JP7315961B2 - 放出誘導放射線療法における異常検出のためのシステムおよび方法 - Google Patents
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Description
本願は、その開示が、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる、2017年8月9日に出願された、米国仮特許出願第62/543,140号の優先権を主張する。
本発明は、例えば、以下を提供する。
(項目1)
放射線療法システムであって、
回転可能ガントリと、
前記ガントリ上に搭載される陽電子放出検出器の第1のアレイ、および、前記陽電子放出検出器の第1のアレイと反対の前記ガントリ上に搭載される陽電子放出検出器の第2のアレイと、
療法用放射線源であって、前記療法用放射線源は、前記陽電子放出検出器の第1のアレイと第2のアレイとの間の前記回転可能ガントリ上に搭載される、療法用放射線源と、
筐体であって、前記筐体は、前記回転可能ガントリにわたって配置され、ボアと、前記ボア内の患者領域から離間される定常放射線源ホルダとを備え、前記定常放射線源ホルダは、前記筐体内または前記筐体の表面上に位置する、筐体と、
プロセッサであって、前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイから検出された陽電子放出データを受信し、前記定常放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出し、前記抽出された陽電子放出データが1つ以上の閾値基準を満たさないとき、異常信号を生成するように構成される、プロセッサと
を備える、システム。
(項目2)
患者支持体をさらに備え、前記患者支持体は、可動支持表面と、基部とを備える、項目1に記載のシステム。
(項目3)
前記放射線源ホルダは、前記患者走査領域の上方の場所において、前記筐体の表面に沿って配置される、項目2に記載のシステム。
(項目4)
前記放射線源ホルダは、前記可動支持表面の下方に位置する、項目2に記載のシステム。
(項目5)
前記放射線源ホルダによって保持される較正放射線源をさらに備え、前記較正源は、約1μCi~300μCiの放射能を備える、項目1に記載のシステム。
(項目6)
前記放射線源ホルダによって保定されるように構成される較正放射線源をさらに備え、前記較正源は、約0.25インチ~約3インチの最大寸法を伴う形状を備える、項目1に記載のシステム。
(項目7)
前記較正放射線源は、ディスク形状のエンクロージャと、前記エンクロージャ内に位置する陽電子放出要素とを備える、項目6に記載のシステム。
(項目8)
前記プロセッサはさらに、並行して、前記放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出し、前記患者走査領域から生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出するように構成される、項目1に記載のシステム。
(項目9)
閾値基準は、前記定常放射線源ホルダの場所から生じる陽電子放出活動を選択する空間フィルタを備え、前記空間フィルタを前記抽出された陽電子放出データに適用することが、前記陽電子放出活動が前記定常放射線源ホルダの場所と共存しないことを示すとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目10)
前記空間フィルタは、ユーザ調節可能である、項目9に記載のシステム。
(項目11)
前記プロセッサはさらに、患者治療計画を使用して、前記空間フィルタの幾何学形状を自動的に調節するように構成される、項目9に記載のシステム。
(項目12)
前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイは、撮像平面を画定し、前記療法用放射線源のビームは、治療平面を画定し、前記撮像平面および前記治療平面は、同一平面にある、項目1に記載のシステム。
(項目13)
前記定常放射線源ホルダは、前記撮像平面および前記治療平面と同一平面にある、項目12に記載のシステム。
(項目14)
前記定常放射線源ホルダは、前記放射線源の形状と対応する形状を有する溝を備える、項目5-7のいずれか1項に記載のシステム。
(項目15)
閾値基準は、第1の時間差を伴って検出された閾値数の同時発生光子事象を備え、
前記プロセッサは、前記時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数のプロットを生成するように構成され、
前記時間差を伴って生じる前記同時発生光子事象の実際の数が、前記閾値数を超えないとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目16)
閾値基準は、閾値真/ランダム比値を備え、
前記プロセッサは、第1の一致時間窓と重複しない第2の一致時間窓内で生じる同時発生光子事象の実際の数に対する約0nsを中心とする第1の一致時間窓内で生じる同時発生光子事象の実際の数の比を生成するように構成され、
前記比が前記閾値真/ランダム比値を超えない場合、異常信号が、生成される、項目15に記載のシステム。
(項目17)
前記閾値真/ランダム比値は、約1である、項目16に記載のシステム。
(項目18)
閾値基準は、前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第1のガントリ場所において、約2.5nsの第1の検出時間差を伴って検出されるべき同時発生光子事象の第1の予期される数と、前記第1のガントリ場所から180°の前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第2のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出されるべき同時発生光子事象の第2の予期される数とを備え、
前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイによって検出された陽電子放出データに基づいて、360°ガントリ回転にわたって、-5ns~+5nsの一致時間窓内で検出された同時発生光子事象の実際の数のプロットを生成するように構成され、
前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第1のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数が、前記第1の予期される数を満たさず、または超えず、前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第2のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数が、前記第2の予期される数を満たさない、または超えないとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目19)
閾値基準は、360°ガントリ回転にわたって、各ガントリ場所において、前記第1のアレイおよび第2のアレイの各陽電子放出検出器によって検出されるべき同時発生光子事象の予期される数を備え、
前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイによって検出された陽電子放出データを使用して、360°ガントリ回転にわたって、各ガントリ場所において、前記第1のアレイおよび第2のアレイの各陽電子放出検出器によって検出される同時発生光子事象の実際の数を計算するように構成され、
前記同時発生光子事象の実際の数と、前記同時発生光子事象の予期される数との間の差異が、少なくとも1つの陽電子放出検出器に関して、所定の差異閾値を超えるとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目20)
前記プロセッサが、前記定常放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す任意の陽電子放出データを検出しないとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目21)
閾値基準は、ピーク閾値を上回る同時発生511keV光子事象計数を伴うエネルギー分解能スペクトルを備え、前記陽電子放出データから生成されたエネルギー分解能スペクトルが、前記ピーク閾値を上回る511keV光子事象計数を有していないとき、異常信号が、生成される、項目1に記載のシステム。
(項目22)
ディスプレイをさらに備え、前記プロセッサは、視覚的インジケータを生成し、前記視覚的インジケータを前記ディスプレイに伝送するように構成され、前記視覚的インジケータは、異常信号が不在の第1の外観と、異常信号が生成されるときの前記第1の外観と異なる第2の外観とを有する、項目1に記載のシステム。
(項目23)
撮像アセンブリであって、
ガントリであって、前記ガントリは、回転可能陽電子放出検出器の第1のアレイと、前記検出器の第1のアレイに対向する回転可能陽電子放出検出器の第2のアレイとを備える、ガントリと、
筐体であって、前記筐体は、前記ガントリにわたって配置され、ボアと、前記ボア内の患者走査領域から離間される定常放射線源とを備え、前記定常放射線源は、前記筐体内または前記筐体の表面上に位置する、筐体と、
プロセッサであって、前記プロセッサは、陽電子放出経路データを前記回転可能陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイから受信し、前記定常放射線源から生じる陽電子放出経路データを分類し、前記定常放射線源陽電子放出経路データが、閾値パラメータを超えるとき、異常信号を生成するように構成される、プロセッサと
を備える、撮像アセンブリ。
(項目24)
陽電子消滅事象によって放出される一対の光子は、陽電子放出経路を生成し、前記プロセッサは、時間閾値パラメータ範囲内の対の光子の受信時間間の差異を使用して、前記定常放射線源から生じる前記陽電子放出経路データを分類するように構成される、項目23に記載のアセンブリ。
(項目25)
前記閾値パラメータは、場所偏位閾値であり、前記プロセッサは、前記対の光子の受信時間差に基づいて、前記定常放射線源を位置特定し、前記定常放射線源の場所が、前記場所偏位閾値を超えるとき、前記異常信号を生成するように構成される、項目24に記載のアセンブリ。
(項目26)
陽電子消滅事象によって放出される一対の光子は、陽電子放出経路を生成し、前記閾値パラメータは、時間差範囲であり、前記プロセッサは、前記対の光子の受信時間間の差異が、前記時間差範囲外であるとき、前記異常信号を生成するように構成される、項目25に記載のアセンブリ。
(項目27)
撮像アセンブリであって、
ガントリであって、前記ガントリは、陽電子放出検出器の第1のアレイと、前記検出器の第1のアレイに対向する陽電子放出検出器の第2のアレイとを備える、ガントリと、
前記ガントリに結合される筐体であって、前記筐体は、ボアおよび前記ボアを中心とする環状放射線源を備える、筐体と、
プロセッサであって、前記プロセッサは、陽電子放出データを前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイから受信し、前記環状放射線源からの陽電子放出データを区別し、前記環状放射線源からの陽電子放出データが、閾値パラメータを超えるとき、異常信号を生成するように構成される、プロセッサと
を備える、撮像アセンブリ。
(項目28)
前記プロセッサはさらに、並行して、前記環状放射線源からと、前記ボア内の患者走査領域からとの陽電子放出データを分類するように構成される、項目27に記載のアセンブリ。
(項目29)
前記プロセッサはさらに、前記環状放射線源からと、前記患者走査領域からとの陽電子放出データを区別するための空間フィルタとともに構成される、項目28に記載のアセンブリ。
(項目30)
前記検出器の第1のアレイおよび第2のアレイは、定常である、項目27に記載のアセンブリ。
(項目31)
前記検出器の第1のアレイおよび第2のアレイは、回転可能である、項目27に記載のアセンブリ。
(項目32)
撮像アセンブリであって、
ガントリであって、前記ガントリは、回転可能陽電子放出検出器の第1のアレイと、前記検出器の第1のアレイに対向する回転可能陽電子放出検出器の第2のアレイとを備える、ガントリと、
1つ以上の放射線源ホルダであって、前記1つ以上の放射線源ホルダは、前記1つ以上の放射線源ホルダが、前記検出器の第1のアレイおよび前記第2のアレイに対して固定されるように、前記ガントリに結合される、1つ以上の放射線源ホルダと、
プロセッサであって、前記プロセッサは、陽電子放出データを前記回転可能陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイから受信し、前記1つ以上の放射線源ホルダからの陽電子放出データを区別し、前記1つ以上の放射線源ホルダからの陽電子放出データが、閾値パラメータを超えるとき、異常信号を生成するように構成される、プロセッサと
を備える、撮像アセンブリ。
(項目33)
前記ガントリは、ボアを備え、前記ボアは、前記1つ以上の放射線源ホルダから離間される患者走査領域を備え、前記プロセッサはさらに、前記ボア内の患者走査領域からの陽電子放出データを区別するように構成される、項目32に記載のアセンブリ。
(項目34)
前記1つ以上の放射線源ホルダは、少なくとも4つの放射線源ホルダを備える、項目31に記載のアセンブリ。
(項目35)
前記対応する1つ以上の放射線源ホルダによって保持される1つ以上の放射線源をさらに備え、前記1つ以上の放射線源は、約1μCi~300μCiの放射能と、約511keVのエネルギーとを備える、項目31に記載のアセンブリ。
(項目36)
前記対応する1つ以上の放射線源ホルダによって保持される1つ以上の放射線源をさらに備え、前記1つ以上の放射線源は、円筒形、球形、およびリングから成る群から選択される形状を備える、項目32に記載のアセンブリ。
(項目37)
撮像方法であって、
陽電子放出検出器の第1のアレイと、前記検出器の第1のアレイに対向する陽電子放出検出器の第2のアレイとを使用して、同時陽電子放出データを患者および前記患者から離間される較正源から受信することと、
前記患者からと、前記較正源からとの陽電子放出データを区別することと、
前記較正源からの陽電子放出データを使用して、較正データを生成することと、
前記患者からの陽電子放出データを使用して、患者データを生成することと、
前記較正データが、閾値パラメータを超えるとき、異常信号を生成することと
を含む、方法。
(項目38)
前記患者からと、前記較正源からとの陽電子放出データを区別することは、前記陽電子放出データを空間的にフィルタ処理することを含む、項目37に記載の方法。
(項目39)
前記空間フィルタ処理を適用する前に、前記空間フィルタ処理を調節することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(項目40)
前記空間フィルタ処理を調節することは、患者治療計画を使用して実施される、項目39に記載の方法。
(項目41)
前記陽電子放出データの空間フィルタ処理は、較正領域および患者領域の外に位置する前記陽電子放出データを除外することを含む、項目38に記載の方法。
(項目42)
前記同時陽電子放出データを受信することは、前記異常信号を生成することと並行して生じる、項目37に記載の方法。
(項目43)
放射線源を使用して前記患者を治療することと並行して、前記患者からと、前記較正源からとの同時陽電子放出データを受信することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(項目44)
前記異常信号を生成することに応答して、前記放射線源を使用した前記患者の治療を停止することをさらに含む、項目43に記載の方法。
(項目45)
前記異常信号の生成に基づいて、前記陽電子放出検出器のうちの1つ以上のものを非アクティブ化することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(項目46)
前記異常信号の生成に基づいて、前記検出器の第1のアレイおよび第2のアレイのうちの最大3つのものを非アクティブ化することをさらに含み、前記異常信号は、前記検出器のうちの最大3つのものにおける異常を備える、項目37に記載の方法。
(項目47)
前記異常信号の生成に基づいて、前記検出器の全てのものを非アクティブ化することをさらに含み、前記異常信号は、前記検出器のうちの4つ以上のものにおける異常を備える、項目37に記載の方法。
(項目48)
前記較正データを使用して、1つ以上の陽電子放出検出器を較正することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(項目49)
前記陽電子放出データは、前記検出器の患者撮像視野と交差しない応答系統に対応し、前記患者撮像視野は、患者走査領域を備える、項目37に記載の方法。
(項目50)
前記異常信号の生成に基づいて、前記検出器に結合される陽電子放出検出器較正監視システムを検証することをさらに含む、項目37に記載の方法。
(放射線治療アセンブリ)
本明細書に開示されるのは、PET検出器機能および/または時間較正を監視しながら、高エネルギー光子を患者の着目領域(ROI)に送達するためのシステムである。図1Aは、高エネルギー光子送達およびリアルタイムPET検出器異常検出のための放射線治療アセンブリ(100)のブロック図を図示する。アセンブリ(100)は、陽電子放出(PET)検出器(112)と、撮像放射線源(114)と、撮像検出器(116)と、治療放射線源(118)と、マルチリーフコリメータ(120)と、治療放射線検出器(122)とを含む、ガントリ(110)を含んでもよい。ガントリ(110)は、ガントリ(110)の縦軸を中心として回転する、回転可能ガントリ等の可動ガントリであってもよい。例えば、治療放射線源(118)は、持続的に回転可能なガントリ上に配置され、放射ビームを1つ以上のガントリ角度で生成してもよい。いくつかの変形例では、ガントリ(110)は、リングガントリを備えてもよく、および/またはボアを中心として回転可能であって、ボアの縦軸と平行な回転軸を有してもよい。他の変形例では、ガントリ(110)は、Cアーム形状を備えてもよい。PET検出器(112)は、ガントリ(110)の患者走査または治療領域内(例えば、ボア内)で生成された陽電子放出データ(例えば、陽電子消滅事象によって放出される一対の511keV光子)を検出するための任意の数および構成を備えてもよい。例えば、対向対のPET検出器は、一対の高エネルギー511keV光子を検出し得、光子対間のタイミング差は、光子の飛行時間(TOF)に基づいて、光子放出原点の場所(すなわち、陽電子消滅事象の場所)を計算するために使用されてもよい。陽電子放出検出器(112)は、例えば、オルトケイ酸ルテチウム(LSO)、オルトケイ酸ルテチウムイットリウム(LYSO)、および臭化ランタン(LaBr3)のうちの1つ以上のものを備える、シンチレーション検出器を備えてもよい。検出器は、ガントリ(110)の円周の少なくとも一部に沿って配置され、相互に略反対に位置してもよい。陽電子放出検出器(112)は、ボアの長さに沿って治療放射線源(118)およびマルチリーフコリメータ(120)と同一場所に位置してもよい(例えば、同一断層撮影スライスに沿って)。例えば、陽電子放出検出器は、ボアの断面スライスに沿って、撮像平面を画定してもよく、治療放射線源は、その照射平面または照射野が、そのスライスと同一平面にあるように、ガントリ上に位置してもよい。すなわち、治療放射線源およびPET検出器は、同一平面にあってもよい(例えば、両方とも、治療放射線源のビーム平面が、PET検出器の検出平面と同一平面にあるように配列される、回転可能リング上に搭載される)、または両方とも、ボアに沿って、同一縦方向場所に位置してもよい(撮像放射線源によって生成された放射ビーム平面が、療法用放射線源によって生成された放射ビーム平面と同一平面にあり得るように)。
下記に詳細に説明されるように、放射線療法アセンブリの較正源は、アセンブリに対していくつかの構成および/または場所を備えてもよい。本明細書で使用されるように、較正源は、患者への用量を最小限にしながら、検出器時間較正を監視するために十分な陽電子をPET検出器の視野内に放出する物質を備える、放射線源であってもよい。例えば、図2-4に関して説明される放射性源は、陽電子消滅事象毎に、511keVのエネルギーを伴う光子を放出してもよい。他の変形例では、較正源の放射性源は、異なるエネルギーレベルを有する放射線を放出する、物質を備えてもよい。較正源は、較正源から生じる少なくともいくつかの応答系統が、ガントリのボア内に配置される患者および/または患者支持体と交差しないように、放射線治療アセンブリ上に位置してもよい。すなわち、較正源は、対向陽電子放出検出器間に提供され、患者および/または患者支持体によって妨害されない、少なくとも1つのラインと交差し得る(但し、ラインは、ガントリ筐体等の他の構造を通して通過してもよい)。例証的実施例として、較正源は、患者支持体の少なくとも約20cm上方の場所においてガントリに結合される、筐体に沿って配置されてもよい。較正源と患者との間の空間分離は、較正源および患者の計算された場所における誤差を低減させ得る。1つ以上の陽電子放出検出器に関する異常信号は、較正源の陽電子放出データを使用して生成されてもよい。本システムは、異常信号に対して適切に応答し得る(例えば、検出器ステータスを出力する、異常検出器を非アクティブ化する、および/または治療を停止する)。
本明細書に説明される撮像アセンブリの変形例は、リアルタイムPET検出器異常検出のために、複数の陽電子放出検出器と、定常較正源とを備えてもよい。図2A-2Bは、その上に搭載される、陽電子放出検出器の第1のアレイ(212)と、検出器の第1のアレイ(212)に対向する、陽電子放出検出器の第2のアレイ(214)とを有する、回転可能ガントリ(210)を含む、放射線治療アセンブリ(200)の断面概略図である。各検出器のアレイ(212、214)は、複数の陽電子放出検出器を備えてもよい。筐体(220)が、ガントリ(210)に結合してもよく(例えば、筐体(220)は、ガントリ(210)にわたって配置されてもよい)、筐体(220)は、その中に患者支持体(250)が配置され得る、ボア(224)を備えてもよい。各陽電子放出検出器は、それを通してその検出器が陽電子放出に対して敏感である角度である、撮像視野を有する。本明細書で使用されるように、患者走査領域(242)(例えば、患者撮像視野)は、患者(240)および/または患者支持体(250)の体積によって表され得る。すなわち、陽電子放出検出器によって検出可能な患者(240)および/または患者支持体(250)の輪郭は、患者走査領域(242)を画定し得る。患者支持体(250)は、その上に患者(240)が配置され得る、可動支持表面を備えてもよい。可動支持表面は、基部(図示せず)に結合されてもよい。
図3は、PET検出器のリアルタイム較正監視を提供し、陽電子放出検出器の第1のアレイ(312)と、検出器の第1のアレイ(312)に対向する、陽電子放出検出器の第2のアレイ(314)とを有する、ガントリ(310)を含むように構成され得る、放射線治療アセンブリ(300)の断面概略図である。検出器の各アレイ(312、314)は、可動または定常ガントリに搭載される、複数の陽電子放出検出器を備えてもよい。故に、PET検出器アレイは、回転式または定常であってもよい。筐体(320)は、ガントリ(310)に結合してもよく(例えば、筐体(320)は、ガントリ(310)にわたって配置されてもよく)、筐体(320)は、その中に患者(340)および患者支持体(350)が配置され得る、ボア(322)を備えてもよい。患者走査領域(342)(例えば、患者撮像視野)は、患者(340)および/または患者支持体(350)の体積によって表され得る。すなわち、陽電子放出検出器によって検出可能な患者(340)および/または患者支持体(350)の輪郭は、患者走査領域(342)を画定し得る。患者支持体(350)は、その上に患者(340)が配置され得る、可動支持表面を備えてもよく、可動支持表面は、基部(図示せず)に結合されてもよい。
図4は、PET検出器のリアルタイム較正監視を提供し、1つ以上の較正源ホルダ(408)を含むように構成され得る、アセンブリ(400)の断面概略図である。放射線治療アセンブリ(400)は、その上に搭載される、陽電子放出検出器の第1のアレイ(412)と、検出器の第1のアレイ(412)に対向する、陽電子放出検出器の第2のアレイ(414)とを有する、回転可能ガントリ(410)を含んでもよい。検出器の各アレイ(412、414)は、複数の陽電子放出検出器を備えてもよい。いくつかの変形例では、1つ以上の較正源ホルダ(408)は、1つ以上の較正源ホルダ(408)が、検出器の第1のアレイおよび第2のアレイ(412、414)に対して固定されるように、ガントリ(410)に結合されてもよい。言い換えると、陽電子放出検出器(412、414)および較正源ホルダ(408)は、ともに回転する。
また、本明細書に説明されるのは、本明細書に説明されるシステムおよびアセンブリを使用して、治療放射線の送達および/または患者撮像の間、異常信号を生成するための方法である。本システムは、回転可能ガントリ上に搭載される、PET検出器の第1のアレイおよび第2のアレイを備えてもよく、PET検出器は、較正源(例えば、放射線源)および/または患者からの陽電子放出を受信し、較正データを生成し、および/または較正放射線源から生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出するように構成される。すなわち、較正データは、較正源に関する入手された陽電子放出データから抽出される、データを含み得、いくつかの変形例では、また、較正源および/または患者の計算された場所データ等、入手された陽電子放出データに基づいて計算される、任意のデータ量を含んでもよい。いくつかの変形例では、較正源からの陽電子放出は、ボアの患者走査または治療領域を横切らない、またはそれと交差しない、LORを識別することによって、患者からの陽電子放出と区別され得る。較正データの実施例は、空間分解能データ、時間的分解能データ、エネルギー感度データおよび/またはエネルギー精度データ、および/または較正放射線源の場所を正確に決定する能力を含んでもよい。いくつかの変形例では、較正データは、1つ以上のガントリ回転にわたって定常較正源の場所と交差する、検出されたLORの数、および/または1つ以上のガントリ回転にわたって検出されたLOR(すなわち、同時発生光子事象)のエネルギーレベル、および/または異なる窓幅を有する一致時間窓内で検出された、検出されたLORまたは同時発生光子事象の数を含んでもよい。較正データが所定の時間周期にわたって較正源の基準場所または場所範囲に十分に対応しないとき等、較正データが、閾値パラメータを超える場合、異常信号が、生成されてもよい。
陽電子消滅事象によって放出される光子対の軌道は、LOR(例えば、陽電子放出経路)を画定する。消滅事象の原点は、LORに沿って位置する点であって、光子受信時間の差異(すなわち、時間差または時間オフセット)を使用して位置特定され得る。特に、光子間の受信時間の差異は、光子によってLORに沿って消滅事象から進行される、距離に対応する。例えば、消滅事象の各光子が、個別の検出器に同時に到着する場合、光子は、消滅事象がLORの中央点において生じるように、等距離を進行している。故に、いくつかの変形例では、較正源および/または患者に対応する、陽電子放出(例えば、消滅事象)原点場所は、プロセッサによって、TOFデータ(例えば、対の光子の受信時間差)、LOR、および基準時間オフセットを使用して計算され得る(510)。例えば、陽電子放出経路データは、較正源に対応する時間閾値パラメータ範囲(例えば、時間差範囲)を伴う対の光子の受信時間間の差異を使用して、較正源(例えば、定常放射線源)から生じるものとして分離され得る。時間閾値パラメータ範囲外の陽電子放出経路データは、雑音としてまたは患者から生じるものとして分類され得る。いくつかの変形例では、陽電子放出検出器は、LORに沿って約4.5cm(FWHM)の位置不確実性に対応する、少なくとも約300ピコ秒(ps)(FWHM)の一致時間分解能を備え得る。
放射線治療アセンブリが、その上に搭載される、陽電子放出検出器を有する、回転可能ガントリと、較正源(例えば、図2A-2B)に結合される、定常筐体とを備える、変形例では、検出器から較正源までの距離は、PET検出器がガントリのボアを中心として回転するにつれたガントリ角度の関数として変動し得る。陽電子放出検出器の視点(例えば、PET検出器基準フレーム)から、PET検出器の位置は、較正源が回転するにつれて、基準方向に対して画定されたガントリ角度シータ(θ)に固定される。PET検出器基準フレームに対して、検出器の場所は、座標<x,y>によって画定され得、X-軸は、水平軸平面(例えば、地面および/または患者支持体と平行)に対応し、Y-軸は、水平平面と垂直な垂直平面に対応する。較正源の場所は、<rcosθ,rsinθ>として画定され得、rは、基準点(例えば、検出器の原点<x,y>)からの半径を表し、θは、基準方向からの角度である。個別の検出器によって検出される光子対(例えば、第1の光子および第2の光子)の場所は、それぞれ、<x1,y1>および<x2,y2>として画定され得る。第1の光子検出場所および第2の光子検出場所から較正源までの距離は、以下によって与えられる。
他の変形例では、アセンブリは、その上に搭載される、陽電子放出検出器を有する、回転可能ガントリと、図3に図示される環状放射線源等の較正源に結合される、定常筐体とを備えてもよい。定常較正源の各LORは、2つの場所(例えば、LORが環状放射線源と交差する場所)のうちの1つから生じ得る。したがって、LUTは、単一基準時間オフセットではなく、ガントリ角度θおよび光子対距離d1、d2毎に、2つの可能性として考えられる基準時間オフセット(例えば、場所)を含む。
他の変形例では、アセンブリは、図4に図示されるように、その上に搭載される、陽電子放出検出器および1つ以上の較正源(例えば、放射線源、放射線源ホルダ)の両方を有する、回転可能ガントリを備えてもよく、較正源は、陽電子放出検出器に対して固定される。本構成では、較正源から検出器までの距離は、(PET検出器基準フレームから)変動せず、したがって、LUTおよび上記に説明される方程式を使用した計算を要求しない。
いくつかの変形例では、較正源および/または患者に対応する、陽電子放出原点場所が、TOFデータおよび1つ以上の空間フィルタを使用して計算されてもよい。言い換えると、TOFデータに基づく消滅事象の計算された場所が、患者および較正源の基準場所または場所範囲と比較され、陽電子放出を分類し、同時発生事象が患者または較正源から生じたかどうかを決定するために使用されてもよい。いくつかの変形例では、陽電子放出のセットの場所を前提として、1つ以上の空間フィルタまたは分類子が、較正源(例えば、放射線源および/または放射線源ホルダ)および患者(例えば、患者走査領域)からの陽電子放出データを区別するために適用されてもよい。例えば、較正源の第1の空間フィルタおよび患者の第2の空間フィルタは、陽電子放出データの源を区別するために適用されてもよい。これらの変形例のうちのいくつかでは、第1の空間フィルタおよび第2の空間フィルタの外の陽電子放出は、雑音として除外されてもよい。空間フィルタは、例えば、較正源および/または患者の体積を備え、誤差のマージン(所定または調節可能)を含んでもよい。いくつかの変形例では、マージンは、約1cm~約10cmであってもよい。代替として、または加えて、空間フィルタは、較正源が位置することが予期される、システムのボア内の領域を指定してもよく、プロセッサは、空間フィルタのその領域と交差するが、患者走査または治療領域に対応するフィルタの部分と交差しない、LORを抽出し、抽出されたLORを較正源から生じる陽電子放出活動に関するデータを含有するものとして指定してもよい。いくつかの変形例では、プロセッサは、空間フィルタのその領域と交差する、LORの数を計数してもよく、その計数が、予期されるLORの閾値を満たさないまたは超えない(例えば、較正源の既知の放射性および/または陽電子放出性質に基づいて計算される)場合、異常信号が、生成されてもよい。
Claims (25)
- 放射線療法システムであって、
回転可能ガントリと、
前記回転可能ガントリ上に搭載される陽電子放出検出器の第1のアレイ、および、前記陽電子放出検出器の第1のアレイと反対の前記回転可能ガントリ上に搭載される陽電子放出検出器の第2のアレイと、
療法用放射線源であって、前記療法用放射線源は、前記陽電子放出検出器の第1のアレイと第2のアレイとの間の前記回転可能ガントリ上に搭載される、療法用放射線源と、
筐体であって、前記筐体は、前記回転可能ガントリにわたって配置され、ボアと、前記ボア内の患者領域から離間される定常放射線源ホルダとを備え、前記定常放射線源ホルダは、前記筐体内または前記筐体の表面上に位置する、筐体と、
プロセッサであって、前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイから検出された陽電子放出データを受信し、前記受信された陽電子放出データから、前記定常放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出し、前記抽出された陽電子放出データが1つ以上の閾値基準を満たさないとき、異常信号を生成するように構成され、前記1つ以上の閾値基準は、前記陽電子放出検出器の第1のアレイと前記陽電子放出検出器の第2のアレイとの間の光子受信時間の差異に対する閾値範囲、予期される場所からの前記定常放射線源ホルダの場所偏位に対する閾値、複数の応答系統(LOR)における検出率に対する閾値、または前記定常放射線源ホルダの場所から生じる陽電子放出活動を表す前記抽出された陽電子放出データに対する閾値LOR計数のうちの少なくとも1つを含む、プロセッサと
を備える、システム。 - 前記プロセッサは、空間フィルタを前記抽出された陽電子放出データに適用するように構成され、前記空間フィルタは、前記定常放射線源ホルダが位置することが予期される、前記ボア内の領域を指定し、前記定常放射線源ホルダの前記場所から生じる陽電子放出活動を選択し、前記空間フィルタを前記抽出された陽電子放出データに適用することが、前記陽電子放出活動が前記定常放射線源ホルダの場所と共存しないことを示すとき、異常信号が、生成される、請求項1に記載のシステム。
- 患者支持体をさらに備え、前記患者支持体は、可動支持表面と、基部とを備える、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダは、前記患者領域の上方の場所において、前記筐体の表面に沿って配置される、請求項3に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダは、前記可動支持表面の下方に位置する、請求項3に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダによって保持される較正放射線源をさらに備え、前記較正放射線源は、約1μCi~300μCiの放射能を備える、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダによって保定されるように構成される較正放射線源をさらに備え、前記較正放射線源は、約0.25インチ~約3インチの最大寸法を伴う形状を備える、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記較正放射線源は、ディスク形状のエンクロージャと、前記エンクロージャ内に位置する陽電子放出要素とを備える、請求項7に記載のシステム。
- 前記プロセッサは、並行して、前記定常放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出し、前記患者領域から生じる陽電子放出活動を表す陽電子放出データを抽出するようにさらに構成される、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記空間フィルタは、ユーザ調節可能である、請求項2に記載のシステム。
- 前記プロセッサは、患者治療計画を使用して、前記空間フィルタの幾何学形状を自動的に調節するようにさらに構成される、請求項2に記載のシステム。
- 前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイは、撮像平面を画定し、前記療法用放射線源のビームは、治療平面を画定し、前記撮像平面および前記治療平面は、同一平面にある、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダは、前記撮像平面および前記治療平面と同一平面にある、請求項12に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダは、前記較正放射線源の形状と対応する形状を有する溝を備える、請求項6-8のいずれか1項に記載のシステム。
- 閾値基準は、第1の時間差を伴って検出された同時発生光子事象の閾値数を備え、
前記プロセッサは、前記第1の時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数のプロットを生成するように構成され、
前記第1の時間差を伴って生じる前記同時発生光子事象の実際の数が、前記閾値数を超えないとき、異常信号が、生成される、請求項1または2に記載のシステム。 - 閾値基準は、閾値真/ランダム比値を備え、
前記プロセッサは、第1の一致時間窓と重複しない第2の一致時間窓内で生じる同時発生光子事象の実際の数に対する約0nsを中心とする前記第1の一致時間窓内で生じる同時発生光子事象の実際の数の比を生成するように構成され、
前記比が前記閾値真/ランダム比値を超えない場合、異常信号が、生成される、請求項15に記載のシステム。 - 前記閾値真/ランダム比値は、約1である、請求項16に記載のシステム。
- 閾値基準は、前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第1のガントリ場所において、約2.5nsの第1の検出時間差を伴って検出されるべき同時発生光子事象の第1の予期される数と、前記第1のガントリ場所から180°の前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第2のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出されるべき同時発生光子事象の第2の予期される数とを備え、
前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイによって検出された陽電子放出データに基づいて、360°ガントリ回転にわたって、-5ns~+5nsの一致時間窓内で検出された同時発生光子事象の実際の数のプロットを生成するように構成され、
前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第1のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数が、前記第1の予期される数を満たさず、または超えず、前記陽電子放出検出器の第1のアレイの第2のガントリ場所において、約2.5nsの検出時間差を伴って検出された同時発生光子事象の実際の数が、前記第2の予期される数を満たさない、または超えないとき、異常信号が、生成される、請求項1または2に記載のシステム。 - 閾値基準は、360°ガントリ回転にわたって、各ガントリ場所において、前記第1のアレイおよび第2のアレイの各陽電子放出検出器によって検出されるべき同時発生光子事象の予期される数を備え、
前記プロセッサは、前記陽電子放出検出器の第1のアレイおよび第2のアレイによって検出された陽電子放出データを使用して、360°ガントリ回転にわたって、各ガントリ場所において、前記第1のアレイおよび第2のアレイの各陽電子放出検出器によって検出される同時発生光子事象の実際の数を計算するように構成され、
前記同時発生光子事象の実際の数と、前記同時発生光子事象の予期される数との間の差異が、少なくとも1つの陽電子放出検出器に関して、所定の差異閾値を超えるとき、異常信号が、生成される、請求項1または2に記載のシステム。 - 前記プロセッサが、前記定常放射線源ホルダから生じる陽電子放出活動を表す任意の陽電子放出データを検出しないとき、異常信号が、生成される、請求項1または2に記載のシステム。
- 閾値基準は、ピーク閾値を上回る同時発生511keV光子事象計数を伴うエネルギー分解能スペクトルを備え、前記陽電子放出データから生成されたエネルギー分解能スペクトルが、前記ピーク閾値を上回る511keV光子事象計数を有していないとき、異常信号が、生成される、請求項1または2に記載のシステム。
- ディスプレイをさらに備え、前記プロセッサは、視覚的インジケータを生成し、前記視覚的インジケータを前記ディスプレイに伝送するように構成され、前記視覚的インジケータは、異常信号が不在の第1の外観と、異常信号が生成されるときの前記第1の外観と異なる第2の外観とを有する、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記プロセッサは、前記ボア内の前記患者領域から生じる陽電子放出データを抽出するようにさらに構成される、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記定常放射線源ホルダは、第1の放射線源ホルダであり、前記システムは、第2の放射線源ホルダをさらに備える、請求項1または2に記載のシステム。
- 前記対応する第1および第2の放射線源ホルダの各々によって保定される第1および第2の放射線源をさらに備え、前記第1および第2の放射線源は各々、円筒形、球形、およびリングから成る群から選択される形状を備える、請求項24に記載のシステム。
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