢｇＲＴ処置が好適であると決定すること（１２１９）を含み得る。任意選択的に、方法は、ＢｇＲＴ治療計画に従って放射線を送達することを含み得る。あるいは、ＢｇＲＴ処置が許容可能ではない場合（ステップ１２１７、いいえ）、方法１２００は、ＢｇＲＴが好適ではないと決定すること（１２２１）を含み得る。方法は、任意選択的に、ＢｇＲＴ処理が好適ではない場合があるという通知を生成することを含み得る。
【0132】
ＢｇＲＴの適合性は、患者の治療計画及び／又は送達中に数回評価され得ることが理解されるべきである。例えば、ＢｇＲＴの適合性は、ＢｇＲＴが患者に有用であるかどうかを決定するときに最初に評価され、ＢｇＲＴがその患者に送達される前に再び評価され得る。いくつかの変形例では、第１の評価中に、ＢｇＲＴ処置の適合性を決定するための要件（例えば、閾値、閾値を合格するＢｇＲＴ測定基準の数）は、第２の評価に使用される要件よりも緩和され得る。例えば、第１の評価中に、１つの測定基準（例えば、第１、第２、又は第３の測定基準）が、必要とされる関連する閾値を上回る場合、ＢｇＲＴは、好適であると決定され得る。あるいは、最大でも１つの測定基準（例えば、第１、第２、又は第３の測定基準）が、必要とされる関連する閾値を下回る場合、ＢｇＲＴは、好適であると決定され得る。
【0133】
追加的に、又は代替的に、第１の評価中に、第１の閾値のセットが使用され得、第２の決定中に、第２の閾値のセットが使用され得る。例えば、第１の評価中、第１の閾値は、１を上回り得、第２の閾値は、２ｋＢｑ／ｍｌを上回り得、かつ第３の閾値は、ｂＤＶＨ内にあるＤＶＨ曲線上の点の８５％～１００％の範囲内であり得る。第２の評価中、閾値に対してより狭い範囲が使用され得る。例えば、第２の評価中、第１の閾値は、２を上回り得、第２の閾値は、５ｋＢｑ／ｍｌを上回り得、かつ第３の閾値は、ｂＤＶＨ内にあるＤＶＨ曲線上の点の９５％～１００％の範囲内であり得る。
【0134】
図１２Ｂは、ＢｇＲＴ（例えば、方法１２００による）がＢｇＲＴワークフローにおいて複数回好適であるかどうかを評価することを含み得る、方法１２０１の一変形例を図示する。例示的な変形例では、方法１２０１のステップ１２１９は、方法１２００のステップ１２１９と同じである。加えて、方法１２０１は、ＰＥＴ撮像システムを使用して新しいＰＥＴ撮像データを取得すること（１２３１）を含み得る。例えば、新しい撮像データは、ＢｇＲＴ処置を実施する前に、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００のＰＥＴ撮像システムを使用して取得され得る。新しい撮像データは、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００を使用して取得されるため、ＢｇＲＴ処置中に放射線を誘導するために取得及び使用され得る撮像データのより正確な表現を提供し得る。
【0135】
方法１２０１は、更新された第１、第２、及び第３の測定基準を決定し、決定された測定基準に基づいてＢｇＲＴが好適であるとチェックすること（１２３３）を含み得る。例えば、適合性は、新しい第１、第２、及び第３の測定基準を使用しつつ、方法１２００を使用して決定される。ＢｇＲＴの適合性が確立される場合（ステップ１２３３、はい）、方法１２０１は、ＢｇＲＴ治療計画を生成すること（１２３５）を含み得る。あるいは、ＢｇＲＴの適合性が確立されていない場合（ステップ１２３３、いいえ）、方法１２０１は、患者のための代替的な治療を提供すること（１２４３）を含み得る。いくつかの変形例では、代替的な治療は、ＩＭＲＴ又はＳＢＲＴベースの療法を含み得る。
【0136】
ＢｇＲＴ治療計画が生成された後、放射線が患者に送達される前に、ＢｇＲＴ測定基準（例えば、図１２Ａ及び図１２Ｂの第１、第２、及び第３の測定基準）の値は、治療送達の直前に、例えば、治療セッションの開始時に取得されたＰＥＴ撮像データに基づいて再計算され得る。一変形例では、方法１２０１は、治療送達前にＢｇＲＴシステム上で新しいＰＥＴ撮像データを取得すること（１２３７）と、更新された第１、第２、及び第３の測定基準を決定し、更新された測定基準に基づいて、ＢｇＲＴが依然として好適であるかどうかをチェックすること（１２３９）と、を含み得る。例えば、適合性は、第１、第２、及び第３のＢｇＲＴ測定基準の更新された値に基づいて、方法１２００を使用して評価され得る。ＢｇＲＴの適合性が確立される場合（ステップ１２３９、はい）、方法１２０１は、ＢｇＲＴ治療に進むこと（１２４１）を含み得る。あるいは、ＢｇＲＴの適合性が確立されていない場合（ステップ１２３９、いいえ）、方法１２０１は、ＩＭＲＴ又はＳＢＲＴなどの患者のための代替的な治療を提供するか、治療セッションを終了すること（１２４３）を含み得る。
【0137】
ＢｇＲＴ処置を進めるかどうかの評価は、所望される回数だけ繰り返され得る。いくつかの変形例では、評価が行われ得る頻度及び／又は状況は、ヒトオペレータからの入力に基づき得る。いくつかの変形例では、ステップ１２３１～１２４３は、図３に示される方法３００のステップ３５８の実施態様であることに留意されたい。
【0138】
いくつかの変形例では、ＢｇＲＴ治療セッション全体を通して、ＢｇＲＴ治療を送達することが臨床的に許容可能であり、及び／又は安全であり続けることを確認するためのチェックがあり得る。これらのチェックは、ＢｇＲＴ治療を送達する過程で取得されたＰＥＴ撮像データに基づき得る。治療セッション中のＢｇＲＴ適合性チェックの方法の一変形例が、図１２Ｃに図示される。方法１２０２は、ＢｇＲＴ処置（例えば、方法１２０１のステップ１２４１と同じ）を用いてを進めること（１２４１）、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システムを使用してリアルタイムで取得されたＰＥＴ撮像データに基づいて、ＢｇＲＴ測定基準の更新された値を決定し（例えば、第１、第２、及び第３の測定基準の更新された値を計算し）、更新されたＢｇＲＴ測定基準値に照らしてＢｇＲＴ処置が依然として安全及び／又は臨床的に許容可能であるかどうかをチェックすること（１２５１）を含み得る。ＢｇＲＴ測定基準は、計算され、ＢｇＲＴ治療中に定期的に更新されて、治療を進めるかどうかを確認し得る（１２５１）。例えば、ステップ１２５１は、数十分ごと、数分ごと、毎分、数十秒ごと、又は毎秒実施され得る。ＢｇＲＴ治療が、安全ではない及び／又は臨床的に許容可能ではないと決定された場合（ステップ１２５１、いいえ）、方法１２０２は、ＢｇＲＴ治療を停止すること（１２５３）を含み得る。例えば、ＢｇＲＴ治療セッションの過程でＰＥＴトレーサー信号が減少する場合、減少した信号は、ＢｇＲＴ放射線送達を継続するために、バックグラウンドに対して十分なコントラストを有しない場合がある。あるいは、ＢｇＲＴ治療が好適であると決定される場合（ステップ１２５１、はい）、所定の線量が送達されるまで治療が継続し得る（１２４１）。
【0139】
ＢｇＲＴ測定基準値は、治療セッション中に複数回、計算及び再評価され得る。例えば、複数の標的領域が照射される治療セッションでは、第１、第２、及び／又は第３の測定基準は、各標的領域の治療前にセッション中に取得されたＰＥＴ撮像データを使用して計算されて、標的領域からのＰＥＴ信号がＢｇＲＴ送達に十分であるかどうかを決定し得る。すなわち、治療セッション中に照射される４つの標的領域がある場合、第１、第２、及び／又は第３のＰＥＴ測定基準は、４回（標的領域当たり１回）計算され得る。代替的に、又は追加的に、第１、第２、及び／又は第３の測定基準値は、治療セッションの開始時に取得されたＰＥＴプレスキャンデータに基づいて、各標的領域に対して計算され得、ＰＥＴ信号は、治療セッション中のＰＥＴ信号遅延を考慮するために各標的領域に対して調整される。例えば、ＰＥＴプレスキャンデータは、いかなる減衰も伴わずに、第１の標的領域の評価測定基準値を計算するために使用され得るが、第２の標的領域について、評価測定基準値は、第１の減衰量でＰＥＴプレスキャンデータを使用し得、第３の標的領域について、評価測定基準値は、第２の減衰量でＰＥＴプレスキャンデータを使用し得、以下同様である。減衰量は、連続的な標的領域が照射されることになる推定された時間、ＰＥＴトレーサーの放射能、及び任意の患者特異的特性（例えば、年齢、サイズ、代謝速度など）に少なくとも部分的に基づいて決定され得る。いくつかの変形例では、各測定基準に対する合格閾値（例えば、許容可能な範囲）は、治療セッション全体を通してＰＥＴ信号の減少を考慮するために、各標的領域に対して異なり得る。治療セッション全体を通して、及び任意選択的に各標的領域の治療前に、第１、第２、及び／又は第３のＰＥＴ測定基準を計算及び評価することは、ＢｇＲＴ療法が患者に安全に送達され得ることを確保するのを助け得る。全３つのＰＥＴ評価測定基準値が各標的領域に対して計算され得るが、いくつかの変形例では、測定基準値のうちの３つ未満（例えば、１つ又は２つ）が、各標的領域に対して計算され得ることに留意されたい。例えば、全３つのＰＥＴ測定基準値は、第１の標的領域について治療セッションの開始時に計算され得るが、後のＰＥＴ信号評価及び／又は第２の標的領域以降について、ＣＮＲ（ＮＴＳとも呼ばれる）測定基準値及びトレーサー活性濃度測定基準値のうちの一方又は両方が、計算されて（すなわち、線量測定基準なしで）、ＢｇＲＴ治療を継続するかどうかを決定し得る。
【0140】
いくつかの変形例では、ＢｇＲＴ処置の適合性を決定するとき、ＢｇＲＴ放射線療法システム１００から新たに取得された撮像データに基づいて決定される、更新された第１、第２、及び第３の測定基準は、シミュレートされた撮像データに基づいて決定される、それぞれの第１、第２、及び第３の測定基準と比較され得る。いくつかの変形例では、新しい第１の測定基準と第１の測定基準との間の差が、許容可能な第１の差分閾値を上回る場合、又は／及び新しい第２の測定基準と第２の測定基準との間の差が、許容可能な第２の差分閾値を上回る場合、又は／及び新しい第３の測定基準と第３の測定基準との間の差が、許容可能な第３の差分閾値を上回る場合、ＢｇＲＴが患者にとって好適ではないと決定される。いくつかの変形例では、方法は、第１、第２、及び第３の測定基準の値が、治療セッション全体を通して比較的一貫しているかどうかを決定することを含み得る（すなわち、測定基準の各々の分散が許容可能な範囲内にある）。任意選択的に、第１、第２、及び第３の測定基準の値が、許容可能な量を超えて変動する場合、方法は、治療セッションを一時停止するかどうかを決定し得るように、ユーザへの通知を生成することを含み得る。
【0141】
いくつかの変形例では、特定のＰＥＴトレーサーを有するＢｇＲＴが患者に対して好適ではないと決定される場合、異なるＰＥＴトレーサーが使用され得、異なるＰＥＴトレーサーを使用して取得されたＰＥＴ撮像データに基づいて、ＢｇＲＴの適合性の決定が繰り返され得る。本明細書に説明される測定基準の各々に対する閾値は、異なるＰＥＴトレーサーの放出及び／又は取り込み特性に少なくとも部分的に基づいて調整され得る。
【0142】
いくつかの変形例では、シミュレートされた撮像データもまた、ＢｇＲＴ計画を生成するために使用され得る。例えば、ＢｇＲＴ計画は、識別された標的領域（標的領域の境界を画定する点を含む）の座標、及びＰＥＴ撮像データを、識別された標的領域内に位置する組織に送達される所定の放射線量をもたらす放射線フルエンスマップに変換する発射フィルタを含み得る。
【0143】
いくつかの変形例では、ＢｇＲＴの適合性を決定するとき、シミュレートされた撮像データは、応答線（ＬＯＲ）データに変換され得、ＬＯＲデータは、品質保証目的のために使用され得る。例えば、ＬＯＲデータは、ＢｇＲＴ計画内の発射フィルタが、所定の放射線量を送達するフルエンスマップをもたらすかどうかを試験するために使用され得る。いくつかの変形例では、組織に対する運動モデルは、ＬＯＲデータを修正して、その組織運動を含めるために使用され得、修正されたＬＯＲデータは、ＢｇＲＴ計画を評価し、治療計画フルエンスマップ（発射フィルタをＬＯＲデータと畳み込むことによって計算される）が、運動モデルによって近似される運動の存在下で臨床的に許容可能である線量分布をもたらすことになるかどうかを決定するために使用され得る。
【0144】
本明細書に提供される例は、診断的ＰＥＴ画像からシミュレートされたＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ画像を生成する文脈にあるが、一方で、これらの方法はまた、仮想コンピュータ生成されたファントムからシミュレートされたＰＥＴ画像を生成するためにも使用され得ることが理解されるべきである。「ノイズのない」ＰＥＴ画像は、仮想（例えば、コンピュータ生成された、デジタル）ファントム用のコンピュータによって生成され得る。本明細書に説明されるシミュレーション方法は、コンピュータ生成されたファントムのノイズのないＰＥＴ画像を使用して、本明細書に説明される撮像アーチファクトを含む、シミュレートされたＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ画像を生成するために使用され得る。仮想ファントムは、患者の解剖学的構造の領域の三次元表現（例えば、ＣＡＤモデル）であり得る。いくつかの変形例では、ファントムは、患者の標的解剖学的領域（例えば、腫瘍）を含み得る。いくつかの変形例では、仮想ファントムは、限定されるものではないが、解剖学的構造及び／若しくは標的領域のサイズ、形状、及び相対的配置、１つ以上の解剖学的構造及び／若しくは標的領域の絶対的及び／又は相対的運動、並びに／又は解剖学的構造及び／若しくは標的領域の組織密度を含む、患者の解剖学的構造及び／又は標的領域（例えば、腫瘍）の物理的属性を含み得る。仮想ファントムはまた、解剖学的構造についてのシミュレートされたＰＥＴトレーサー取り込み動態及び／又は特性を含み得る。コンピュータ生成されたファントムの一例は、ｘＣＡＴファントムであり、これは、「可視ヒト」プロジェクトに基づく患者の仮想解剖学的モデルである。ｘＣＡＴファントムは、解剖学的構造及び標的領域（並びに任意選択的に、それらの解剖学的構造及び標的領域のモーションモデル）を患者内に含めるようにプログラムされ得る。いくつかの変形例では、解剖学的構造の各々内のＰＥＴトレーサー取り込みのモデルは、ｘＣＡＴファントムの一部として含まれ得る。ｘＣＡＴファントムから生成されたＰＥＴ画像は、本明細書に説明される方法のいずれかを使用して、シミュレートされたＢｇＲＴ放射線療法ＰＥＴ画像に変換され得る。シミュレートされたＢｇＲＴ放射線療法ＰＥＴ画像は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器がｘＣＡＴファントムの画像を取得するために使用された場合に取得されることが予想されるＰＥＴ信号に近似する。いくつかの変形例では、ｘＣＡＴファントムから生成されるノイズのないＰＥＴ画像は、タイムスタンプを有する一連のＬＯＲ事象を含むリストである合成リストモードデータに変換され得、リストモードデータは、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムに存在するアーチファクト及びノイズを含む。
【0145】
ＢｇＲＴ放射線療法システム応答性（ＬＯＲ）シミュレータ
第１の条件のセットの下で取得又は生成されたＰＥＴ撮像データを、第２の条件のセットの下で取得又は生成されたＰＥＴ撮像データに変換するためのいくつかの方法は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得されたＬＯＲ事象をシミュレートする合成ＬＯＲ事象のシリアル化されたリスト（すなわち、各事象に対するＬＯＲカウント及びタイムスタンプ）を生成することを含み得る。ＬＯＲ事象のシリアル化されたリストは、リストモードＬＯＲデータと呼ばれ、ＬＯＲ事象の順序付きリストを含み、それらの対応する検出時間（すなわち、ＰＥＴ検出器によって検出されたときのタイムスタンプ）、並びにいくつかの変形例では、ＬＯＲの角度（例えば、ＬＯＲを感知した検出器の角度場所）、及びＰＥＴ視野の中心からのオフセットを有する。これらの方法は、デジタルファントムの診断的ＰＥＴ撮像データ及び／又はノイズのないコンピュータ生成されたＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムで取得されたＰＥＴ撮像データに存在するアーチファクト、ノイズ、及びＰＥＴ検出器の制約を含む、リストモードＬＯＲデータに変換するために使用され得る。
第１の条件のセットの下で取得又は生成されたＰＥＴ撮像データを、第２の条件のセットの下で取得又は生成されたＰＥＴ撮像データに変換するためのいくつかの方法は、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得されたＬＯＲ事象をシミュレートする合成ＬＯＲ事象のシリアル化されたリスト（すなわち、各事象に対するＬＯＲカウント及びタイムスタンプ）を生成することを含み得る。ＬＯＲ事象のシリアル化されたリストは、リストモードＬＯＲデータと呼ばれ、ＬＯＲ事象の順序付きリストを含み、それらの対応する検出時間（すなわち、ＰＥＴ検出器によって検出されたときのタイムスタンプ）、並びにいくつかの変形例では、ＬＯＲの角度（例えば、ＬＯＲを感知した検出器の角度場所）、及びＰＥＴ視野の中心からのオフセットを有する。これらの方法は、デジタルファントムの診断的ＰＥＴ撮像データ及び／又はノイズのないコンピュータ生成されたＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムで取得されたＰＥＴ撮像データに存在するアーチファクト、ノイズ、及びＰＥＴ検出器の制約を含む、リストモードＬＯＲデータに変換するために使用され得る。
【0146】
図１３Ａは、シミュレートされた又は合成リストモードＬＯＲデータを生成するための例示的な方法１３００を示す。任意選択的に、方法１３００は、合成リストモードデータに基づいて第２のＰＥＴ画像を生成することを含み得る。合成リストモードＬＯＲデータは、第１のＰＥＴ画像を取得したＰＥＴ撮像システムとは異なるＰＥＴ撮像システム上で取得され得るリストモードＬＯＲデータをシミュレートし得る。いくつかの変形例では、方法１３００は、第１のＰＥＴ画像を生成するために使用される撮像方法とは異なる撮像方法を使用して生成される第２のＰＥＴ画像を生成するために使用され得る。例えば、方法１３００は、仮想ファントムのコンピュータ生成されたＰＥＴ画像を使用して、実際のＰＥＴ撮像システムで取得されたＰＥＴ ＬＯＲデータ及び／又はＰＥＴ画像をシミュレートする、合成リストモードデータ及び／又はＰＥＴ画像を生成し得る。別の例として、第１のＰＥＴ画像は、診断的ＰＥＴシステム（例えば、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有するＰＥＴシステム）上で取得されたＰＥＴ画像であり得、方法１３００は、データ及び画像がＢｇＲＴ放射線療法システム（例えば、ＰＥＴ検出器の部分リング又は弧を有するＰＥＴシステム）のＰＥＴ撮像システム上で取得されたかのように、合成リストモードデータ及び／又はＰＥＴ画像を生成するために使用され得る。いくつかの変形例では、方法１３００は、ＬＯＲ角度及びＰＥＴ画像からのオフセットデータを含むサイノグラムを生成すること（１３１１）を含み得る。ＰＥＴ画像は、診断的ＰＥＴ撮像システム又はコンピュータ生成されたファントムから取得され得る。例えば、ＰＥＴ画像は、解剖学的構造について取得され得る。いくつかの変形例では、解剖学的構造が移動している（例えば、肺が人の呼吸中に移動している）とき、複数のＰＥＴ画像が、解剖学的構造の各運動フェーズに対して取得される。本明細書では、解剖学的構造の運動フェーズは、解剖学的構造の運動中の特定の時点における解剖学的構造の比較的変化しない位置である。更に、方法１３００は、例えば、図４Ｃに関連して、上記のように、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムなどのＰＥＴ撮像システムのアーチファクトを含むように、サイノグラムを修正すること（１３１３）を含む。加えて、方法１３００は、修正されたサイノグラムのＬＯＲをシリアル化することによって、リストモードＬＯＲデータを生成すること（１３１５）を含む。リストモードＬＯＲデータ生成の更なる詳細は、以下で論じられる。また、方法１３００は、任意選択的に、解剖学的構造の運動フェーズに対応する各ＰＥＴ画像に対してリストモードデータを生成するプロセスを繰り返すこと（１３１７）を含み得る。更に、方法１３００は、フィルタ補正逆投影アプローチ、飛行時間（ＴＯＦ）、及び／又は反復再構成技術のいずれかによって、標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成すること（１３１９）を任意選択的に含み得る。
【0147】
図１３Ｂは、シミュレートされた又は合成リストモードＬＯＲデータを生成するための方法の別の変形例である。任意選択的に、方法１３２０は、合成リストモードデータに基づいて第２のＰＥＴ画像を生成することを含み得る。合成リストモードＬＯＲデータは、第１のＰＥＴ画像を取得したＰＥＴ撮像システムとは異なるＰＥＴ撮像システム上で取得され得るリストモードＬＯＲデータをシミュレートし得る。方法１３００とは対照的に、方法１３２０は、第１のＰＥＴ画像からサイノグラムを生成することを含まない。一例として、方法１３２０は、飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴシステムによって取得されたＰＥＴ画像（又は画像の各画素若しくはボクセルが、例えば、ＰＥＴ画像の画素若しくはボクセルの強度が、ＬＯＲカウント若しくは陽電子対消滅光子放射事象の数と相関する、ＬＯＲカウント又は放射事象の数によって表される任意のＰＥＴ画像）のシミュレートされた又は合成リストモードデータを生成するために使用され得る。方法１３２０は、標的領域の第１のＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像内の各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換すること（１３２１）と、プロットから放射事象をサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めること（１３２３）と、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、サンプリングされた放射事象をシリアル化することによって、プロットからリストモードデータを生成すること（１３２５）と、を含み得る。任意選択的に、方法１３２０は、各画素において、その画素における放射事象の数と相関する強度レベルをプロットすることによって、リストモードデータを使用して標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成すること（１３２７）を含み得る。いくつかの変形例では、合成リストモードデータは、特定のＰＥＴ撮像システムの性質及び／又は特性を反映するように更に修正され得る。例えば、合成リストモードデータは、減衰、及び／又は視野、及び／又は検出器効率、及び／又は散乱を含む、ＰＥＴ撮像システムの１つ以上の特性を考慮するように修正され得る。合成リストモードデータに対する修正は、例えば、スケーリング係数の適用を乗算すること、検出器の視野に基づいてＬＯＲを選択すること、効率乗算係数を適用すること、及び／又は画像全体の散乱をシミュレートするために各ＬＯＲの散乱カーネルを統合することを含み得る。代替的に、又は追加的に、合成リストモードデータは、合成サイノグラムに変換され得、撮像アーチファクト及び／又は補正は、合成サイノグラムに適用されて、特定のＰＥＴ撮像システムからＬＯＲデータ（例えば、ＰＥＴ撮像データ）を取得することに起因し得るサイノグラムをシミュレートし得る。ＰＥＴ撮像システム性質の例は、方法１４００のサイノグラム修正１４２１、並びに図１４Ｂに図示されるフィルタ及び因子を参照して、以下に更に説明される。修正されたサイノグラムは、第２のＰＥＴ画像を生成するように逆投影され得る。複数の第１のＰＥＴ画像が経時的に同じ領域（例えば、標的運動を捕捉するための４－Ｄ ＰＥＴ）で提供される変形例では、方法１３２０が、運動フェーズに対応する各ＰＥＴ画像に対するリストモードデータを生成するために繰り返され得る。
【0148】
図１４Ａは、仮想ファントム（例えば、ｘＣＡＴファントム）の診断的ＰＥＴ画像又はノイズのないＰＥＴ画像を使用してリストモードデータ（すなわち、対応する検出タイムスタンプを有するＬＯＲデータの配列）を生成するための方法の一変形例のフローチャート表現であり、図１４Ｂは、ＢＧＲＴ放射線療法システムによって生成されたＬＯＲ（及びその後のＰＥＴ画像）を統計的に表す合成ＬＯＲを生成するための方法１４００の概念図である。リストモードＬＯＲデータは、ＢｇＲＴ放射線療法システムで取得されたリストモードデータに存在し得る撮像アーチファクトを含み得る。生成されたリストモードＬＯＲデータは、ＢＧＲＴシステム内のランダムなノイズをモデル化するポアソンプロセス（放射性崩壊を表す）として時間的に分布されたランダムな事象からなる。
【0149】
方法１４００は、１つ以上の低ノイズＰＥＴ画像をインポートすること（１４１１）と、計画スキャンパラメータ及びＢｇＲＴシステムパラメータを決定すること（１４１３）を含み得る。低ノイズＰＥＴ画像の例としては、診断的ＰＥＴ撮像システムからの標的領域の診断的ＰＥＴ画像（例えば、図１４Ｂに示すようなＰＥＴ画像１４４０など）又は仮想ファントムのコンピュータ生成されたＰＥＴ画像が挙げられ得る。診断的ＰＥＴ撮像システムは、ＢｇＲＴ放射線療法システムと関連付けられていない別個の撮像システムであってもよい。任意選択的に、方法１４００は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムと関連付けられたパラメータを抽出することを含み得る。これらの計画パラメータとしては、ビームステーションの数及び場所、ビームステーションがどの程度離れているか、及びビームステーションが何個使用されているか、ＩＥＣ－Ｙ若しくは長手方向軸に沿った患者プラットフォームの場所、並びに／又はビームステーションにおける滞留時間、特定のガントリ位置におけるガントリの滞留時間、シミュレートされたＰＥＴ画像が決定される間のガントリの回転数、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムについて観察された散乱、治療用照射面を通過するカウチの数（すなわち、患者プラットフォームがビームステーションを通って移動する回数など）などの、計画スキャンと関連付けられた任意の他のパラメータが挙げられ得る。
【0150】
ＢｇＲＴシステムパラメータは、ＢｇＲＴシステムの幾何学的形状に関連するパラメータを含み得る（例えば、そのようなパラメータとしては、ＰＥＴ検出器の結晶幅、平面内及び軸方向に対する検出係数、ＰＥＴ検出器の場所、ＰＥＴ検出器の幾何学的形状、検出器の数、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度 、検出器時間解像度、又は任意の他のＢｇＲＴシステムパラメータ（例えば、ＢｇＲＴ ＰＥＴ画像取得と関連付けられたパラメータ）などが挙げられ得る。追加のパラメータＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像パラメータは、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムの較正を含み得る。本明細書では、較正は、事前較正されたスケーリング係数を使用して、診断的ＰＥＴ画像を取得するときに診断的ＰＥＴ撮像システムによって記録される放射性トレーサーを含有する解剖学的構造からの放射線強度と、放射性トレーサーを含有するその特定の解剖学的構造に対してＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムによって記録されたことになるＬＯＲの数とをマッピングする。減衰及び散乱（元のファントム画像に含まれていない可能性がある）が、サイノグラムに追加され得る。
【0151】
方法１４００は、標的領域のインポートされた低ノイズ診断的ＰＥＴ画像を、シミュレートされたスキャンに使用されるビームステーションに対応する画像のセットに分割すること（１４１５）を更に含み得る。例えば、ＰＥＴ画像が複数のＰＥＴ画像スライスを含有する場合、これらのスライスは、スライスのセットにグループ化され得、スライスの各セットは、ＢｇＲＴシステムの特定のビームステーションに対応する。
【0152】
方法１４００は、上記のように、計画スキャンパラメータ及びＲＴシステムパラメータから指定されるように、各ビームステーションのＰＥＴ画像から診断的サイノグラム（例えば、図１４Ｂに示されるようなノイズのないサイノグラム１４４２）を生成すること（１４１７）を更に含む。一変形例では、診断的サイノグラムは、順投影（ラドン変換）を使用して診断的ＰＥＴ画像から生成され得る。サイノグラムは、診断的ＰＥＴ画像（ＰＥＴ検出器の完全なリングを使用してＰＥＴ信号を取得し、長い取得時間を有する）及び／又は仮想ファントム（例えば、ｘＣＡＴファントム）のノイズのないＰＥＴ画像から生成されるため、この「理想的な」又は診断的サイノグラムは、ノイズ又は撮像アーチファクトを、あったとしてもほとんど含有しない「理想的な」ＬＯＲのセットを表し得る。いくつかの変形例では、仮想ファントムから生成されるサイノグラムのＬＯＲは、現実世界のＰＥＴ撮像システムの特性（例えば、ＰＥＴ検出器の感度、ＰＥＴ検出器の場所、制限された取得時間など）のうちのいずれかを含まないか、又はそれらを考慮しなくてもよい。
【0153】
更に、方法１４００は、放射性トレーサーの放射能レベル（例えば、サイノグラム上の画素の「強度」）を、サイノグラムビンの各々における予想されるＬＯＲカウントの数に変換する事前較正されたスケーリング係数を使用して、各ビームステーションの診断サイノグラムを個々のＬＯＲの第２のサイノグラム（例えば、図１４Ｂに示されるような第２のサイノグラム１４４４）に変換すること（１４１９）を含む。診断的サイノグラムを個々のＬＯＲを有する第２のサイノグラム１４４４に変換することは、第２のＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器の特性、及び／又は検出可能であるＬＯＲ（したがって、検出されるＬＯＲ）の数に影響し得るＰＥＴトレーサー特性を組み込み得る。スケーリング係数は、第２のＰＥＴ撮像システム及び／又はＰＥＴトレーサーのＰＥＴ検出器の特性を表し得、ＰＥＴ検出器感度（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器の感度）の較正及び／又はＰＥＴトレーサーの活性濃度のうちの１つ以上に基づいて定義され得る。異なるＰＥＴ検出器及び／又は幾何学的形状を有する、又は異なるＰＥＴトレーサーを使用するシステムは、異なるスケーリング係数をもたらし得る。例えば、１ミリリットル当たりキロ（ｋ）ベクレル（ｋＢｑ／ｍｌ）の単位で測定される特徴的な放射能濃度を有する特定のＰＥＴトレーサーについては、その放射能に基づいて、予想されるＬＯＲの数又はカウントが存在し得る：ＬＯＲ＝スケーリング係数×放射能濃度。ビームステーションで検出可能なＬＯＲの数はまた、そのビームステーションにおける滞留時間によって影響され得る。スケーリング係数はまた、第２のＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器がＬＯＲを検出する能力を組み込み得、つまり、ＰＥＴトレーサーの放射能は、特定の数のＬＯＲをもたらし得るが、一方で、ＰＥＴ検出器は、ＬＯＲが生成される場所に対して、それらの感度及び／又は配置によってそれらのＬＯＲを検出する能力が制限され得、ＰＥＴトレーサーによって放出されたＬＯＲよりも少ないＬＯＲを検出し得、いくつかの変形では、診断的ＰＥＴ画像について検出されたＬＯＲよりも少ないＬＯＲを検出し得る。スケーリング係数は、これらの特性を反映するように選択され得る。いくつかの変形例では、スケーリング係数は、第２のＰＥＴ撮像システムに対して測定され得る。一例として、ＰＥＴ検出器の完全なリングを有する診断的ＰＥＴ撮像システムのスケーリング係数は、２つの対向する部分リングに配置されたＰＥＴ検出器を有するＢｇＲＴ放射線療法のＰＥＴ撮像システムのスケーリング係数とは異なり得る。この事前較正されたスケーリング係数が、診断的ＰＥＴ画像の比較的ノイズのないサイノグラム及び／又は仮想ファントムのノイズのないＰＥＴ画像を修正するために使用される場合、結果として得られる（すなわち、第２の）サイノグラムは、第２のＰＥＴ撮像システム（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム）に存在するノイズ及びアーチファクトを含むＬＯＲを有し得る。ＢｇＲＴ放射線療法システムの一実施態様では、スケーリング係数は、約１００～約５０００、例えば、約２０００と推定され得る。
【0154】
方法１４００は、第２のＰＥＴ撮像システムの性質を含むように、各ビームステーションに対して第２のサイノグラム（図１４Ｂに示されるようなサイノグラム１４４４）を修正すること（１４２１）を更に含み得る。そのような特性の例としては、図１４Ｂのプロセス１４４５によって概略的に示されるように、散乱、検出器効率、減衰など（例えば、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ撮像システム）が挙げられ得る。図１４Ｂに示されるように、第２のサイノグラム１４４４は、散乱フィルタ（図１４Ｂに示されるような散乱１４４６ａ）、並びに検出器効率１４４６ｂ及び視野補正１４４６ｃと関連付けられたフィルタを適用するいくつかの係数を使用することによって、ＢｇＲＴ画像に対応するように修正される。加えて、診断的スキャナで使用された任意の減衰補正係数（＞１）は、フィルタ処理され得る（例えば、減衰１４４６Ｄの前の分割符号によって概略的に示されるように除去される）。ＸＣＡＴファントムを用いた変形例では、減衰は想定されず、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムに対応するサイノグラムを取得するために、各ＬＯＲによって経験される追加の減衰が組み込まれる（例えば、追加される）必要があることに留意されたい。減衰フィルタは、ＸＣＡＴファントムに付属し得る。結果的に得られたサイノグラム１４４８は、診断的サイノグラムの修正されたサイノグラムを表す。サイノグラム１４４８は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システムによって取得されたサイノグラムと類似したサイノグラムを取得するためにランダムサンプリングが使用されていないという意味で、依然として「ノイズがない」ことに留意されたい。
【0155】
方法１４００はまた、第２のサイノグラムのＬＯＲをシリアル化することによって、各ビームステーションに対して合成リストモードデータを生成すること（１４２３）を含み得る。ビームステーションサイノグラムのＬＯＲをシリアル化することは、サイノグラムビンをランダムな事象に再サンプリングすることを含み得る（例えば、図１４Ｂに示される再サンプリング１４４７を参照されたい）。再サンプリング１４４７は、図１５Ａに関連して以下に更に説明されるように、逆変換サンプリングを使用することによって、サイノグラムビンをランダムＬＯＲ事象のセットに変換することを含み得る。更に、リストモードＬＯＲデータを生成すること（１４２３）は、各事象（ＬＯＲ）にタイムスタンプを割り当てること（図１４Ｂに示されるタイムスタンプ１４４９を割り当てることを参照されたい）を含む。タイムスタンプは、ランダムに割り当てられ、図１７Ａ及び図１７Ｂに関連して以下に更に説明されるように、指数確率分布（ポアソン確率分布と関連付けられる）に従う。最後に、方法１４００は、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像プロセス中に取得され得る典型的なサイノグラムをシミュレートするシミュレートされたサイノグラムを生成するために、リストモードＬＯＲデータを再ビニングする任意選択的なステップ１４２５を含み得る（例えば、シミュレーションサイノグラム１４６０をもたらす再ビニング１４５１が図１４Ｂに示される）。再ビニング１４２５は、サイノグラムデータ点を、リストモードＬＯＲデータ内の各ＬＯＲに対するサイノグラムビンと関連付けることを含む。本明細書では、サイノグラムビンは、類似のＬＯＲデータ点の群に対応するサイノグラム内の領域である）。いくつかの変形例では、シミュレートされたサイノグラムは、任意選択的に、ＢｇＲＴ ＰＥＴ撮像システム上で取得され得るＰＥＴ画像をシミュレートするＰＥＴ画像に逆投影され得る。これらのシミュレートされたＰＥＴ画像は、上記のように、ＢｇＲＴが患者に好適であるかどうかを評価するために分析され得る。いくつかの変形例では、ステップ１４１７～１４２５は、各運動フェーズに対して繰り返され得る。
【0156】
元の画像とは異なるスキャナからＬＯＲをシミュレートするための方法の一変形例は、散乱、検出器効率、減衰、及び視野の制限の影響を含むように、元の画像からＬＯＲを修正することを含み得る。例えば、散乱フィルタ（図１４Ｂに示される散乱１４４６ａ）、及び／又は検出器効率１４４６ｂ及び視野補正１４４６ｃと関連付けられたフィルタは、元の画像からのＬＯＲに適用され得る。加えて、元のスキャナで使用された任意の減衰補正係数（＞１）がフィルタ処理され得る。いくつかの変形例では、減衰は、カウントへの変換を修正することによって補正され得る。これらのフィルタ（１４４６Ａ～１４６０Ｄ）及び補償効果の例が図１４Ｂに図示される。いくつかの変形例では、第２のスキャナの視野内にないＬＯＲは、除外され得る。いくつかの変形例では、他の散乱及びランダムな事象が、元の画像に直接適用され得る。
【0157】
図１５Ａは、１つ以上のＰＥＴ画像からのサイノグラムを使用してリストモードＬＯＲデータを生成する例示的な方法１５００を示す。方法は、標的領域の診断的ＰＥＴ画像から（又は上述のようにコンピュータ生成されたファントムから）診断的サイノグラムを生成すること（１５１１）を含む。診断的サイノグラムは、セクション（サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ））に分割され得、各ビンは、角度の範囲
、
並びに法線距離（オフセット）の範囲Ｓｊ＝ｓｊ±ｄｓ及び所与のスライス、又はいくつかの変形例では、検出器列ｋ（例示的な検出器列ｋが図２Ｄに示される）を含有する。例示的な診断的サイノグラムのセット１５４０が図１５Ｂに示される。診断的サイノグラム１５４０は、サイノグラムスライス１５４１Ａ、１５４１Ｂなどを含み、各スライスは、ＩＥＣ－Ｙ方向に沿って位置する特定の検出器列ｋに対応する。各サイノグラムスライスは、図１５ＢのＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）によって示されるようにビンに分割される。特定のサイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）内のＬＯＲは、ほぼ同じ角度θｉ、及びほぼ同じ法線距離ｓｊ、及び同じ検出器列ｋを有する。したがって、Ｂｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、列ｋにおけるＬＯＲ（ｉ、ｊ）に対応すると言える。したがって、各サイノグラムビンは、対応する角度θｉ（例えば、検出器位置）及びオフセットＳｊで検出されたＬＯＲ事象を表す。
【数2】
並びに法線距離（オフセット）の範囲Ｓｊ＝ｓｊ±ｄｓ及び所与のスライス、又はいくつかの変形例では、検出器列ｋ（例示的な検出器列ｋが図２Ｄに示される）を含有する。例示的な診断的サイノグラムのセット１５４０が図１５Ｂに示される。診断的サイノグラム１５４０は、サイノグラムスライス１５４１Ａ、１５４１Ｂなどを含み、各スライスは、ＩＥＣ－Ｙ方向に沿って位置する特定の検出器列ｋに対応する。各サイノグラムスライスは、図１５ＢのＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）によって示されるようにビンに分割される。特定のサイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）内のＬＯＲは、ほぼ同じ角度θｉ、及びほぼ同じ法線距離ｓｊ、及び同じ検出器列ｋを有する。したがって、Ｂｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、列ｋにおけるＬＯＲ（ｉ、ｊ）に対応すると言える。したがって、各サイノグラムビンは、対応する角度θｉ（例えば、検出器位置）及びオフセットＳｊで検出されたＬＯＲ事象を表す。
【0158】
方法１５００は、ＰＥＴサイノグラム（例えば、診断的サイノグラム１５４０）から、逆累積確率密度関数（ＣＤＦ）を生成すること（１５１３）を含む。ＣＤＦは、サイノグラムビンからのＬＯＲカウントのヒストグラムから取得され得る。
【0159】
一変形例では、ＬＯＲカウントのヒストグラムからＣＤＦを生成するための方法は、各サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）に対するカウント数ｃｉを示すヒストグラムを生成（例えば、プロット）することを含み得る。カウント数ｃｉ，ｊ，ｋは、カウント数を全てのビン内の全てのＬＯＲの合計カウントＴで除算することによって、確率ｐｉ，ｊ，ｋに変換され得る、
、
次いで、ｐｉ，ｊ，ｋ＝ｃｉ，ｊ，ｋ／Ｔ。確率ｐｉ，ｊ，ｋは、サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）に１つのカウントを有する確率を示す。一実施態様では、ビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、Ｂｉｎ（ｌ）として連続的に再番号付けされ得る。あるいは、ビンは、各値ｋに対して連続的に再番号付けされ得る（例えば、１５１４Ａなどの各サイノグラムスライスは、連続的に番号付けされたビンＢｉｎ（ｌ）を有し得る）。ＣＤＦ、サイノグラムについて、Ｆ（ｌ）は、次いで、確率を合計することによって生成され得る
。
次いで、生成されたＣＤＦは、例えば、任意の逆伝達関数を使用して、及び／又はＣＤＦ上の各点に対するｘ及びｙの値を入れ替えることによって反転され得、その例が図１５Ｇに図示される。
【数3】
次いで、ｐｉ，ｊ，ｋ＝ｃｉ，ｊ，ｋ／Ｔ。確率ｐｉ，ｊ，ｋは、サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）に１つのカウントを有する確率を示す。一実施態様では、ビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）は、Ｂｉｎ（ｌ）として連続的に再番号付けされ得る。あるいは、ビンは、各値ｋに対して連続的に再番号付けされ得る（例えば、１５１４Ａなどの各サイノグラムスライスは、連続的に番号付けされたビンＢｉｎ（ｌ）を有し得る）。ＣＤＦ、サイノグラムについて、Ｆ（ｌ）は、次いで、確率を合計することによって生成され得る
【数4】
次いで、生成されたＣＤＦは、例えば、任意の逆伝達関数を使用して、及び／又はＣＤＦ上の各点に対するｘ及びｙの値を入れ替えることによって反転され得、その例が図１５Ｇに図示される。
【0160】
図１５Ｇは、ビン番号ｌの関数として累積分布関数１５８０の例を示す（ビン番号ｌは、必ずしもサイノグラムビンと常に関連付けられる必要はないが、いくつかの変形例では、図１６Ａに関連して以下に更に説明するように、物理的空間のビン（ボクセル）と関連付けられ得ることに留意されたい）。ＣＤＦ１５８０は、最後のビン番号で１に等しく、全ての確率が１（すなわち、
）に加算されることを示すことに留意されたい。更に、図１５Ｇは、サイノグラムビン数と確率値の間隔［０，１］との間のマッピングを提供する逆ＣＤＦ１５８１を示す。逆ＣＤＦ１５８１は、ＬＯＲ点が記録されている（すなわち、ＬＯＲのカウントが追加されている）サイノグラムビン番号ｌをサンプリングするために使用される。そのようなサンプリングは、最初に間隔［０，１］で数値Ｕをランダムに選択し、次いで、逆ＣＤＦ１５８１を使用して、ＬＯＲカウントを記録するためのサイノグラムビン番号ｌを取得することによって達成される。プロセスは、十分な数のＬＯＲがサンプリングされるまで繰り返される。上記のように、数値Ｕは、一様確率分布に基づいて、間隔［０，１］からランダムにサンプリングされ得る。
【数5】
【0161】
代替的な実施態様では、例えば、各サイノグラムビンに対して比較的低いＬＯＲカウント（例えば、各サイノグラムビンに対して数百未満のＬＯＲ、各サイノグラムビンに対して数十未満のＬＯＲ）が存在する場合、ＣＤＦは、図１５Ｃに示されるように、方法１５０１によって示されるように取得され得る。例示的な実施態様では、方法１５０１は、方法１５００のステップ１５１３に対応し得る。
【0162】
方法１５０１は、１～それらの最大のそれぞれの値（Ｍａｘ（ｉ）、Ｍａｘ（ｊ）、Ｍａｘ（ｋ））の範囲のそれぞれのインデックス（ｉ、ｊ、ｋ）を使用して、全てのサイノグラムビンを番号付けすること（１５５１）を含む。例えば、サイノグラムビンは、Ｂｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）として番号付けされ得る。更に、方法１５０１は、それぞれのインデックス（ｉ、ｊ、ｋ）の関数として累積ＬＯＲカウントを計算すること（１５５３）を含む。そのような累積ＬＯＲカウントは、Ｘ（ｉ）、Ｚ（ｊ）、及びＹ（ｋ）ＬＯＲ累積カウントと称され、これらのＬＯＲ累積カウントが、それぞれのＩＥＣ方向Ｘ、Ｚ、及びＹに沿って蓄積されることを示す。いくつかの変形例では、ＬＯＲ累積カウントＸ（ｉ）、及びＺ（ｊ）は、検出器の特定の列ｋに対応する特定のインデックスｋについて計算され、Ｘ（Ｉ；ｋ）及びＺ（ｊ；ｋ）と称される。
【0163】
累積ＬＯＲカウントは、様々なやり方で計算され得る。一実施態様では、ＬＯＲ累積カウントＸ（ｉ）は、各サイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）に対するＬＯＲカウントＬ（ｉ、ｊ、ｋ）を、ｊ、及びｋなどの２つの他のインデックスにわたって、
のように、合計することによって計算され得る。同様に、
、
及び
。
累積ＬＯＲカウントＸ（ｉ）、Ｚ（ｊ）、及びＹ（ｋ）が、それぞれのＩＥＣ方向ＩＥＣ－Ｘ、ＩＥＣ－Ｙ、及びＩＥＣ－ＺごとのＬＯＲカウントのヒストグラムに対応することに留意されたい。
【数6】
【数7】
及び
【数8】
累積ＬＯＲカウントＸ（ｉ）、Ｚ（ｊ）、及びＹ（ｋ）が、それぞれのＩＥＣ方向ＩＥＣ－Ｘ、ＩＥＣ－Ｙ、及びＩＥＣ－ＺごとのＬＯＲカウントのヒストグラムに対応することに留意されたい。
【0164】
別の実施態様では、ＬＯＲ累積カウントＸ（ｉ；ｋ）及びＺ（ｊ；ｋ）が特定のインデックスｋに対して計算される場合、これらの累積ＬＯＲカウントＸ（ｉ；ｋ）及びＺ（ｊ；ｋ）は、特定のインデックス値ｋにおけるサイノグラムスライスについて、それぞれのインデックスｊ又はｉに沿ってＬＯＲカウントを最初に合計することによって計算され得る。例えば、図１５Ｄは、所与のインデックスｋによって特徴付けられる特定のサイノグラムスライス（図１５Ｂに示されるスライス１５４１Ａと同様）について、ビン｛Ｘｉ、Ｚｊ｝（例えば、ビン｛Ｘ３、Ｚ４｝が図１５Ｄに示される）を概略的に示す。各ビン｛Ｘｉ、Ｚｊ｝は、ＬＯＲカウント（例えば、ＬＯＲカウント１５５０～１５５２）を含有する。例示的な実施態様では、矢印Ａ１によって図１５Ｄに示されるように、各ビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）におけるＬＯＲカウントＬ（ｉ、ｊ、ｋ）は、
のように合計され、特定のｋの値について、インデックスｉの関数としてＬＯＲカウント数Ｘ（ｉ；ｋ）をもたらし得る。本明細書では、上述されたように、Ｍａｘ（ｊ）は、最大ｊインデックスである。同様に、矢印Ａ２によって図１５Ｅに示されるように、各ビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）におけるＬＯＲカウントＬ（ｉ、ｊ、ｋ）を、
のように合計されて、ｋの特定の値について、インデックスｊの関数としてＬＯＲカウント数Ｚ（ｊ；ｋ）をもたらし得る。本明細書では、上述されたように、Ｍａｘ（ｉ）は、最大ｉインデックスである。スライスｋにわたってＸ（ｉ；ｋ）及びＺ（ｊ；ｋ）を合計することによって、Ｘ（ｉ）、Ｚ（ｊ）を取得することができ、すなわち、
及び
である。最後に、上述されたように、
である。
【数9】
【数10】
【数11】
【数12】
【数13】
【0165】
方法１５０１は、ＬＯＲ累積カウントＸ（ｉ）をＬＯＲカウントの総数
によって単に除算することによって、ＬＯＲ累積カウントＸ（ｉ）を、対応する確率分布関数ｐＸ（ｉ）、ｐＹ（ｊ）、及びｐＺ（ｋ）に変換すること（１５５５）を更に含む。したがって、ｐＸ（ｉ）Ｘ（ｉ）／Ｔ、ｐＺ（ｊ）＝Ｚ（ｊ）／Ｔ、及びｐＹ（ｋ）＝Ｙ（ｋ）／Ｔである。Ｘ（ｉ；ｋ）及びＺ（ｊ；ｋ）のＬＯＲ累積カウントについては、確率は、ｋの各値について
のように計算され、
であることに留意されたい。
【数14】
【数15】
【数16】
【0166】
方法１５０１はまた、対応する確率分布関数を
のように部分的に合計することによって、各（ＩＥＣ－Ｘ、ＩＥＣ－Ｚ、ＩＥＣ－Ｙ）軸に対してＣＤＦを生成すること（１５５７）を含む。Ｘ（ｉ；ｋ）、及びＺ（ｊ；ｋ）のＬＯＲ累積カウントについて、対応するＣＤＦＸ（ｉ；ｋ）及びＣＤＦＺ（ｊ；ｋ）は、
のように計算されることに留意されたい。ＣＤＦプロットの例（軸のいずれかに対する）が、図１５Ｇの上のプロット１８４０に図示されている。
【数17】
【数18】
【0167】
更に、方法１５０１は、生成されたＣＤＦの各々から逆変換関数を作成することによって、（ＩＥＣ－Ｘ、ＩＥＣ－Ｚ、ＩＥＣ－Ｙ）軸に沿ってビンに対するサンプリング曲線を生成すること（１５５９）を含む。逆変換関数（本明細書では逆ＣＤＦとも呼ばれる）は、ＣＤＦを垂直軸で反転させた後、時計回りに９０度の回転によって生成され得る。逆ＣＤＦプロットの例（軸のいずれかに対する）が、図１５Ｇの下のプロット１８４１に図示されている。逆ＣＤＦは、０～１の間隔（ＣＤＦプロットの水平軸上にプロットされ得る）をビン番号（ＣＤＦプロットの垂直軸上にプロットされ得る）にマッピングする。いくつかの変形例では、ＣＤＦ、すなわち、ＣＤＦＸ（ｉ）、ＣＤＦＺ（ｊ）、ＣＤＦＹ（ｋ）のうちのいずれかは、本明細書に説明されるように反転されて、ＩＣＤＦＸ（ｐ）、ＩＣＤＦＺ（ｐ）、又はＩＣＤＦＹ（ｐ）としてそれぞれ表記される対応する逆ＣＤＦをもたらし得、ｐは０～１の範囲であり、それぞれの出力はｉ、ｊ、又はｋである。同様に、ＣＤＦＸ（ｉ；ｋ）及びＣＤＦＺ（ｊ；ｋ）については、対応する逆ＣＤＦは、ＩＣＤＦＸ（ｐ；ｋ）、又はＩＣＤＦＺ（ｐ；ｋ）であり、ｐは、０～１の範囲であり、それぞれの出力は、インデックスｋの特定の値に対して、ｉ、ｊである。
【0168】
方法１５０１の完了で、方法１５００のステップ１５１３が終了する。次いで、方法１５００は、生成された逆ＣＤＦから、シリアル化のためのＬＯＲ事象をランダムにサンプリングすること（１５１５）を含み得る。ランダムなサンプリングは、０～１の乱数ｐを選択すること（乱数ｐは、一様確率分布を使用して選択される）と、逆ＣＤＦへの入力として選択された乱数ｐを使用して、ビン番号のそのＣＤＦインデックス（例えば、関連付けられたＩＣＤＦＸ（ｉ）、ＩＣＤＦＺ（ｊ）、又はＩＣＤＦＹ（ｋ）に対応するインデックスｉ、ｊ、又はｋ）に対応するものを生成することと、を含む。次いで、生成されたインデックスｉ、ｊ、及びｋは、特定のサイノグラムビンＢｉｎ（ｉ、ｊ、ｋ）を選択するために使用され、これは、シリアル化され得るＬＯＲ事象をもたらす。ＩＣＤＦＸ（ｐ；ｋ）又はＩＣＤＦＺ（ｐ；ｋ）について、入力として乱数ｐを選択することは、インデックスｋの所与の値に対してインデックスｉ、ｊを生成する。
【0169】
いくつかの変形例では、ステップ１５１５は、例えば、ＩＣＤＦＸ（ｉ）、ＩＣＤＦＺ（ｊ）、又はＩＣＤＦＹ（ｋ））関数が使用されるときに、図１５Ｆに示されるサブステップ１５６１～１５６９を含み得る。例えば、ステップ１５１５は、０～１のランダムに均一に分布した数を生成すること（１５６１）と、ＩＥＣ－Ｘ方向に対する逆ＣＤＦ（例えば、ＩＣＤＦＸ（ｉ））を使用して、生成された乱数に対応するビンに対するインデックスｉを識別すること（１５６３）と、ＩＥＣ－Ｚ方向に対する逆ＣＤＦ（例えば、ＩＣＤＦＺ（ｊ））を使用して、生成された乱数に対応するビンに対するインデックスｊを識別すること（１５６５）と、ＩＥＣ－Ｙ方向に対する逆ＣＤＦ（例えば、ＩＣＤＦＹ（ｋ））を使用して、生成された乱数に対応するビンに対するインデックスｋを識別すること（１５６７）と、識別されたインデックスｉ、ｊ、及びｋを有するＬＯＲがシリアル化されることになるビンを選択すること（１５６９）と、を含み得る。
【0170】
方法１５００は、サンプリングされたＬＯＲ事象がＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ検出器によって検出可能であるかどうかを決定すること（１５１７）を含む（例えば、ＬＯＲ事象は、ＬＯＲ事象と関連付けられたガンマ線がＰＥＴ検出器に到達しないようにＰＥＴ検出器が位置付けられる場合、ＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ検出器によって検出されない場合がある）。これは、サンプリングされたＬＯＲをＢｇＲＴシステムの幾何学的形状にプロットし、ＬＯＲが所与の発射角度に対して両方の検出器と交差することを検証することによって行われる。ＬＯＲ事象が、ＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ検出器によって検出されないと決定された場合（ステップ１５１７、いいえ）、方法１５００は、ステップ１５１５に戻る。あるいは、ＬＯＲ事象がＢｇＲＴ放射線療法システムＰＥＴ検出器によって検出されると決定された場合（ステップ１５１７、はい）、方法１５００は、選択されたビンに対応するサンプリングされたＬＯＲのポアソン分布タイムスタンプをランダムに割り当てること（１５１９）に進む。ポアソン分布を使用してタイムスタンプを割り当てる更なる詳細が、図１７Ａ及び図１７Ｂに関連して以下に説明される。
【0171】
更に、方法１５００は、サンプリングされたＬＯＲ事象を、その対応するタイムスタンプを有するデータベースに記憶すること（１５２１）と、割り当てられたタイムスタンプに基づいて、タイムスタンプが発射位置で滞留時間を満たすか、又はそれを超えるかを決定すること（１５２３）と、を含む。タイムスタンプが、所与の検出器位置で滞留時間を満たさないか、又は超えない場合（ステップ１５２３、いいえ）、方法１５００は、ステップ１５１５に戻る。あるいは、タイムスタンプが所与の検出器位置で滞留時間を満たすか、又はそれを超える場合（ステップ１５２３、はい）、方法は、ビームステーションの全ての検出器位置が完了するまで、次の検出器位置（例えば、上記の位置ｌｐｏｓ）を選択すること（１５２５）を含む。
【0172】
方法１３００～１５００は、診断的ＰＥＴ撮像システム（又は仮想ファントムのコンピュータ生成されたＰＥＴ画像のサイノグラム）から取得された診断サイノグラムを使用した合成リストモードＬＯＲデータの生成に関する。ＴＯＦ ＰＥＴ検出器によって取得されたデータを使用して画像が生成されるとき、診断的ＰＥＴ画像は、診断的サイノグラムのフィルタ処理された逆投影によって生成されない場合があり、そのような投影処置と関連付けられたエラーを含まない場合がある。ＴＯＦ ＰＥＴ検出器を使用して取得された診断的ＰＥＴ画像は、ＩＥＣ座標によって説明される物理的空間（ここでは、ボクセルは物理的空間の小さい体積と呼ばれる）内の様々なボクセルにおける放射事象を記録し得る。ＴＯＦ ＰＥＴ画像については、座標ＩＥＣ－Ｘ、ＩＥＣ－Ｚ、及びＩＥＣ Ｙが、対消滅事象の場所について既知である。しかしながら、対消滅事象に対応するＬＯＲの角度θ及びオフセットＳは、既知でなくてもよい。更に、対消滅事象のタイムスタンプは、既知でなくてもよい。いくつかの変形例では、一対のガンマ線が放出される角度は、均一な分布を有し、均一な分布は、図１６Ａ及び図１６Ｃに関連して以下に更に説明するように、０～３６０の角度をランダムにサンプリングするために使用され得る。
【0173】
図１６Ａは、ＴＯＦ ＰＥＴ検出器を使用して取得されたＰＥＴデータから生成されたＰＥＴ画像から合成リストモードＬＯＲデータを生成するための方法の一変形例のフローチャート表現である。一変形例では、診断的ＰＥＴ画像は、二次元画像を表し得、検出器の特定の列に対応するＩＥＣ－Ｙ場所で撮影され得る（例えば、図２Ｄに示される検出器の列ｋについて）。方法１６００は、診断的ＰＥＴ画像を画素又はボクセルＶ（ｉ、ｊ）に分割すること（１６１１）を含み得る。一変形例では、インデックスｉは、方向ＩＥＣ－Ｘに沿ったボクセルインデックス座標を示し得、インデックスｊは、方向ＩＥＣ－Ｚに沿ったボクセルインデックス座標を示し得る。ボクセルＶ（ｉ、ｊ）は、二次元診断的ＰＥＴ画像を小さい二次元エリアに分割し得ることに留意されたい。方法１６００は、ＴＯＦ－ＰＥＴ画像から始まるリストモードデータを生成する文脈で説明されているが、一方で、この方法はまた、画像の各画素又はボクセルが、ＬＯＲカウント又は放射事象の数によって表される（例えば、ＰＥＴ画像の画素又はボクセルの強度は、ＬＯＲカウント又は陽電子対消滅光子放射事象の数と相関する）、任意のＰＥＴ画像とともに使用され得る。
【0174】
方法１６００は、各ボクセルＶ（ｉ、ｊ）に対する放射事象Ｅ（ｉ、ｊ）の数（すなわち、陽電子対消滅光子放射事象）を計算すること（１６１３）を含む。更に、方法１６００は、放射事象の数を確率分布関数に変換すること（１６１５）を含む。例示的な実施態様では、放射事象Ｅ（ｉ、ｊ）の数は、各対ｉ、ｊに対して、固有のインデックスｌが存在するように、最初に、単一のインデックスｌで連続的に再番号付けされ得る。例えば、放射事象Ｅ（ｉ、ｊ）の数は、Ｅ（ｉ、ｊ）＝Ｅ（ｌ）となるように、列優先順序又は行優先順序で再番号付けされ得る。更に、放射事象の総数
は、確率分布関数ｐＥ（ｌ）＝Ｅ（ｌ）／ＴＥを取得するために使用される（ここでは、上記のように、Ｍａｘ（ｉ）及びＭａｘ（ｊ）は、それぞれのインデックスｉ、及びｊの最大値である）。
【数19】
【0175】
更に、方法１６００は、ステップ１６１５で取得された確率分布関数からＣＤＦを決定すること（１６１７）を含む。例示的な実施態様では、ＣＤＦ（ｌ）は、
として取得される。加えて、方法１６００は、ＣＤＦを垂直軸で反転させた後、時計回りに９０度の回転によって、逆ＣＤＦを生成することを含む。逆ＣＤＦ（ＩＣＤＦＥ（ｐ））は、０～１の間隔（ＩＣＤＦプロットの水平軸上にプロットされ得る）をボクセル番号ｌ（ＩＣＤＦプロットの水平軸上にプロットされ得る）にマッピングする。
【数20】
【0176】
方法１６００は、生成されたＩＣＤＦＥ（ｐ）から、シリアル化のための放射事象をランダムにサンプリングすること（１６１９）を含む。ランダムなサンプリングは、０～１の乱数ｐを選択すること（乱数ｐは、一様確率分布を使用して選択される）と、ＩＣＤＦＥ（ｐ）への入力として選択された乱数ｐを使用して、２つの固有のインデックスｉ及びｊにマッピングするビンインデックスｌに対応するものを生成することと、を含む。次いで、生成されたインデックスｉ及びｊは、放射事象が発生すると決定される特定のボクセルＶ（ｉ、ｊ）を選択するために使用される。ボクセルＶ（ｉ、ｊ）を選択することは、放射事象の物理的座標ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚを決定する（例えば、物理的座標ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚは、ボクセルの中心の座標Ｖ（ｉ、ｊ）、又はボクセル内のランダムな点の座標Ｖ（ｉ、ｊ）であるように選択され得る）。診断的ＰＥＴ画像が３－Ｄ ＰＥＴ画像である変形例では、方法１６００はまた、生成された逆ＣＤＦから、放射事象をランダムにサンプリングして、ＬＯＲ放射事象のＩＥＣ－Ｙ座標を決定することを含み得る。
【0177】
方法１６００は、０～３６０度の範囲内のＬＯＲの角度θをランダムに選択すること（１６２１）を更に含み得る。座標ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚが決定されると、角度θと同様に、ステップ１６２３又は方法１６００に示されるように、オフセットＳもまた、決定され得る。例えば、図１６Ｂは、原点Ｏ、ＩＥＣ－Ｘ座標Ｘｅ、ＩＥＣ－Ｚ座標Ｚｅ、及び点１６３０によって示される放射事象を通過するＬＯＲ線を示す。ＬＯＲ線は、図１６Ｂに示されるように、角度θに向けられる。更に、オフセットＳは、Ｓ＝（Ｚｅ－Ｘｅ・ｔａｎθ）・ｃｏｓθとして計算され得る。
【0178】
方法１６００は、生成されたＬＯＲが２つの対向するＰＥＴ検出器によって検出可能であるかどうかを決定すること（１６２４）を含み得る。いくつかの変形例では、生成されたＬＯＲがＰＥＴ検出器によって検出されることができるかどうかを決定すること（１６２４）は、ＬＯＲがＰＥＴ検出器と交差するかどうか（又は言い換えると、ＰＥＴ検出器がＬＯＲの経路内にあるかどうか）を決定することを含み得る。ＬＯＲ経路は、画像空間内のＬＯＲの計算された角度及びオフセットをプロットし、どの検出器（存在する場合）がＬＯＲ経路内にあるかを決定することによって決定され得る。ＬＯＲが２つの検出器と交差する場合、撮像システムがＬＯＲを検出しており、ＬＯＲがリストモードデータでカウントされ得ると仮定される。
【0179】
角度θ及びオフセットＳによって特徴付けられるＬＯＲがＰＥＴ検出器によって検出可能である場合、方法１６００は、ポアソン確率分布に基づいて、タイムスタンプを割り当てること（１６２５）を含み得る（以下に更に説明されるように）。
【0180】
方法１６００は、ＬＯＲ事象を、その対応するタイムスタンプを有するリストモードＬＯＲデータに記憶すること（１６２７）を更に含む。
【0181】
図１６Ｃは、ＴＯＦ ＰＥＴ検出器を使用して取得されたＰＥＴデータから生成されたＰＥＴ画像から合成リストモードＬＯＲデータを生成するための方法の別の変形例のフローチャート表現である。方法１６０１は、各ボクセルにおける放射事象の数が比較的小さい（例えば、各ボクセル当たり数百未満の放射事象、各ボクセル当たり数十未満の放射事象）ときに使用され得る。方法１６０１のステップ１６４１は、方法１６００のステップ１６１１と同じであってもよい。更に、方法１６０１は、インデックス座標ｉ及びインデックス座標ｊの関数として、放射事象の累積数を計算すること（１６４３）を含む。例えば、累積放射事象関数ＥＸ（ｉ）は、
のように計算され得、式中、Ｍａｘ（ｊ）は、最大ｊインデックスである。同様に、累積放射事象関数ＥＺ（ｉ）は、
のように計算され得、式中、Ｍａｘ（ｉ）は、最大ｉインデックスである。
【数21】
【数22】
【0182】
累積放射事象関数ＥＸ（ｉ）及びＥＺ（ｊ）を使用して、方法１６０１は、放射事象ＥＸ（ｉ）及びＥＺ（ｊ）の累積数を、ｐＥＸ＝ＥＸ（ｉ）／ＴＥ及びｐＥＺとしてそれぞれの確率分布関数に変換すること（１６４５）を含む。＝ＥＺ（ｊ）／ＴＥ（予想されるように、
であり、
であることに留意されたい）。
【数23】
【数24】
【0183】
更に、方法１６０１は、ステップ１６４５で取得された確率分布関数ｐＥＸ及びｐＥＺから、それぞれのＣＤＦＸ（ｉ）及びＣＤＦＺ（ｊ）を決定すること（１６４７）を含む。例示的な実施態様では、ＣＤＦＸ（ｉ）及びＣＤＦＺ（ｊ）は、
及び
として取得される。更に、方法１６００は、それぞれのＣＤＦを垂直軸で反転させた後、時計回りに９０度の回転によって、逆ＩＣＤＦＥＸ（ｐ）及びＩＣＤＦＥＺ（ｐ）を決定することを含む。累積確率関数を逆ＣＤＦに変換する一般的なプロセスが、例えば、図１５Ｃに上記される。ＣＤＦ及び対応する逆ＣＤＦの例が図１５Ｇに図示される。ＩＣＤＦＥＸ（ｐ）は、０～１の間隔をインデックス番号ｉにマッピングし、ＩＣＤＦＥＺ（ｐ）は、０～１の間隔をインデックス番号ｊにマッピングする。インデックスｉ、ｊが決定されると、次いで、これらのインデックスは、放射事象が発生すると決定される特定のボクセルＶ（ｉ、ｊ）を選択するために使用される。ボクセルＶ（ｉ、ｊ）を選択することは、放射事象の物理的座標ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚを決定する。ステップ１６４９を完了した後、方法１６０１は、方法１６００のそれぞれのステップ１６２１～１６２７と同じであり得る、ステップ１６５１～１６５７に進み得る。
【数25】
【数26】
【0184】
図１６Ｄは、ＰＥＴ画像を合成応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法１６６０の一変形例を図示する。ＰＥＴ画像は、ＴＯＦ ＰＥＴを使用して生成された診断的ＰＥＴ画像、及び／又は仮想ファントムのコンピュータ生成されたＰＥＴ画像であり得、ＰＥＴ画像の各画素の強度は、その画素の空間的場所で発生した放射事象の数と相関する。方法１６６０は、ＰＥＴ画像から陽電子対消滅光子放射事象をサンプリングすること（１６６１）と、各サンプリングされた放射事象に対する検出角度を選択すること（１６６３）と、空間座標及び各サンプリングされた放射事象に対する選択された検出角度に基づいてオフセットを決定すること（１６６５）と、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てること（１６６７）と、各放射事象に対する検出角度、オフセット、及びタイムスタンプを組み合わせることによって、合成リストモードＬＯＲデータを生成すること（１６６９）と、を含み得る。初期ＰＥＴ画像が、ＴＯＦ ＰＥＴ画像又は任意のＰＥＴ画像であり得、各画素の強度が、その画素の場所に対応する空間座標を有する放射事象の数と相関する。いくつかの変形例では、放射事象をサンプリングすることが、放射事象の数を確率分布関数に変換することと、累積分布関数（ＣＤＦ）及び逆ＣＤＦを決定することと、生成された逆ＣＤＦから放射事象をランダムに選択することと、を含み得る（図１５Ｇを参照して上記に説明されたように）。検出角度を選択することが、０度～３６０度の範囲の角度をランダムに選択することを含み得る。画素の空間座標及び対応する放射事象が、ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚの座標を含み得、オフセットが、ＩＥＣ－Ｘ座標、ＩＥＣ－Ｚ座標、及び選択された検出角度を使用して決定され得る。いくつかの変形例では、方法１６６０が、放射事象にタイムスタンプを割り当てる前に、放射事象（その空間座標、選択された検出角度、及び決定されたオフセットを有する）に対応するＬＯＲが、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器と交差するかどうかを決定することを更に含み得る。いくつかの変形例では、各放射事象にタイムスタンプを割り当てることが、以下に更に説明されるように、ポアソン統計に従って放射事象間の時間間隔を選択することを含み得る。
【0185】
上記のように、方法１５００、１６００、１６０１、及び１６６０は、指数分布関数に関連するポアソン確率分布関数に基づいて、サンプリングされたＬＯＲのタイムスタンプを割り当てることを含む。時間ｔにおける以前の放射事象の後に発生する放射事象の確率は、Ｐ（ｔ）＝１－ｅｘｐ（－λ・ｔ）として指数ＣＤＦによって与えられ、これは、指数確率分布関数ｆ（ｔ）＝λ・ｅｘｐ（－λ・ｔ）を積分することによって取得される。指数確率分布関数ｆ（ｔ）は、時間の関数として記録された放射事象のヒストグラムから取得され得る。放射事象の例示的なヒストグラム１７１１が図１７Ａに示される。ヒストグラム１７１１は、時間の関数としてのＬＯＲカウントの数を示す（ミリ秒単位の時間）が水平軸上に示される）。例えば、最初の１ミリ秒の間、平均約３５０カウントが記録される。ヒストグラム１７１１は、各時点におけるＬＯＲカウントをカウントの総数で除算することによって、確率分布関数に変換され得る。例示的な指数確率分布関数１７１２が図１７Ｂに示され、式ｆ（ｔ）＝λ・ｅｘｐ（－λ・ｔ）によって与えられ、式中、λは、確率分布関数１７１２が時間とともにどの程度速く減衰するかを示す減衰速度である。例えば、確率分布関数１７１２は、約半分のミリ秒でｅの係数（約２．８の係数）だけ減衰し、ｅｘｐ（－１）＝ｅｘｐ（－λ・０．５・１０－６）、又はλ～２０００［１／ｓ］を示す。ＣＤＦ Ｐ（ｔ）＝１－ｅｘｐ（－λ・ｔ）は、以前のカウントが記録された後にＬＯＲカウントが発生するのに必要な持続時間の確率を示す。例えば、２つの後続のカウント間の持続時間の約６０パーセントは、ミリ秒の半分未満であり得る（Ｐ（０．５ｍｓ）＝１－ｅｘｐ（－１）＝０．６３）。確率分布関数１７１２の期待値は、１／λであり、ミリ秒の約半分であると推定される。したがって、１０，０００個のＬＯＲを収集するには、平均で約１０，０００／λ、又は０．０５秒を必要とする。これは、各ビームステーションにおけるＢｇＲＴ処置中の滞留時間と同様である。例えば、ＢｇＲＴ処置の間、データは、各ビームステーションで約数秒間収集され得、各ビームステーションに対して４回の通過があり、ビームステーション当たり約数十秒の総収集時間をもたらし得る。例えば、２０秒で、収集されたＬＯＲの数は、２０・λ＝２０・２０００＝４０，０００ＬＯＲに等しい。
【0186】
いくつかの変形例では、ＬＯＲ事象又はカウントの間の時間間隔は、０～１の乱数ｐを選択することと、ｐの値に対応するＣＤＦ上の時間間隔を識別することとによって生成され得る。代替的に、又は追加的に、ＣＤＦ Ｐ（ｔ）＝１－ｅｘｐ（－λ・ｔ）は、
のように逆ＣＦＤ（ＩＣＤＦ）に変換され得、ｐは０～１の範囲である。ＩＣＤＦ（ｐ）は、０～１の間隔を、２つの連続放射事象Ｅｋ－１とＥｋとの間の時間差Δｔ（ｋ－１；ｋ）にマッピングする。事象Ｅｋのタイムスタンプｔｓ（ｋ）は、全ての時間差を
のように合計することによって取得され得る。タイムスタンプｔｓ（ｋ）が発射位置における滞留時間を超える場合、全てのＬＯＲが収集され得、検出器位置が変更され得る（例えば、ＰＥＴ検出器を含むガントリは、新しい発射角度位置ｌｐｏｓに移動し得る）。例示的な実施態様では、ガントリは、各発射角度位置ｌｐｏｓで数ミリ秒（例えば、１～２０ミリ秒）を費やし得る。
【数27】
【数28】
【0187】
シミュレートされた（例えば、合成）ＬＯＲ、タイムスタンプ、検出器位置などは、全て、「リストモード」テーブルで組み立てられ得る。次いで、合成リストモードＬＯＲデータが、ノイズの多い又は不十分な（例えば、不完全な）ＬＯＲサンプリングと関連付けられたアーチファクトを含み得るサイノグラムを生成するために使用され得る。図１８は、ＬＯＲカウントの増加を伴うサイノグラム１８１１～１８１３を示す。ノイズは、最も低いＬＯＲカウントを呈するサイノグラム１８１１に対して最も明らかであることに留意されたい。いくつかの変形例では、合成リストモードＬＯＲデータから生成されたサイノグラムは、ＴＯＦ－ＰＥＴ撮像システムによって生成された画像と、非ＴＯＦ ＰＥＴ撮像システムによって生成された画像とを比較するために、逆投影され、使用され得る。
【0188】
いくつかの変形例では、放射能放出速度が十分に低い場合、各サイノグラムビン内のＬＯＲカウントの数は低くてもよい（例えば、数十のＬＯＲカウント）。そのような低い数のＬＯＲカウントは、方法１４００のステップ１４１９に説明されるように、診断的ノイズのないサイノグラムが第２のサイノグラムに変換されるときに、人工的な「量子化ノイズ」をもたらし得る。この量子化ノイズは、Ａ／Ｄコンバータにおける「デジタル化ノイズ」に類似している。「ノイズの多い」変動カウントレートは、ノイズの多い確率分布に変換され、その後にノイズの多いＣＤＦが続くことになり、最終的に、そのようなノイズが合成サンプリングされたＬＯＲに導入され得る。
【0189】
この問題に対する解決策がいくつか存在し、人工的に活性（したがって、カウント）を高めて、次いで、補償のための撮像時間を効果的に低減することを含む。例えば、いくつかの変形例は、ＬＯＲカウントの数の１０倍だけ活性を増加させることと、より短い期間（例えば、期間の１０分の１、１０ミリ秒ではなく１ミリ秒）、逆変換をサンプリングすることと、を含み得る。これは、はるかに「より滑らかな」ＣＤＦを作成することになり、そこからシリアル化するためのビンを選択する。
【0190】
いくつかの変形例では、各ビームステーションの各発射位置に対するカウントを修正するプロセスは、標的領域に対する選択された運動軌道に基づいて（例えば、呼吸又は蠕動運動に基づいて）カウントを修正することを更に含む。運動軌道は、解剖学的構造と関連付けられた組織（例えば、身体器官の組織又は身体器官の集合体）の運動又は変形の尺度と関連付けられる。運動軌道の各時点について、対応するサイノグラムは、その時点についての関連するＰＥＴ画像データに基づいて生成され得、そのサイノグラムは、上記のようにカウントに変換され得、したがって、解剖学的構造の運動を考慮する。
【0191】
運動軌道は、解剖学的構造の任意の好適な運動に対応し得る。例えば、運動軌道が呼吸周期（例えば、人の呼吸周期）に対応する場合、そのような運動軌道は、呼吸運動軌道と呼ばれる。更に、運動軌道が心周期（例えば、人の心周期）に対応する場合、そのような運動軌道は、蠕動運動軌道又は心臓運動軌道と呼ばれる。あるいは、運動軌道は、時間の関数として、ユーザ定義の運動軌道（例えば、解剖学的構造の特定の動きが指定される運動軌道）であり得る。
【0192】
図１９は、ファントム１９１１の様々な領域が互いに対して移動する（例えば、そのような動きは、人の呼吸中の肺の動き又は心筋の動きに対応し得る）とき、又は変形する（例えば、形状を変える）ときに、ファントム１９１１からデータを取得する例示的なプロセスを示す。いくつかの変形例では、ファントム１９１１は、異なる時間（例えば、数ミリ秒ごとに数秒又は数分の持続時間）で患者から取得された複数のＰＥＴ画像と関連付けられて、身体組織の動きを捕捉する。あるいは、ファントム１９１１は、ＰＥＴ画像スキャナを試験するために操作された物体であり得、運動が可能な様々な領域を有するように構成される。あるいは、ファントム１９１１は、コンピュータ生成されたデータ（例えば、患者の呼吸周期中又は患者の心周期中の異なる時点で撮影された患者からのＰＥＴ画像に似ているデータ）であり得る。いくつかの変形例では、移動する仮想ファントムのコンピュータ生成されたＰＥＴ画像が、患者の運動をモデル化するために使用され得る。
【0193】
一変形例では、呼吸周期（又は心周期）に対応するＰＥＴ画像は、ＰＥＴ画像と関連する組織の動きに基づいて、別個のフェーズに分離され得る。一例では、フェーズは、一定の持続時間だけ互いに分離され得る。代替的に、フェーズは、ＰＥＴ画像を形成する画素の移動範囲に基づいて決定され、図１９に示されるように運動軌道１９２２によって例示される、呼吸周期の様々なステージに対応し得る。次いで、特定のフェーズは、破線１９２４によって示されるように、運動軌道１９２２の直角（垂直）軸をセグメントに細分することによって、この運動軌道１９２２からサンプリングされ得る。例えば、運動軌道１９２２のフェーズ１、３、５、及び８に対応するサイノグラムが図１９に示される。各ビンに対して生成されたサイノグラムは、本明細書に説明される方法のいずれかを使用して、合成リストモードＬＯＲデータに変換され得る。上記の方法のうちのいずれかを使用して生成された合成リストモードＬＯＲデータは、ＢｇＲＴのための送達アルゴリズムを試験し、それらの送達アルゴリズムが、周囲の組織の線量制限に従いながら、標的領域に所定の放射線量を提供するかどうかを評価するために使用され得る。診断的ＰＥＴ画像が経時的に取得される変形例（すなわち、４Ｄ ＰＥＴ画像）では、これらは、合成リストモードＬＯＲデータに変換され、次いで、シミュレートされたＰＥＴ画像に逆投影される合成サイノグラムに変換され得る。これらのシミュレートされたＰＥＴ画像のこれらのＰＥＴ信号は、上記の測定基準のうちのいずれかを使用して評価されて、ＢｇＲＴが患者に好適であるかどうかを決定し得る。
【0194】
異なる変形例が本明細書に説明及び例示されているが、当業者は、本明細書に説明される関数を実施並びに／又は結果及び／若しくは利点のうちの１つ以上を取得するための様々な他の手段及び／又は構造を容易に想定し、そのような変形例及び／又は修正例の各々は、本明細書に説明される例示的な発明の範囲内であるとみなされる。より一般的には、当業者は、本明細書に説明される全てのパラメータ、寸法、材料、及び構成が例示的であることを意図していること、及び実際のパラメータ、寸法、材料、及び／又は構成が、本発明の教示が使用される特定の用途に依存することになることを容易に理解するであろう。当業者は、通例的な実験のみを使用して、本明細書に説明される特定の発明の変形例に対する多くの均等物を認識するか、又は確認することができるであろう。したがって、上述の変形例は、単に例として提示されており、添付の特許請求の範囲及びその均等物の範囲内で、本発明の変形例は、具体的な説明及び特許請求の範囲以外のやり方で実施され得ることが理解されるべきである。本開示の発明の変形例は、本明細書に説明される各個々の特徴、システム、物品、材料、キット、及び／又は方法を対象とする。加えて、２つ以上のそのような特徴、システム、物品、材料、キット、及び／又は方法の任意の組み合わせは、そのような特徴、システム、物品、材料、キット、及び／又は方法が相互に矛盾しない場合、本開示の発明の範囲内に含まれる。
【0195】
上記のシステム及び方法は、多くのやり方のうちのいずれかで実装され得る。例えば、本技術の少なくともいくつかの方法は、ハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア、又はそれらの組み合わせを使用して実装され得る。ファームウェア及び／又はソフトウェアに実装されるとき、ファームウェア及び／又はソフトウェアコードは、単一のデバイスに提供されるか、又は複数のデバイス間で分散されるかにかかわらず、任意の好適なプロセッサ又は論理構成要素の集合上で実行され得る。
【0196】
この点において、本明細書に説明される様々な態様は、１つ以上のコンピュータ又は他のプロセッサ上で実行されたとき、上記に論じられた本発明の様々な例を実装する方法を実施する、１つ以上のプログラムを用いてエンコードされたコンピュータ可読記憶媒体（又は複数のコンピュータ可読記憶媒体）（例えば、コンピュータメモリ、１つ以上のフロッピーディスク、コンパクトディスク、光ディスク、磁気テープ、フラッシュメモリ、フィールドプログラマブルゲートアレイ若しくは他の半導体デバイスにおける回路構成、又は他の非一時的媒体若しくは有形コンピュータ記憶媒体）として具現化され得る。コンピュータ可読媒体は、その上に記憶されたプログラムが、上述のように、本発明の様々な態様を実装するために、１つ以上の異なるコンピュータ又は他のプロセッサ上に読み込まれ得るように、可搬であり得る。
【0197】
本明細書では、「プログラム」又は「ソフトウェア」という用語は、上記に論じた例示的な発明の様々な態様を実装するためにコンピュータ又は他のプロセッサをプログラムするために採用され得る任意のタイプのコンピュータコード又はコンピュータ実行可能命令のセットを指すために、一般的な意味で使用される。加えて、当然のことながら、一態様によると、実行されると本発明の方法を実施する１つ以上のコンピュータプログラムは、単一のコンピュータ又はプロセッサ上に存在する必要はなく、本発明の様々な態様を実装するために、いくつかの異なるコンピュータ又はプロセッサの間でモジュール様式で分散されてもよい。
【0198】
コンピュータ実行可能命令は、１つ以上のコンピュータ又は他のデバイスによって実行されるプログラムモジュールなどの多くの形態であってもよい。一般的に、プログラムモジュールは、特定のタスクを実施するか、又は特定の抽象データ型を実装するルーチン、プログラム、オブジェクト、構成要素、データ構造などを含む。典型的には、プログラムモジュールの関数は、異なる変形例で所望に応じて組み合わせられてもよく、又は分散されてもよい。
【0199】
また、データ構造は、任意の好適な形態でコンピュータ可読媒体に記憶され得る。例示の簡略化のために、データ構造は、データ構造内の場所を通して関連するフィールドを有するように示され得る。そのような関係は、同様に、フィールド間の関係を伝えるコンピュータ可読媒体内の場所を有するフィールドに対してストレージを割り当てることによって達成され得る。しかしながら、データ要素間の関係を確立するポインタ、タグ、又は他の機構の使用を含む、データ構造のフィールド内の情報間の関係を確立するために、任意の好適な機構が使用され得る。
【0200】
また、様々な発明の概念は、１つ以上の方法として具体化され得、その例が提供されている。方法の一部として実施される作用は、任意の好適なやり方で順序付けられ得る。したがって、本発明の変形例は、例示されるものとは異なる順序で作用が実施されるように構築され得、これは、例示の変形例及び例において逐次的な作用として示されていても、いくつかの作用を同時に実施することを含み得る。
【図1】
【図2A】
【図2B】
【図2C】
【図2D】
【図2E】
【図2F】
【図2G】
【図2H】
【図3】
【図4A】
【図4B】
【図4C】
【図5A】
【図5B】
【図6A】
【図6B】
【図6C】
【図6D-F】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【図12A】
【図12B】
【図12C】
【図13A】
【図13B】
【図14A】
【図14B】
【図15A】
【図15B】
【図15C】
【図15D】
【図15E】
【図15F】
【図15G】
【図16A】
【図16B】
【図16C】
【図16D】
【図17A-B】
【図18】
【図19】
【手続補正書】
【提出日】2024-06-24
【手続補正1】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０２００
【補正方法】変更
【補正の内容】
【0200】
また、様々な発明の概念は、１つ以上の方法として具体化され得、その例が提供されている。方法の一部として実施される作用は、任意の好適なやり方で順序付けられ得る。したがって、本発明の変形例は、例示されるものとは異なる順序で作用が実施されるように構築され得、これは、例示の変形例及び例において逐次的な作用として示されていても、いくつかの作用を同時に実施することを含み得る。
本発明は、例えば、以下の項目を提供する。
（項目１）
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法であって、前記方法が、
腫瘍の診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することであって、前記シミュレートされた撮像データ及び前記診断的ＰＥＴ撮像データが、トレーサーからのＰＥＴ信号を表す、変換することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍のコントラストノイズ比を示す第１の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍への放射線量を示す第３の測定基準を計算することと、
前記第１、前記第２、及び前記第３の測定基準のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を含む、方法。
（項目２）
追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得することと、
前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴを実施するときに取得された画像と一致する新しいシミュレートされた撮像データに変換することと、
腫瘍に対するコントラスト正規化信号を示す新しい第１の測定基準値を計算することと、
ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す新しい第２の測定基準値を計算することと、
前記腫瘍の体積に対する放射線量を示す新しい第３の測定基準値を計算することと、
前記新しい第１の測定基準値、前記新しい第２の測定基準値、及び前記新しい第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を更に含む、項目１に記載の方法。
（項目３）
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を前記決定することが、前記新しい第１の測定基準値と前記第１の測定基準値との間の差、前記新しい第２の測定基準値と前記第２の測定基準値との間の差、及び前記新しい第３の測定基準値と前記第３の測定基準値との間の差に更に基づく、項目２に記載の方法。
（項目４）
前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データが、ＢｇＲＴ治療を実施する前に取得され、前記ＢｇＲＴ治療が、前記方法の一部を形成しない、項目２に記載の方法。
（項目５）
前記第１の測定基準が、標的領域における平均信号＜Ｔ ｓ ＞と、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞との間の差を、前記バックグラウンド領域における前記信号の分散σ Ｂｇ で除算したもの：
（＜Ｔ ｓ ＞－＜Ｂｇ＞）／σ Ｂｇ として決定される、項目１に記載の方法。
（項目６）
標的領域における前記信号Ｔ ｓ が、臨床標的体積の一部分で計算され、ＰＥＴ信号の値が、前記臨床標的体積で測定される前記ＰＥＴ信号のピーク値の標的閾値パーセント未満である、項目５に記載の方法。
（項目７）
前記標的閾値パーセントが、５０パーセントである、項目６に記載の方法。
（項目８）
前記第１の測定基準が、標的領域（ＰＴＶ）の活性濃度中央値を、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞で除算したもの：
ＡＣ中央値［ＰＴＶ］／＜Ｂｇ＞として決定される、項目１に記載の方法。
（項目９）
Ｂｇが、シェル領域にわたって計算され、前記シェル領域が、生物学的標的化ゾーンの一部分であり、臨床標的体積の一部ではない、項目８に記載の方法。
（項目１０）
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を決定することは、
コントラスト正規化信号が、前記信号に必要な閾値を上回っていることと、
前記ＰＥＴトレーサー活性濃度が、最小濃度閾値を上回っていることと、
決定された前記放射線量が、事前に定義された線量範囲内であることと、を決定することを含む、項目１に記載の方法。
（項目１１）
前記事前に定義された線量範囲が、有界線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）の上限ＤＶＨ曲線及び下限ＤＶＨ曲線によって表される、項目１０に記載の方法。
（項目１２）
ＢｇＲＴを使用する前記適合性が示されていない場合、前記診断的ＰＥＴ撮像データを取得するために使用されるＰＥＴトレーサーのタイプとは異なるタイプのＰＥＴトレーサーを使用して、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得する、項目１に記載の方法。
（項目１３）
第１の測定基準が、ＣＴ撮像を使用して前記腫瘍の視覚的表現を取得することによって更に検証される、項目１に記載の方法。
（項目１４）
前記放射線量が、腫瘍組織の所与の体積分率に対して許容可能な放射線量を決定する関数を含む、項目１に記載の方法。
（項目１５）
前記シミュレートされた撮像データを、一対の検出器要素間の単一応答線（ＬＯＲ）データに変換することを更に含む、項目１に記載の方法。
（項目１６）
ＢｇＲＴ計画を生成することを更に含み、前記ＢｇＲＴ計画が、
識別された標的領域と、
ＰＥＴ撮像データを放射線フルエンスマップに変換し、結果的に、識別された組織に送達される所定の線量をもたらす、発射フィルタと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目１７）
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
前記ＰＥＴ撮像データに基づいてサイノグラムを生成することであって、前記生成することが、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）データを使用して減衰を補正することを含む、生成することと、
前記サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目１８）
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、
ＰＥＴ検出器シンチレータ内の光子散乱をモデル化することによって、前記ＰＥＴ撮像
データに基づいて前記サイノグラムを決定することを更に含む、項目１７に記載の方法。
（項目１９）
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな同時発生に基づく、項目１７に記載の方法。
（項目２０）
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな検出事象に基づく、項目１７に記載の方法。
（項目２１）
前記サイノグラムが、前記サイノグラムを前記腫瘍を含む視野まで切り詰めることによって補正される、項目１７に記載の方法。
（項目２２）
標的視野が、５０センチメートルのサイズを有する、項目２１に記載の方法。
（項目２３）
診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換する方法であって、前記方法が、
ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、方法。
（項目２４）
前記予想されるカウントが、前記シミュレートされた撮像データに対する第２のサイノグラムに変換され、
前記シミュレートされた撮像データが、フィルタ補正逆投影を介して前記第２のサイノグラムから再構成される、項目２３に記載の方法。
（項目２５）
前記フィルタ補正逆投影が、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムからの経験的データを利用する、項目２４に記載の方法。
（項目２６）
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、
標的領域の第１のＰＥＴ画像をサイノグラムに変換することと、
前記サイノグラムからＬＯＲをサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることによって、前記サイノグラムからリストモードデータを生成し、サンプリングされた前記ＬＯＲをリストモードＬＯＲデータにシリアル化することであって、各サンプリングされたＬＯＲが、対応するタイムスタンプを有する、シリアル化することと、
前記リストモードＬＯＲデータをフィルタリング及び逆投影することによって、前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
（項目２７）
前記ＰＥＴ撮像システムの前記ＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目２６に記載の方法。
（項目２８）
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目２６に記載の方法。
（項目２９）
前記リストモードＬＯＲデータが、個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、項目２６に記載の方法。
（項目３０）
前記第１のＰＥＴ画像が、三次元（３Ｄ）又は四次元（４Ｄ）ＰＥＴのうちの１つを含む第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得される、項目２６に記載の方法。
（項目３１）
前記第１のＰＥＴ画像が、仮想ファントムの３Ｄ又は４Ｄコンピュータ生成ＰＥＴ画像である、項目２６に記載の方法。
（項目３２）
前記第１のＰＥＴ画像が、解剖学的構造の一部分に対して取得される、項目３０に記載の方法。
（項目３３）
前記標的領域の場所が、前記解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目３２に記載の方法。
（項目３４）
前記第１のＰＥＴ画像が、経時的に取得された複数のＰＥＴ画像の平均である、項目３３に記載の方法。
（項目３５）
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、
各フェーズについて、対応する前記ＰＥＴ画像フェーズから、代表的なＰＥＴ画像を前記第１のＰＥＴ画像として選択することと、を更に含む、項目３３に記載の方法。
（項目３６）
生成された前記第２のＰＥＴ画像を、前記対応するＰＥＴ画像フェーズと関連付けられたデータレコードとして保存することを更に含む、項目３５に記載の方法。
（項目３７）
前記代表的なＰＥＴ画像が、前記対応するＰＥＴ画像フェーズからのＰＥＴ画像の平均である、項目３５に記載の方法。
（項目３８）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目３５に記載の方法。
（項目３９）
前記リストモードＬＯＲデータから導出された各フェーズに対するサイノグラムを再構成することを更に含む、項目３５に記載の方法。
（項目４０）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目３３に記載の方法。
（項目４１）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目３３に記載の方法。
（項目４２）
前記リストモードＬＯＲデータが、ＬＯＲを含み、各ＬＯＲが、前記ＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、項目２６に記載の方法。
（項目４３）
ＰＥＴ画像をシミュレートされたリストモード応答線（ＬＯＲ）データに変換するため
の方法であって、前記方法が、
第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得されたＰＥＴ画像内の標的領域のための計画スキャンパラメータを決定することと、
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）システムパラメータを決定することと、
前記計画スキャンパラメータ及び前記ＢｇＲＴシステムパラメータに基づいて、前記ＰＥＴ画像から各ビームステーションに対するサイノグラムを生成することと、
各ビームステーションに対する前記サイノグラムを、事前較正されたスケーリング係数を使用して、個々の応答線（ＬＯＲ）の第２のサイノグラムに変換することと、
各ビームステーションに対して前記第２のサイノグラムを修正して、第２のＰＥＴ撮像システムに対する選択されたアーチファクトを含めることと、
各ビームステーションについて、前記第２のサイノグラムからＬＯＲをサンプリングすることによって、リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
（項目４４）
各サンプリングされたＬＯＲについて、タイムスタンプが、逆累積密度関数を使用してサンプリングされる、項目４３に記載の方法。
（項目４５）
前記計画スキャンパラメータが、ビームステーション場所、ビームステーション滞留時間、ビームステーション当たりのガントリ回転数、ビームステーション数、及び治療照射面を通過するカウチの数のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４６）
前記ＢｇＲＴシステムパラメータが、ＰＥＴ検出器の幾何学的形状、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４７）
前記選択されたアーチファクトが、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４８）
前記標的領域の場所が、解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目４３に記載の方法。
（項目４９）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５０）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５１）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５２）
ＰＥＴ画像をシミュレートされた応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、
標的領域のＰＥＴ画像からサイノグラムを生成することと、
生成された前記サイノグラムに基づいてリストモードＬＯＲデータを生成することであって、前記リストモードＬＯＲデータが、シミュレートされたＬＯＲのリストを含み、前記シミュレートされたＬＯＲの前記リストが、放射事象のサンプルに基づいて生成される、生成することと、を含む、方法。
（項目５３）
前記放射事象のサンプルが、逆変換サンプリング方法を使用して生成され、前記逆変換サンプリング方法が、前記生成されたサイノグラムによって表される放射事象を特性評価する累積密度関数に基づく、項目５２に記載の方法。
（項目５４）
前記逆変換サンプリング方法が、前記放射事象の可能性を表すゼロ～１の間隔で均一に分布した乱数を使用し、各乱数について、累積密度関数の逆数が、サイノグラムビン及び関連するシミュレートされたＬＯＲを決定するために計算される、項目５３に記載の方法。
（項目５５）
前記シミュレートされたＬＯＲを修正して、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることを更に含む、項目５４に記載の方法。
（項目５６）
フィルタ補正逆投影法及び前記リストモードＬＯＲデータを使用して、前記標的領域のシミュレートされたＰＥＴ画像を生成することを更に含む、項目５５に記載の方法。
（項目５７）
前記リストモードＬＯＲデータが、タイムスタンプデータ［ｔｓ］、２つの記録された放射事象［ｄｔ］間の時間差、及びガントリの位置［ｌｐｏｓ］を含む、項目５２に記載の方法。
（項目５８）
ＰＥＴ撮像システムが、前記標的領域を中心として回転可能である第１の検出弧及び第２の検出弧を備え、シミュレートされたＬＯＲが、前記第１及び前記第２の検出弧の角度位置に対応する各時間間隔に対して計算され、前記第１及び前記第２の検出弧によって検出されない放射事象と関連付けられた前記シミュレートされたＬＯＲが、破棄される、項目５２に記載の方法。
（項目５９）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器における散乱を考慮することを含む、項目５５に記載の方法。
（項目６０）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６１）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器の視野の縁におけるより低い光子捕捉、ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６２）
前記標的領域を形成する媒体の減衰特性を含めることを更に含む、項目６１に記載の方法。
（項目６３）
前記減衰特性が、前記標的領域のコンピュータ断層撮影スキャンに基づいて決定される、項目６２に記載の方法。
（項目６４）
前記リストモードＬＯＲデータに基づいて、前記標的領域に対する放射線療法治療計画を生成することを更に含む、項目６３に記載の方法。
（項目６５）
前記リストモードデータが、各ビームステーションに対して生成される、項目５２～６４のいずれか一項に記載の方法。
（項目６６）
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、
標的領域の第１のＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像内の各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することと、
前記プロットから放射事象をサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サン
プリングされた放射事象をシリアル化することによって、前記プロットからリストモードデータを生成することと、
各画素において、その画素における放射事象の数と相関する強度レベルをプロットすることによって、前記リストモードデータを使用して前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
（項目６７）
前記ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目６６に記載の方法。
（項目６８）
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目６６に記載の方法。
（項目６９）
前記リストモードデータが、前記サンプリングされた放射事象からの個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、項目６６に記載の方法。
（項目７０）
前記第１のＰＥＴ画像が、前記標的領域の経時的に取得された複数のＰＥＴ画像を含む、項目６６に記載の方法。
（項目７１）
前記標的領域の場所が、運動軌道に沿って時間とともに変化し、前記複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目７０に記載の方法。
（項目７２）
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、
各フェーズについて、前記第１のＰＥＴ画像として代表的なＰＥＴ画像を選択し、前記ＰＥＴ画像を、各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することによって、各フェーズに対するリストモードデータを生成し、前記プロットから放射事象をサンプリングし、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サンプリングされた放射事象をシリアル化することと、を更に含む、項目７１に記載の方法。
（項目７３）
各フェーズについて、そのフェーズに対する前記リストモードデータから導出されたサイノグラムを生成することを更に含む、項目７２に記載の方法。
（項目７４）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７５）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７６）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７７）
前記リストモードデータが、複数の放射事象を含み、各放射事象が、各放射事象に対するＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、項目６６～７６のいずれか一項に記載の方法。
（項目７８）
前記第１のＰＥＴ画像が、飛行時間ＰＥＴ画像である、項目６６～７７のいずれか一項に記載の方法。
（項目７９）
ＰＥＴ画像を合成応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、
各画素の強度がその画素の場所に対応する空間座標を有する放射事象の数と相関するＰＥＴ画像から陽電子対消滅光子放射事象をサンプリングすることと、
各サンプリングされた放射事象に対する検出角度を選択することと、
前記空間座標及び各サンプリングされた放射事象に対する前記選択された検出角度に基づいてオフセットを決定することと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることと、
各放射事象に対する前記検出角度、オフセット、及びタイムスタンプを組み合わせることによって、合成リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
（項目８０）
前記放射事象をサンプリングすることが、放射事象の数を確率分布関数に変換することと、累積分布関数（ＣＤＦ）及び逆ＣＤＦを決定することと、生成された前記逆ＣＤＦから放射事象をランダムに選択することと、を含む、項目７９に記載の方法。
（項目８１）
前記検出角度を選択することが、０度～３６０度の範囲の角度をランダムに選択することを含む、項目７９又は８０に記載の方法。
（項目８２）
画素の前記空間座標及び対応する前記放射事象が、ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚの座標を含み、前記オフセットが、前記ＩＥＣ－Ｘ座標、ＩＥＣ－Ｚ座標、及び前記選択された検出角度を使用して決定される、項目７９～８１のいずれか一項に記載の方法。
（項目８３）
前記放射事象にタイムスタンプを割り当てる前に、放射事象であって、その空間座標、選択された検出角度、及び決定されたオフセットを有する、放射事象に対応するＬＯＲが、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器と交差するかどうかを決定することを更に含む、項目７９～８２のいずれか一項に記載の方法。
（項目８４）
前記タイムスタンプを割り当てることが、ポアソン統計に従って、放射事象間の時間間隔を選択することを含む、項目７９～８３のいずれか一項に記載の方法。
本発明は、例えば、以下の項目を提供する。
（項目１）
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）の適合性を決定するための方法であって、前記方法が、
腫瘍の診断的陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換することであって、前記シミュレートされた撮像データ及び前記診断的ＰＥＴ撮像データが、トレーサーからのＰＥＴ信号を表す、変換することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍のコントラストノイズ比を示す第１の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す第２の測定基準を計算することと、
前記シミュレートされた撮像データを使用して、前記腫瘍への放射線量を示す第３の測定基準を計算することと、
前記第１、前記第２、及び前記第３の測定基準のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を含む、方法。
（項目２）
追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得することと、
前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴを実施するときに取得された画像と一致する新しいシミュレートされた撮像データに変換することと、
腫瘍に対するコントラスト正規化信号を示す新しい第１の測定基準値を計算することと、
ＰＥＴトレーサー活性濃度を示す新しい第２の測定基準値を計算することと、
前記腫瘍の体積に対する放射線量を示す新しい第３の測定基準値を計算することと、
前記新しい第１の測定基準値、前記新しい第２の測定基準値、及び前記新しい第３の測定基準値のうちの少なくとも１つの値が許容可能な値の範囲内である場合に、ＢｇＲＴが好適であると決定することと、を更に含む、項目１に記載の方法。
（項目３）
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を前記決定することが、前記新しい第１の測定基準値と前記第１の測定基準値との間の差、前記新しい第２の測定基準値と前記第２の測定基準値との間の差、及び前記新しい第３の測定基準値と前記第３の測定基準値との間の差に更に基づく、項目２に記載の方法。
（項目４）
前記追加の診断的ＰＥＴ撮像データが、ＢｇＲＴ治療を実施する前に取得され、前記ＢｇＲＴ治療が、前記方法の一部を形成しない、項目２に記載の方法。
（項目５）
前記第１の測定基準が、標的領域における平均信号＜Ｔ ｓ ＞と、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞との間の差を、前記バックグラウンド領域における前記信号の分散σ Ｂｇ で除算したもの：
（＜Ｔ ｓ ＞－＜Ｂｇ＞）／σ Ｂｇ として決定される、項目１に記載の方法。
（項目６）
標的領域における前記信号Ｔ ｓ が、臨床標的体積の一部分で計算され、ＰＥＴ信号の値が、前記臨床標的体積で測定される前記ＰＥＴ信号のピーク値の標的閾値パーセント未満である、項目５に記載の方法。
（項目７）
前記標的閾値パーセントが、５０パーセントである、項目６に記載の方法。
（項目８）
前記第１の測定基準が、標的領域（ＰＴＶ）の活性濃度中央値を、バックグラウンド領域における平均信号＜Ｂｇ＞で除算したもの：
ＡＣ中央値［ＰＴＶ］／＜Ｂｇ＞として決定される、項目１に記載の方法。
（項目９）
Ｂｇが、シェル領域にわたって計算され、前記シェル領域が、生物学的標的化ゾーンの一部分であり、臨床標的体積の一部ではない、項目８に記載の方法。
（項目１０）
前記ＢｇＲＴを使用する前記適合性を決定することは、
コントラスト正規化信号が、前記信号に必要な閾値を上回っていることと、
前記ＰＥＴトレーサー活性濃度が、最小濃度閾値を上回っていることと、
決定された前記放射線量が、事前に定義された線量範囲内であることと、を決定することを含む、項目１に記載の方法。
（項目１１）
前記事前に定義された線量範囲が、有界線量体積ヒストグラム（ＤＶＨ）の上限ＤＶＨ曲線及び下限ＤＶＨ曲線によって表される、項目１０に記載の方法。
（項目１２）
ＢｇＲＴを使用する前記適合性が示されていない場合、前記診断的ＰＥＴ撮像データを取得するために使用されるＰＥＴトレーサーのタイプとは異なるタイプのＰＥＴトレーサーを使用して、追加の診断的ＰＥＴ撮像データを取得する、項目１に記載の方法。
（項目１３）
第１の測定基準が、ＣＴ撮像を使用して前記腫瘍の視覚的表現を取得することによって更に検証される、項目１に記載の方法。
（項目１４）
前記放射線量が、腫瘍組織の所与の体積分率に対して許容可能な放射線量を決定する関数を含む、項目１に記載の方法。
（項目１５）
前記シミュレートされた撮像データを、一対の検出器要素間の単一応答線（ＬＯＲ）データに変換することを更に含む、項目１に記載の方法。
（項目１６）
ＢｇＲＴ計画を生成することを更に含み、前記ＢｇＲＴ計画が、
識別された標的領域と、
ＰＥＴ撮像データを放射線フルエンスマップに変換し、結果的に、識別された組織に送達される所定の線量をもたらす、発射フィルタと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目１７）
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
前記ＰＥＴ撮像データに基づいてサイノグラムを生成することであって、前記生成することが、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）データを使用して減衰を補正することを含む、生成することと、
前記サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目１８）
前記診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致する前記シミュレートされた撮像データに変換することが、
ＰＥＴ検出器シンチレータ内の光子散乱をモデル化することによって、前記ＰＥＴ撮像
データに基づいて前記サイノグラムを決定することを更に含む、項目１７に記載の方法。
（項目１９）
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな同時発生に基づく、項目１７に記載の方法。
（項目２０）
前記ポアソン統計によってモデル化されたノイズが、ランダムな検出事象に基づく、項目１７に記載の方法。
（項目２１）
前記サイノグラムが、前記サイノグラムを前記腫瘍を含む視野まで切り詰めることによって補正される、項目１７に記載の方法。
（項目２２）
標的視野が、５０センチメートルのサイズを有する、項目２１に記載の方法。
（項目２３）
診断的ＰＥＴ撮像データを、ＢｇＲＴ放射線療法システムのＰＥＴ検出器を使用して取得された画像と一致するシミュレートされた撮像データに変換する方法であって、前記方法が、
ＢｇＲＴ放射線療法システムの前記ＰＥＴ検出器の感度を較正することと、
サイノグラムを、サイノグラムビンごとの予想されるカウントに変換することと、
前記ＢｇＲＴ放射線療法システムのパラメータに基づいて、前記予想されるカウントを修正することであって、前記パラメータが、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの効率及びデータを収集するために前記ＢｇＲＴ放射線療法システムによって使用される時間に依存する、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムの感度を少なくとも含む、修正することと、
ポアソン統計によってモデル化されたノイズを追加することによって、前記予想されるカウントを修正することと、
修正された前記予想されるカウントに基づいて、前記シミュレートされた撮像データを再構成することと、を含む、方法。
（項目２４）
前記予想されるカウントが、前記シミュレートされた撮像データに対する第２のサイノグラムに変換され、
前記シミュレートされた撮像データが、フィルタ補正逆投影を介して前記第２のサイノグラムから再構成される、項目２３に記載の方法。
（項目２５）
前記フィルタ補正逆投影が、前記ＢｇＲＴ放射線療法システムからの経験的データを利用する、項目２４に記載の方法。
（項目２６）
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、
標的領域の第１のＰＥＴ画像をサイノグラムに変換することと、
前記サイノグラムからＬＯＲをサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることによって、前記サイノグラムからリストモードデータを生成し、サンプリングされた前記ＬＯＲをリストモードＬＯＲデータにシリアル化することであって、各サンプリングされたＬＯＲが、対応するタイムスタンプを有する、シリアル化することと、
前記リストモードＬＯＲデータをフィルタリング及び逆投影することによって、前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
（項目２７）
前記ＰＥＴ撮像システムの前記ＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目２６に記載の方法。
（項目２８）
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目２６に記載の方法。
（項目２９）
前記リストモードＬＯＲデータが、個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、項目２６に記載の方法。
（項目３０）
前記第１のＰＥＴ画像が、三次元（３Ｄ）又は四次元（４Ｄ）ＰＥＴのうちの１つを含む第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得される、項目２６に記載の方法。
（項目３１）
前記第１のＰＥＴ画像が、仮想ファントムの３Ｄ又は４Ｄコンピュータ生成ＰＥＴ画像である、項目２６に記載の方法。
（項目３２）
前記第１のＰＥＴ画像が、解剖学的構造の一部分に対して取得される、項目３０に記載の方法。
（項目３３）
前記標的領域の場所が、前記解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目３２に記載の方法。
（項目３４）
前記第１のＰＥＴ画像が、経時的に取得された複数のＰＥＴ画像の平均である、項目３３に記載の方法。
（項目３５）
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、
各フェーズについて、対応する前記ＰＥＴ画像フェーズから、代表的なＰＥＴ画像を前記第１のＰＥＴ画像として選択することと、を更に含む、項目３３に記載の方法。
（項目３６）
生成された前記第２のＰＥＴ画像を、前記対応するＰＥＴ画像フェーズと関連付けられたデータレコードとして保存することを更に含む、項目３５に記載の方法。
（項目３７）
前記代表的なＰＥＴ画像が、前記対応するＰＥＴ画像フェーズからのＰＥＴ画像の平均である、項目３５に記載の方法。
（項目３８）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目３５に記載の方法。
（項目３９）
前記リストモードＬＯＲデータから導出された各フェーズに対するサイノグラムを再構成することを更に含む、項目３５に記載の方法。
（項目４０）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目３３に記載の方法。
（項目４１）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目３３に記載の方法。
（項目４２）
前記リストモードＬＯＲデータが、ＬＯＲを含み、各ＬＯＲが、前記ＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、項目２６に記載の方法。
（項目４３）
ＰＥＴ画像をシミュレートされたリストモード応答線（ＬＯＲ）データに変換するため
の方法であって、前記方法が、
第１のＰＥＴ撮像システムを使用して取得されたＰＥＴ画像内の標的領域のための計画スキャンパラメータを決定することと、
生物学的誘導放射線療法（ＢｇＲＴ）システムパラメータを決定することと、
前記計画スキャンパラメータ及び前記ＢｇＲＴシステムパラメータに基づいて、前記ＰＥＴ画像から各ビームステーションに対するサイノグラムを生成することと、
各ビームステーションに対する前記サイノグラムを、事前較正されたスケーリング係数を使用して、個々の応答線（ＬＯＲ）の第２のサイノグラムに変換することと、
各ビームステーションに対して前記第２のサイノグラムを修正して、第２のＰＥＴ撮像システムに対する選択されたアーチファクトを含めることと、
各ビームステーションについて、前記第２のサイノグラムからＬＯＲをサンプリングすることによって、リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
（項目４４）
各サンプリングされたＬＯＲについて、タイムスタンプが、逆累積密度関数を使用してサンプリングされる、項目４３に記載の方法。
（項目４５）
前記計画スキャンパラメータが、ビームステーション場所、ビームステーション滞留時間、ビームステーション当たりのガントリ回転数、ビームステーション数、及び治療照射面を通過するカウチの数のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４６）
前記ＢｇＲＴシステムパラメータが、ＰＥＴ検出器の幾何学的形状、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４７）
前記選択されたアーチファクトが、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目４３に記載の方法。
（項目４８）
前記標的領域の場所が、解剖学的構造の生理学的機能を有する運動軌道に沿って時間とともに変化し、複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目４３に記載の方法。
（項目４９）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５０）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５１）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目４７に記載の方法。
（項目５２）
ＰＥＴ画像をシミュレートされた応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、
標的領域のＰＥＴ画像からサイノグラムを生成することと、
生成された前記サイノグラムに基づいてリストモードＬＯＲデータを生成することであって、前記リストモードＬＯＲデータが、シミュレートされたＬＯＲのリストを含み、前記シミュレートされたＬＯＲの前記リストが、放射事象のサンプルに基づいて生成される、生成することと、を含む、方法。
（項目５３）
前記放射事象のサンプルが、逆変換サンプリング方法を使用して生成され、前記逆変換サンプリング方法が、前記生成されたサイノグラムによって表される放射事象を特性評価する累積密度関数に基づく、項目５２に記載の方法。
（項目５４）
前記逆変換サンプリング方法が、前記放射事象の可能性を表すゼロ～１の間隔で均一に分布した乱数を使用し、各乱数について、累積密度関数の逆数が、サイノグラムビン及び関連するシミュレートされたＬＯＲを決定するために計算される、項目５３に記載の方法。
（項目５５）
前記シミュレートされたＬＯＲを修正して、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることを更に含む、項目５４に記載の方法。
（項目５６）
フィルタ補正逆投影法及び前記リストモードＬＯＲデータを使用して、前記標的領域のシミュレートされたＰＥＴ画像を生成することを更に含む、項目５５に記載の方法。
（項目５７）
前記リストモードＬＯＲデータが、タイムスタンプデータ［ｔｓ］、２つの記録された放射事象［ｄｔ］間の時間差、及びガントリの位置［ｌｐｏｓ］を含む、項目５２に記載の方法。
（項目５８）
ＰＥＴ撮像システムが、前記標的領域を中心として回転可能である第１の検出弧及び第２の検出弧を備え、シミュレートされたＬＯＲが、前記第１及び前記第２の検出弧の角度位置に対応する各時間間隔に対して計算され、前記第１及び前記第２の検出弧によって検出されない放射事象と関連付けられた前記シミュレートされたＬＯＲが、破棄される、項目５２に記載の方法。
（項目５９）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器における散乱を考慮することを含む、項目５５に記載の方法。
（項目６０）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６１）
前記ＰＥＴ検出器のノイズ特性及び構成要素特性を含めることが、前記ＰＥＴ検出器の視野の縁におけるより低い光子捕捉、ＰＥＴ検出器効率を考慮することを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６２）
前記標的領域を形成する媒体の減衰特性を含めることを更に含む、項目６１に記載の方法。
（項目６３）
前記減衰特性が、前記標的領域のコンピュータ断層撮影スキャンに基づいて決定される、項目６２に記載の方法。
（項目６４）
前記リストモードＬＯＲデータに基づいて、前記標的領域に対する放射線療法治療計画を生成することを更に含む、項目６３に記載の方法。
（項目６５）
前記リストモードデータが、各ビームステーションに対して生成される、項目５２～６４のいずれか一項に記載の方法。
（項目６６）
第１のＰＥＴ画像に基づいて第２のＰＥＴ画像をシミュレートするための方法であって、前記方法が、
標的領域の第１のＰＥＴ画像を、ＰＥＴ画像内の各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することと、
前記プロットから放射事象をサンプリングして、ＰＥＴ撮像システムのノイズ特性及び構成要素特性を含めることと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サン
プリングされた放射事象をシリアル化することによって、前記プロットからリストモードデータを生成することと、
各画素において、その画素における放射事象の数と相関する強度レベルをプロットすることによって、前記リストモードデータを使用して前記標的領域の第２のＰＥＴ画像を生成することと、を含む、方法。
（項目６７）
前記ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器の前記ノイズ特性が、光子散乱ノイズ、ポアソンノイズ、減衰効果、及びランダムな光子同時発生のうちの少なくとも１つを含む、項目６６に記載の方法。
（項目６８）
ＰＥＴ検出器の前記構成要素特性が、検出効率、検出器結晶幅、検出器取得速度、検出器解像度、及び検出器時間解像度のうちの少なくとも１つを含む、項目６６に記載の方法。
（項目６９）
前記リストモードデータが、前記サンプリングされた放射事象からの個々のＬＯＲに対応するタイムスタンプを含む、項目６６に記載の方法。
（項目７０）
前記第１のＰＥＴ画像が、前記標的領域の経時的に取得された複数のＰＥＴ画像を含む、項目６６に記載の方法。
（項目７１）
前記標的領域の場所が、運動軌道に沿って時間とともに変化し、前記複数のＰＥＴ画像が、異なる時点に対して取得される、項目７０に記載の方法。
（項目７２）
前記運動軌道に沿った前記標的領域の前記場所に基づいて、前記複数のＰＥＴ画像の各々をＰＥＴ画像フェーズにグループ化することと、
各フェーズについて、前記第１のＰＥＴ画像として代表的なＰＥＴ画像を選択し、前記ＰＥＴ画像を、各画素に対する陽電子対消滅光子放射事象の数を含むプロットに変換することによって、各フェーズに対するリストモードデータを生成し、前記プロットから放射事象をサンプリングし、各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることによって、前記サンプリングされた放射事象をシリアル化することと、を更に含む、項目７１に記載の方法。
（項目７３）
各フェーズについて、そのフェーズに対する前記リストモードデータから導出されたサイノグラムを生成することを更に含む、項目７２に記載の方法。
（項目７４）
前記標的領域の前記運動軌道が、呼吸運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７５）
前記標的領域の前記運動軌道が、蠕動運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７６）
前記標的領域の前記運動軌道が、ユーザ定義の運動軌道である、項目７１～７３のいずれか一項に記載の方法。
（項目７７）
前記リストモードデータが、複数の放射事象を含み、各放射事象が、各放射事象に対するＬＯＲを検出するための対応する検出事象タイムスタンプ及び関連する検出器の座標を有する、項目６６～７６のいずれか一項に記載の方法。
（項目７８）
前記第１のＰＥＴ画像が、飛行時間ＰＥＴ画像である、項目６６～７７のいずれか一項に記載の方法。
（項目７９）
ＰＥＴ画像を合成応答線（ＬＯＲ）に変換するための方法であって、前記方法が、
各画素の強度がその画素の場所に対応する空間座標を有する放射事象の数と相関するＰＥＴ画像から陽電子対消滅光子放射事象をサンプリングすることと、
各サンプリングされた放射事象に対する検出角度を選択することと、
前記空間座標及び各サンプリングされた放射事象に対する前記選択された検出角度に基づいてオフセットを決定することと、
各サンプリングされた放射事象にタイムスタンプを割り当てることと、
各放射事象に対する前記検出角度、オフセット、及びタイムスタンプを組み合わせることによって、合成リストモードＬＯＲデータを生成することと、を含む、方法。
（項目８０）
前記放射事象をサンプリングすることが、放射事象の数を確率分布関数に変換することと、累積分布関数（ＣＤＦ）及び逆ＣＤＦを決定することと、生成された前記逆ＣＤＦから放射事象をランダムに選択することと、を含む、項目７９に記載の方法。
（項目８１）
前記検出角度を選択することが、０度～３６０度の範囲の角度をランダムに選択することを含む、項目７９又は８０に記載の方法。
（項目８２）
画素の前記空間座標及び対応する前記放射事象が、ＩＥＣ－Ｘ及びＩＥＣ－Ｚの座標を含み、前記オフセットが、前記ＩＥＣ－Ｘ座標、ＩＥＣ－Ｚ座標、及び前記選択された検出角度を使用して決定される、項目７９～８１のいずれか一項に記載の方法。
（項目８３）
前記放射事象にタイムスタンプを割り当てる前に、放射事象であって、その空間座標、選択された検出角度、及び決定されたオフセットを有する、放射事象に対応するＬＯＲが、ＰＥＴ撮像システムのＰＥＴ検出器と交差するかどうかを決定することを更に含む、項目７９～８２のいずれか一項に記載の方法。
（項目８４）
前記タイムスタンプを割り当てることが、ポアソン統計に従って、放射事象間の時間間隔を選択することを含む、項目７９～８３のいずれか一項に記載の方法。
【手続補正2】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｂ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2B】
【手続補正3】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｃ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2C】
【手続補正4】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｅ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2E】
【手続補正5】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｆ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2F】
【手続補正6】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｇ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2G】
【手続補正7】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２Ｈ
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図2H】
【手続補正8】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図19】
【国際調査報告】