JP3675816B2

JP3675816B2 - 放射療法のための動的ビーム平滑化装置

Info

Publication number: JP3675816B2
Application number: JP50208695A
Authority: JP
Inventors: スベルドロフ，スチユアート; ロツクウエルマツキー，トーマス; ホルメス，テイモシー
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-06-09
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 2005-07-27
Anticipated expiration: 2020-07-27
Also published as: EP0702839B1; JPH08511453A; JP3993200B2; DE69416587T2; IL109961A; IL109961A0; EP0702839A1; DE69416587D1; JP2005261941A; US5625663A; WO1994029882A1

Description

発明の背景
技術分野
本発明は、一般に、腫瘍等の治療用の放射療法（ｒａｄｉａｔｉｏｎｔｈｅｒａｐｙ）用器材に関し、特に放射ビーム内の不均一なフルエンスをそろえるための方法ならびにその装置に関する。
技術の説明
放射療法のための医療用器材は高エネルギー放射を用いて腫瘍化した組織を治療するものである。放射線量と線量の配分を正確に制御して腫瘍を殺滅するのに充分な放射線を腫瘍が受け取り、かつ周辺および隣接する腫瘍化していない組織への障害が最小限に抑えられるようにしなければならない。
放射療法で使用する放射線源のひとつに線型加速器（liniac）がある。線型加速器は真空にした直線状の径路内に等間隔に配置した一連の金属電極から成る。電極を１つおきに高周波ジェネレータの一方の端子にまとめて接続し、別の１つおきの電極をジェネレータの対向端子に接続して電子線源から発射する電子を加速する交流磁場を発生させる。効果的には、真空チャンバーを連続的に横断する電磁波を設定して電子を電磁波に「騎乗させる」。
図３（ａ）を参照すると、線型加速器で加速された電子はターゲット２に向っている。電子がターゲット２の一方の側面に衝突し、ターゲットの原子の電場またはその近くを通過すると、電子はいくらかのエネルギーを失う。電子が失ったエネルギーのいくらかは特定のエネルギー量子を有する放射光子として出現する。各々のエネルギー損失の後で電子は典型的には新しい方向に偏向され、さらに数回減速されてから停止する。それぞれの減速によって広汎にエネルギーが異なる放射光子を生成する。ターゲットから放射された最終的な放射は、０からターゲット２に入射する電子の最大運動エネルギーにわたる範囲の連続したエネルギースペクトルを有することになる。
電子を減速し光子を放射する過程は制動放射（BremsstrahlungまたはBremssradiation）と呼ばれているが、これは電子の減速に随伴することによる制動放射を表わすドイツ語である。電子の初期速度が大きいほど、また電子が進入する原子核に近いほど、多くの運動エネルギーが制動放射に変換される（即ち、放射される光子エネルギーが大きくなる）。
ここでもう一度図３（ａ）を参照すると、リニアックは電子ビームをターゲットの１つの焦点に向け、比較的大きな放射フルエンスが電子ビームと同軸の中心線２８に沿ってターゲット２の対向する側面から発生する。この後の電子の衝突は通常はこの中心線２８に沿ってではなく、したがって、後の衝突によるＸ線束は中心線２８からはずれた角度でターゲットから放射される。実質的な効果は、中心線２８に対して異なる角度でターゲットから光子が放射され、中心線に沿って比較的多数が放射され、中心線２８の周囲に拡散する角度で小数が放射される。結果として放射フルエンスのプロファイル１００は不均一となる。
放射ビームはターゲット上の一点から放射するのではなく、むしろターゲットの「放射領域」から放射される。その結果、ターゲットから放射されるフルエンスのプロファイルの不均一性はビームが衝突する時に強くなる。このようなコリメーションでは、ビームの中心部分が放射領域のすべての部分から放射される放射によって横断する空間に発生する。外側半影が放射領域の一部だけから放射される放射が横断する空間に発生する（即ち、比較的鋭角でコリメータを通過する放射によって発生する）。半影は少ないフルエンスを有している。
半影とフルエンスプロファイルの組み合せの効果は、ビームの場を横断するフルエンス変動がさらに極端になることである。
放射療法を計画する技術では、一般に放射線源のフルエンスが放射ビーム断面全体にわたって均一であると仮定している。しかし、リニアックに関して前述したように、大半の放射線源で中心部に向うほどフルエンスが大きなビームを発生している。したがって、中心部ほど厚いビーム平滑フィルターを使用して、ビームのフルエンスプロファイルをさらに均一にするのが典型である。
図３（ｂ）を参照すると、照射線減速材料から製作したビーム平滑化フィルターをビーム内に直接配置して、線源フルエンスプロファイルの中心部断面内でフルエンスをある程度吸収し、ビームの縁部におけるフルエンスと同等のフルエンスまでこの中心断面を減少させている。この方法では、ビームフルエンスが制御されていっそう均一にさせることが出来る。
ビーム平滑化フィルターの欠点は、フィルターが放射エネルギーを無駄にしてしまうので、漉過するビームの強度が減少することである。低いビーム強度で行う治療セッションでは所望する照射線量を腫瘍部位に供給するのに長時間の放射セッションが必要で、治療の効率が制限される。
さらに、ビーム平滑化フィルターはビーム中心部から低エネルギーの光子も排除して、それらを周辺部へ通過させる。この効果はビーム硬化と呼ばれており、ビーム内部で不均一なエネルギースペクトルが発生する。
また、平滑フィルターは時間および使用量によって発生する不均一性を補償することが出来ないので、放射ビーム内の均一なフルエンスを仮定としている治療計画が不正確になることがある。
発明の要約
本発明は放射療法で使用する照射線源における不均一なフルエンスプロファイルを補正して破棄される放射エネルギーの量を最小限に抑えるための方法である。
１つの実施態様において、線量計算器が患者の所望のフルエンスプロファイルと不均一な線源フルエンスプロファイルの両方を受け取り、不均一な線源プロファイルの不均一性を減衰プロファイルで補正するように所望のフルエンスプロファイルにしたがって減衰プロファイルを生成する。コンペンセータは所望の線量プロファイルを受け取り、不均一な線源フルエンスプロファイルを減衰させて所望のフルエンスプロファイルを発生させる。
したがって、本発明の１つの目的は、任意の不均一な線源プロファイルを有する照射線源から所望のフルエンスプロファイルをつくり出すための簡単で信頼性の高い手段を提供することである。コンペンセータ用の制御信号を調整して不均一な照射線源プロファイルを計数し、所望のプロファイルと一致する場合にはこの不均一性を用いそれ以外の場合には必要に応じてそれを変化させる。これにより、静的ビーム平滑化フィルタで発生し得るような不必要な減衰がなくなる。
コンペンセータは患者に入射する前の放射ビーム内部に配置したラックに多数の放射減衰リーフを含む。リーフは閉じた状態で放射ビーム内へ移動し（それぞれのリーフがビームの１つの線束を遮断する）、また開いた状態で放射ビーム外に移動して関連する光線の通過を阻害しないようにする。
作動機構（ｍｏｔｉｖａｔｉｏｎｍｅｃｈａｎｉｓｍ）によって開いた状態と閉じた状態の間でリーフを独立して動かすことが出来、また作動機構と連通するタイマーでそれぞれのリーフが閉じた状態になる時間と、それぞれのリーフが開いた状態になる時間の比率を制御して、ビームのそれぞれの線束の平均強度を制御する。
本発明の別の目的は、放射スペクトルに対して無視できる程度の影響しか与えずに高エネルギー放射ビームのそれぞれの線束を減衰する方法を提供することである。これと対照的に、静的ビーム平滑化フィルターは低エネルギーの光子を減衰させ高エネルギー光子は通過させるので、結果的に「ビーム硬化」が起る。コンペンセータのリーフは減衰を行わないがスペクトル成分に影響を与えることなくほぼ完全な遮断または完全な通過を提供する。
本発明のさらに別の目的は短時間の照射セッションを容易に行える治療装置を提供することである。放射線強度の最小限の制限により、また静的平滑化フィルターを排除することにより、比較的大きな照射線量を少ない時間間隔の間に腫瘍部位に向けることが出来る。照射セッションが短時間であることは患者の不快感が小さく、それぞれの放射線療法装置で大きな出力効率が得られることを表わしている。
第２の実施態様において、平坦なビームは一定速度でリニアックの電子流を振動させて発生するので、電子流が一点においてではなく衝突線に沿った異なった地点で放射発生ターゲットに衝突するようになる。電子流を振動させることにより、線源フルエンスプロファイルは、瞬間的には不均一でも振動面内で一定時間での平均的均一性を有するビームを構成するビーム幅全体にわたり「滲む」。
第２の実施態様は、電子流が電磁石を通過する際に振動面に沿って電子流を偏向させることの出来る電磁石を備えたリニアックを含む。電子流をターゲット上の衝突線に沿って往復運動させることにより、ターゲットの対向する側面において得られる電場は振動面に沿って平均的な均一な強度を有する。さらに、第１の実施態様と同様に、ビームの「硬化」がおこらない（すなわち、均一な平均プロファイルのそれぞれの線束は同じ光子スペクトルを有する）。
この第２の実施態様において重要なことは、設計／欠陥または消耗したハードウェアのいずれかによる振動面に沿った線源プロファイルのわずかの相違が重要性を有さないことである。振動する線源プロファイルは振動面全体にわたってフルエンスも変動を平均化することでこのような相違を効率的に補償する。治療計画の目的では、均一な平均プロファイルを発生させるために、コンペンセータの第２の実施態様を使用する場合、放射線源の正確な線源プロファイルは知る必要がなくなる。治療計画の目的では振動面を横断する平均フルエンスが分かれば充分である。
本発明の前述のおよびその他の目的および利点は以下の説明から明らかになろう。説明においては本明細書の一部を成す添付の図面を参照しており、図面では本発明を図示する目的で幾つかの本発明の好ましい実施態様を図示してある。このような実施態様は必ずしも本発明の範囲のすべてを表現するものではないが、本発明の範囲を解釈する上では本明細書に添付の請求の範囲を参照すべきである。
【図面の簡単な説明】
図１は扇形照射ビームの内部に配置してあり本発明で使用するコンペンセータ・アセンブリーの斜視図で、コンペンセータのリーフとこれに付随する空気圧シリンダを示す。
図２は線型加速器と加速器ターゲットからなる放射線源の模式図である。
図３（ａ）−（ｄ）は照射線源フルエンスプロファイルの模式図で、図３（ａ）と３（ｂ）はそれぞれ３次元と２次元の無補償ビームフルエンスプロファイル、また図３（ｃ）と３（ｄ）はそれぞれ３次元と２次元でビーム平滑化フィルタの作用を示す。
図４は線４−４に沿った図１のコンペンセータ・アセンブリーの断面図で、それぞれのコンペンセータリーフの台形の態様、扇形放射ビーム、およびコンペンセータリーフを動かす際にこれを指示するための案内レールを示す。
図５は図４の一組の案内レールと１個のリーフの部分断面斜視図で完全に閉じた位置でリーフを支持するためのカラーを示す。
図６は本発明の第１の実施態様で使用するコンピュータ制御コンペンセータを含む放射線治療装置の部材を示すブロック図である。
図７は線源フルエンスプロファイルと所望のフルエンスプロファイルを比較して減衰信号を生成する差分計算器を示すブロック図である。
図８（ａ）−８（ｄ）は仮想的な腫瘍領域の線量分布図で等線量線で放射線強度を示し、図８（ａ）では所望の線量分布を示し、図８（ｂ）、図８（ｃ）、図８（ｄ）では本発明で使用する照射計画手順の２回、３回、１０回の反復後の実際の暫増的線量分布を示す。
図９は放射線療法を受ける患者の模式図で、本発明を用いた照射の計画を説明するために使用する分散カーネルと座標系を示す。
図１０は１つのガントリー角における照射ビームに関連する単一方向の分散カーネルの斜視図である。
図１１は複数のガントリー角における複数の照射ビームに関連する複数方向の複合分散カーネルの斜視図である。
図１２は所望線量のマップを用いてフルエンスプロファイルを計算するフルエンスプロファイル計算器のブロック図である。
図１３は図１２のフルエンスプロファイル計算法を用いる本発明のコンペンセータを制御するための全体的な反復方法を示すブロック図である。
図１４（ａ）−１４（ｃ）はそれぞれ１段階、２段階、４段階で本発明により得られた所望の線量分布と実際の線量分布の誤差を示すプロットの斜視図である。
図１５（ａ）−１５（ｂ）は単純化したフルエンスプロファイルを示し、図１５（ａ）は不均一な線源プロファイル、また図１５（ｂ）は所望のプロファイルである。
図１６は放射線源の略図で、リニアックと、偏向ヨークと、第２の実施態様で使用するターゲットと、第１の実施態様のコンペンセータを示す。
図１７は図６と同様のブロック図で、本発明の第２の実施態様で使用する放射線治療装置の部材を示す。
図１８は振動面を掃引して平均化した均一なプロファイルを発生する複数位置における線源フルエンスプロファイルを示すグラフ図である。
好ましい実施態様の詳細な説明
図１を参照すると、本発明と使用するのに好適な放射線治療ユニット１０は、焦点１８から放射し患者１７に向う（図１には図示していない）一般に円錐形の放射ビーム１４’を発生する放射線源１２を含む。円錐形のビーム１４’は一組の矩形のコリメータ・ブレードから構成されて扇形ビーム平面２０を中心とする一般に平坦な扇形ビーム１４を形成する放射線に非透過性のマスク１６で収束させる。
Ｉ．放射線源
図２を参照すると、本発明で使用する放射線源はＸ線を発生するターゲット２との組み合せで使用する線型加速器１である。線型加速器１は中心軸９に沿って一定間隔に配置し真空中に封入されている一連の金属電極３からなる。交流電極３ａ、３ｃは高周波交流ジェネレータ４の一端に接続し、間置電極３ｂ、３ｄはジェネレータ４の対向する端部に接続する。隣接する電極が軸９に沿って複数のラジオ周波数空洞５を形成して必要な極性を有する場を発生し、電極３の間の電子６が中心軸９に沿って加速される。
動作中、線源７からの電極６はラジオ周波数空洞５を通過すると所望の速度に加速されてターゲット２に向う。電子６がターゲット２の一方の側面に衝突すると、衝突電子６はエネルギーを失い、同時にＸ線光子８を生成し、これがターゲット２の対向する側面から中心軸９に沿って放射される。
ターゲット２に衝突する電子６のすべてが中心軸９に沿って進行するのではない。幾つかの電子６はターゲット２内部で拡散する。電子６が最初にターゲットの電子に衝突した後、電子６は光子のかたちでエネルギーを失い、典型的には方向が変化する。電子６は第１の衝突の後低い速度で進行し、典型的には中心軸９からはずれた第２のターゲット原子に衝突して第２の光子のかたちでさらにエネルギーを失い、この光子が中心軸９に沿ってではなくターゲットから衝突線に沿って放射される。電子−原子間の衝突は、理想的には電子６がこれのもつすべてのエネルギーをターゲット内部で失うまで続く。
多くの光子はターゲット２から中心軸９の周囲に拡散する方向に放射される。つまり、図３（ａ）に図示してあるように、ターゲット２から放射する際に得られたフルエンスプロファイル１００は一般に釣鐘型をしている。
図１６を参照すると、線型加速器１はより小型に設計し易くするために色収差を補正した（アクロマート）湾曲磁石１０６を使用することがある。図１６に図示してあるように、湾曲磁石１０６を使用することで線型加速器１の実際の位置はＸ線ターゲット２に直交させる必要はなく、実質的に平行とすることが出来る。アクロマート湾曲磁石を使用するので、放射線療法システムで使用するガントリー４４の円周方向の実際の幅を制限できる。つまり、線型加速器−ガントリーの構成を標準的な大きさの放射線治療室内で使用できる。
磁石１０６は望ましいアクロマートの合焦特性を提供する。図１６を参照すると、電子流の低いエネルギーの成分６ａは小さい半径のループを通って偏向されており、高エネルギー成分６ｂは大きな半径のループを通って偏向される。アクロマート磁石の重要な特性は、これらの成分６ａ、６ｂが線型加速器１から出る時にそうであったように、どちらも磁石の出口で同じ位置、角度、ビーム断面に戻ることである。
ＩＩ．コンペンセータ
図１をもう一度参照すると、コンペンセータ２２は放射が患者（図１には図示していない）に受け入れられる前の扇形ビーム１４内で扇形ビーム平面２０の中心にあって、焦点１８から一定半径の円弧を形成する複数の隣接する台形のリーフ３０を含む。リーフ３０はスリーブ２４で保持される。スリーブ２４は高周波透過性の材料から構成され、焦点１８に対して固定されている取り付けプレート２６に内端２３で装着されている。取り付けプレート２６は強固で恐らく放射線非透過性の材料から構成され、扇形ビーム１４のすぐ外側に配置してあり扇形ビーム１４との干渉を防止する。
望ましくは、コンペンセータ２２のリーフ３０は扇形ビーム１４全体の範囲を決めて扇形ビーム１４をオフセット角φで一組の隣接するスラブ状の線束２８に分割する。図４および図５を参照すると、それぞれのスリーブ２４は外端２７で開いており、摺動させることにより高密度の放射線非透過性の材料たとえば鉛、タングステン、セリウム、タンタルまたは関連する合金から構成された比較的大型の台形のリーフ３０を受け入れる。
それぞれのリーフ３０は対応するスリーブ２４の内部を完全に摺動してスリーブ２４に関連する線束２８を阻止することが出来る。リーフ３０がこれに対応する線束２８を阻止するとき、これを「閉じた状態」になったと称する。スリーブ２４は充分な長さをとってそれぞれのリーフ３０が扇形ビーム１４の径路の外に移動し、これに対応する線束２８を全く阻害しないように、なおかつスリーブ２４によって案内されるように出来る。この阻止しない位置において、リーフは「開いた状態」になったと称する。
それぞれのリーフ３０はこれに対応し可撓性のリンク３４でリーフ３０に接続してある空気圧シリンダによって開いた位置と閉じた位置の間を移動できる。空気圧シリンダ３２は内部にピストン（図示していない）を有し、供給ホース３５を介してシリンダ３２に接続される圧搾空気を使ってシリンダ３２の端部の間を高速で移動できるように成してある。供給ホース３５は後述するコンペンセータ制御（図１または図４には図示していない）から供給される。空気圧シリンダ３２はリーフ３０に高い圧力をかけて、これらを開いた状態と閉じた状態の間で迅速かつ個別に移動させることが出来る。
図４および図５を参照すると、リーフ３０はリーフ３０の縁に沿って作ってある切り込み３８に嵌合した案内レール３６でスリーブ２４内部に支持され案内される。切り込み３８で案内レール３６は開いた状態と閉じた状態の間の移動中にスリーブ２４内部にリーフ３０を摺動的に保持できる。
閉じた状態では、それぞれのリーフ３０の内端４０が取り付けプレートに装着してある強固なカラー４２に取り込まれて、案内レール３６によって行われる以上に正確にリーフ３０を取り付けプレート２６さらには扇形ビーム１４と整列させる。理想的には高周波透過性の案内レール３６は比較的実質的ではないが、逆に、取り付けプレート２６の上で扇形ビーム１４の外側に配置したカラー４２は高周波透過性である必要はなく構造的により実質的である。カラー４２と類似のカラー（図示していない）は完全に開いた状態の時にそれぞれのリーフ３０を支持する。リーフ３０はほとんどの時間完全に開いた状態または閉じた状態になるので、ほとんどの時間で支持カラー４により確実に位置が固定される。
Ａ．第１の実施態様の放射線治療用ハードウェア
ここで図６を参照すると、放射線源１２はガントリー４４に取り付けてあり、ガントリーは患者１７の回転中心４５に対して扇形ビーム平面２０内で回転し、扇形ビーム１４は各種のガントリー角θから患者１７のスライスに照射することが出来る。
放射線源１２はコンピュータ５１の制御により放射ビーム１４をオンオフする放射制御モジュール４８により制御される。
コンペンセータ制御モジュール５２は圧縮空気の供給源と供給ホース３５を経由して空気を調節し、独立的に空気圧シリンダ３２を制御して、それぞれのリーフ３０をこれに対応するスリーブ２４と線束２８の内外に移動させる（図１も参照されたい）弁を提供する。コンペンセータ制御モジュール５２もコンピュータ５１に接続して後述するコンペンセータ２２のプログラム制御を行うことが出来る。
放射線源１２に対向してガントリー４４上に配置した出口検出器５０’は患者１７を通過する放射を測定し、これも後述するようにデータ取得システム５８に接続してある。望ましくは、出口検出器５０’はそれぞれがコンペンセータ２２の１つのリーフと同じ角度で広がった複数の検出器素子からなる。
コンペンセータ制御モジュール５２はコンペンセータ２２のリーフ３０をこれの開いた状態と閉じた状態の間で迅速に移動させ、それぞれの線束２８を完全に減衰させるかまたは減衰なしに提供する。閉じた状態と開いた状態の比率、またはそれぞれのリーフ３０の「作業サイクル」はそれぞれのガントリー角で所定のリーフ３０を通過する全エネルギーに影響を与えるので、それぞれの線束２８の平均フルエンスを制御する。平均フルエンスをそれぞれのガントリー角で制御できる能力により、後述の治療計画法により患者１７の照射量を介して放射ビーム１４により提供された線量を正確に制御できる。
Ｘ線源４６とこれに対向する検出器のアレイ５０を用いるトモグラフィー・イメージングシステム１１は有利にも放射線源１２と同じガントリー４４に取り付けて、計画のために放射線治療前に患者１７の照射スライスのトモグラフィーまたはスライス画像を作成することが出来る。
ガントリー制御モジュール５４はガントリー４４を回転させ扇形ビーム１４の角度θを変化させ、結果として放射線源１２、出口検出器５０’、コンピュータ・トモグラフィー用Ｘ線源４６、および検出器アレイ５０の位置を変化させるのに必要な信号を提供する。ガントリー制御モジュール５４はガントリーがコンピュータの制御下に回転するようにコンピュータ５１と接続してあり、また制御を補佐するためガントリー角θを表わす信号をコンピュータ５１に提供する。
トモグラフィー・イメージングシステム１１用の制御モジュールは、Ｘ線源４６をオンオフするためのＸ線制御モジュール５６とトモグラフィー画像を構成するために検出器アレイ５０からデータを受信するためのデータ取得システム５８を含む。
画像再構成回路６０は典型的には高速アレイプロセッサまたは同様なものを含み、データ取得システム５８からのデータを受信して従来技術で周知の方法にしたがいこのようなデータからトモグラフィー画像を「再構成する」。画像再構成回路６０もコンピュータ５１と通信して後述するような本発明で使用する高速演算を補佐する。トモグラフィー画像により放射線療法による治療の直前に患者の状態を確認することが出来る。
キーボードとディスプレイユニット６３を含む端末６２から、オペレータはプログラムおよびデータをコンピュータ５１へ入力し放射線治療およびトモグラフィー・イメージング用器材１０、１１を制御して画像再構成回路６０により生成したトモグラフィー画像をディスプレイ６３に表示させることが出来る。大容量記憶システム６４は磁気ディスクユニットまたはテープドライブで、将来使用するためにトモグラフィー・イメージングシステム１１で収集したデータを保存することが出来る。
放射線治療システム１０を作動させるためのコンピュータプログラムは一般に大容量記憶ユニット６４に保存され、システム１０の使用中は高速演算処理のためにコンピュータ５１の内部メモリーへ読み込まれる。
Ｂ．治療器材の動作
放射線治療セッションに先だって、放射線源１２と出口検出器５０’を用いると特定の放射線源１２（図３（ａ）参照）の線源フルエンスプロファイル１００（線源プロファイル）を同定することが出来る。放射線源１２は患者１７の干渉なしに出口検出器５０’へビームを向ける線源プロファイル１００は個別のビーム線束２８に分割して得られ、コンペンセータ２２のそれぞれのリーフ３０に独立したフルエンスの値を割り当てることが出来る。
図７を参照すると、線源プロファイル１００が得られれば、線量計算器１０２で線源プロファイル１００とガントリー角θごとに患者に向けられる所望のフルエンスプロファイル１０１（所望のプロファイル）を効率的に比較することができる。線量計算器１０２はそれぞれのリーフ３０が閉じた状態になるべき時間と、それぞれのリーフ３０が開いた状態になるべき時間の比率を表わす作業サイクルを生成して、線源プロファイル１００を減衰させ所望のプロファイル１０１を発生させる。
作業サイクル１０３を用いて、制御装置１０４は不均一な線源プロファイル１００を考慮しそれぞれの所望のプロファイル１０１に対応する減衰プロファイル１０５を生成する。減衰プロファイル１０５はガントリー角θごとのコンペンセータのリーフ３０の動きを制御する。任意の腫瘍スライスに向けられる減衰プロファイル１０５は特定の腫瘍スライスに対する治療シノグラムを構成する。
治療シノグラムを生成するのに必要な減衰プロファイル１０５は治療計画ソフトウェア（後述す）で求めるコンピュータ５１に保存する。
Ｃ．治療計画ソフトウェア
前述のコンペンセータの完全な利点を得るのに必要な治療シノグラムの生成は、コンピュータ５１と再構成回路６０で動作する特別に開発したソフトウェアで実行する。治療計画はソフトウェアで行うが、計画はこの演算専用の独立した電子回路でも実施することが出来、またこのような専用回路を用いてこの処理でさらに早い速度を提供し得ることは理解されよう。
図８（ａ）を参照すると、コンペンセータ２２を制御する所望の治療シノグラムの生成は所望の線量マップ６６の定義からはじめる。典型的な所望線量マップ６６は線量限界内で比較的高い放射線量を腫瘍組織の領域６８に割り当て、第２の低い線量を腫瘍領域の外側の健康な組織７０の領域に割り当てる。健康な組織７０はもっと低い放射線量を割り当てるべき放射線感受性の高い臓器または同様なものを含む領域７２を含むことがある。
所望の線量マップ６６はそれぞれの要素が１つのデジタル値を保持するようにした要素のアレイとしてコンピュータ５１のメモリー内に記憶しておき、端末６２のディスプレイ６３に患者１７のスライスのトモグラフィー画像を表示して、従来技術で一般に理解されているように、トラックボールまたは同様な入力装置を使い腫瘍領域６８の周囲を手動でトレースすることでもっとも容易に入力することが出来る。標準的な領域を埋めるコンピュータプログラムを使用して、それぞれのトレースした領域に割り当てた線量の値を、所望する線量マップ６６を表わすメモリーのアレイ内の適当な要素に移し換えることが出来る。
線量マップ６６のそれぞれの要素は、患者１７のスライス内部の複数の容積要素７４（ボクセル）のそれぞれに所望の線量を定義するものである。図９を参照すると、患者１７のそれぞれのボクセルは所定の基準点７６から定義したベクトル

で識別できる。それぞれのボクセルにおける線量は

である。
１．線量からＴｅｒｍａへの変換
ａ．Ｔｅｒｍａ
一般に、何らかのボクセルにおける線量

はそのボクセル

で隣接するボクセル

（ここで隣接するボクセル

はボクセル

を含む、即ち放射線源１２から直接受け取った放射も含む）から拡散した放射から受け取ったエネルギーに依存する。所定のボクセル

についての線量

は次式で得られる：

ここで

はそのボクセル

の単位質量当たり

から放出された１次全エネルギーの大きさを表わす値であり、「ｔｅｒｍａ」（単位質量当たりの放出された全エネルギー、Total Energy Released per unit Mass）と呼ばれる。
単一エネルギーを外部放射する線源では、ｔｅｒｍａ率

は次のように記述できる：

ここでμ／ρはボクセル

における実効質量減衰の値、Ｅはジュールで表わした放射光子のエネルギー、

はフルエンス率（線束密度）の分布である。時間毎のエネルギーかけるフルエンス率の積分はエネルギーフルエンス

で、

したがって

である。
式（４）は基本的には線束２８からどの程度のエネルギーがボクセルｒ’と相互作用するかの関係式である。
ｂ．回旋カーネル

は均一な媒体中における非確率関数的なエネルギーの転移または分散を表わす回旋カーネルである。つまり

は、それぞれのボクセル

からのエネルギーがどの程度拡散してボクセル

における線量に寄与するかを表わしている。
カーネル

は一般に従来技術で理解されているようにモンテカルロ法を用いて生成することが出来る。前述したように、これはボクセル

で放出されたエネルギーの単位当たりボクセル

で吸収されたエネルギーの部分を表わす３次元関数である。それぞれのボクセル

のｔｅｒｍａから放射されたエネルギーは外部放射線源１２からの指向性線源２８のなかに線源が見つかる、すなわち

は一般に図１０で示唆されるように非等方性で、線束２８のエネルギーから外向きに拡散する。エネルギーの保存には次のようなことが必要になる：

すなわち、１次相互作用によって移動したエネルギーがすべて相互作用の位置に置かれたとすれば、カーネルはデルタ関数で近似できることになる。
図１０をさらに参照すると、

の非等方性はガントリー角θに相関する、即ち

での線束２８の入射角のそれに相関する。患者１７が照射されるガントリー角θが予め設定されている場合、図８に図示した多方向性回旋カーネル

がカーネル

の重み付けした重ね合せで作成できる。
図１１を参照すると、放射の拡散がほぼすべてのビーム方向で等しくそれぞれのガントリー角θからの線束２８がボクセル

におけるｔｅｒｍａに等しく寄与すると仮定すれば、多方向性回旋カーネルは次式に示すように「等方向性の」態様に因数分解できる：

ここでｎは線束２８が投射される独立したガントリー角の個数である。
異なるガントリー角における多数の線束２８に対しては、所定のボクセル

での総線量はそれぞれの構成ビームからの線量の和であって：

ここで

は、右辺がｉ番目のガントリー角でｔｅｒｍａの寄与部分を表わす。
この単純化では、それぞれの線束２８からｔｅｒｍａへの寄与が等価であり、回旋の分散性を利用している。この仮定におけるエラーは後述するような濾波により減少する。
式（７）は実質的にｔｅｒｍａからの線量計算を単純化するものであるが、それぞれのボクセル

かけるボクセル

総数の回旋で患者の総容積に対する線量を計算する必要がある。したがって、望ましくは、高速フーリエ変換の計算上の有効性を用い、式（７）は次のように変換できる：

ここでＦとＦ^-1はそれぞれフーリエ変換と逆フーリエ変換を抽象化したものである。このような式（８）の簡略化では、カーネル

が空間的に不偏で、空間領域における２つの空間的な不変量の回旋が周波数領域における乗算に対して等価であることを表わす回旋理論に依存することを必要とする。

の空間的不変量の仮定は１次近似においてのみ正しい。典型的には、外部放射線源１２についてのカーネル

は、（１）多エネルギーＸ線ビームのビーム硬化（即ち、高周波または高エネルギー放射成分の比率が増加する場合に患者１７による濾過の影響）、（２）それぞれのボクセルに交差する線束２８の数、（３）患者質量による指数関数的減衰、の複合関数である。
好適な実施態様において、この第１の要素、ビーム硬化は減衰の問題より影響が小さいことから無視できる。即ち、患者１７内部での光子エネルギーのスペクトルは外部放射線源１２のスペクトルと同じであると仮定してよい。但しこの単純化は必須ではなく、ビーム硬化は光子エネルギースペクトルを有限個の独立した回旋エネルギー間隔で表現することで正確に計数できることが理解されよう。
第２の要素、それぞれのボクセルに交差する線束２８の個数と方向の差は有限個のガントリー角のジオメトリーと扇形のビーム１４の方向に起因するもので、空間的不変量に影響を与える。ビームの扇形の方向性（平行ビームのジオメトリーとは対照的に）でみられる問題は、ガントリー４４の完全な回転が行われればほとんど解決される。照射が有限個のガントリー角においてのみ行われることに起因するエラーは受け入れ可能なものと分かっている。
空間的不変量の仮定に影響を与える第３の要素は媒体の減衰である。これはそれぞれのガントリー角においてビームからの全ｔｅｒｍａの部分寄与に影響する。したがって、計画手順のこれらの段階において、後述するように、正確な線量計算が必須なヶ所では、線量部分布は、重なり合うボクセルの減衰に基づいてそれぞれのビームについて独立的に計算し、このような減衰はトモグラフィー画像のパラメータから演繹する。この場合、式（８）の簡略化を行なうべきではなく反復回旋を行う必要がある。しかし計画手順の幾つかの段階では後述するように、推定で充分であり、このような場合には

は空間的に不偏であると仮定し線量は式（８）によって計算する。
所望の線量マップ６６からのｔｅｒｍａ量の作成は次のような式（８）を反転させる単純計算である：

この反転では、有意な「ゼロ」（典型的には高周波で）が分母の

に存在しないこと、またはより簡単にはカーネル

が空間的にコンパクトであること（即ち、空間的にコンパクトなカーネルのフーリエ変換は有意に高い周波数成分を有する）が必要である。本発明の発明者により、患者１７について記述されるカーネルはフーリエ逆変換を行うのに充分コンパクトであることが分かった。
図１２を参照すると、それぞれのボクセル

について所望の線量マップ６６からｔｅｒｍａを導くｔｅｒｍａマップ８２を作成するための逆変換は処理ブロック８０で図示されている。
２．Ｔｅｒｍａからボクセルエネルギーフルエンスへの変換
ｔｅｒｍａマップ８２が分かると、ビーム強度の尺度であるエネルギーフルエンス

はμ／ρの知識から式（４）によってそれぞれの対応するボクセルについて、次のように決定することが出来る：

μ／ρの値を推定し定数とみなすことか、または実際のμ／ρをトモグラフィー・イメージングシステム１１（図６に図示してある）を用いて収集したトモグラフィー走査データから演繹してもよい。この方法では、図１２の処理ブロック８４に図示してあるように、ｔｅｒｍａマップのそれぞれの地点におけるフルエンスを与えるフルエンスマップ８６が決定できる。
３．ボクセルエネルギーフルエンスからエネルギーフルエンスプロファイルへの変換
それぞれのボクセル

におけるエネルギーフルエンス

は次式で示すようにコンペンセータ２２から出る線束２８のエネルギーに相関する：

ここでΨ₀（φ，θ）は、コンペンセータ２２の出口において

で示したように任意の線束２８でのエネルギーフルエンスであり、コンペンセータのフルエンスプロファイルの決定に用い、またθとφは前述したような線束２８のガントリー角とオフセット角である。
指数関数の項は患者１７の質量によるコンペンセータ２２の出口からボクセル

への線束２８の減衰を表わし、ここで

は線束２８に沿ったそれぞれのボクセル

における減衰、

はそれぞれのボクセルｒの密度、ＳＳＤ（φ，θ）はコンペンセータ２２の出口から患者１７の表面までの距離、

は

に沿った単位ベクトル（

の原点はここでガントリー４５の回転中心にあると仮定している）、ｐはガントリーの回転中心４５と線束２８からの直交距離である。ベクトルは線束２８に沿った単なるベクトルで積分変数を提供するものである。
それぞれのボクセル

におけるフルエンスは式（１１）からコンペンセータ２２から放射される放射ビーム１４のフルエンスに相関する。好適な実施態様において、それぞれのボクセル

の強度と減衰量、

と

は定数であると仮定し、放射の扇形ビームは平行ビームで近似すると、

となる。トモグラフィー画像再構成の数理を援用すると、フルエンスマップ８６はプロジェクター８５から「逆」投影される（即ち投影される）ので、所望のフルエンスマップしたがって線量を生成するのに必要な外部線源で発生させるべきフルエンスプロファイルを決定することが出来る。
この投影はトモグラフィー・イメージングシステムで行われる一連の投影から患者１７のトモグラフィースライスの画像を形成するために使用する典型的な逆投影の単なる対向である。投影は分布を横断する線積分であるので、それぞれのボクセルにおけるエネルギーフルエンスの分布（式（１１））は光線

に対する第１の差分となる：

に沿って、減衰と逆自乗拡散を補正した

の線積分は投影の演算を表わし、それぞれのガントリー角θのオフセット角φにわたるフルエンスプロファイルΨ₀（φ，θ）は次のようになる：

式（１３）の投影は図１２のプロジェクター８５で表現されている。
コンペンセータ２２のためのフルエンスプロファイルを計算するための投影処理はトモグラフィー逆投影の単なる反転とは基本的に異なる。相違点は主として照射される腫瘍組織６８と健康な組織７０の間の線量の遷移におけるシャープさにたいする配慮である。この遷移領域におけるシャープさは健康な組織７０への照射を減少させるもので、所望の線量マップ６６に対する線量の実際の忠実度において好適である。
このため、フルエンス計算回路８４からのフルエンスマップ８６は処理ブロック８８に図示してあるように予め濾波しておき、次式に示すように濾波したフルエンスマップΨ’（φ，θ）を生成する：

ここでΨ（φ，θ）はフルエンスマップ８６、｜ω｜は周波数空間におけるランプフィルタ、「＋」の添字は濾波した結果の正の成分を表わす。このプレフィルタ８８はフルエンスマップ８６の高周波成分を増加させ、腫瘍・非腫瘍の接続における線量の急速遷移を補助するために用いる。
プレフィルタ８８はトモグラフィー・イメージングにおける濾波逆投影で用いるフィルタと同様なものであることに注意すべきである。つまり、トモグラフィー・イメージングと同様に、フィルターは画像データを生成する上で投影の低周波成分の強調を解除する。さらに他のプレフィルタを適用して、フルエンスプロファイルから構成したｔｅｒｍａマップから線量マップを計算する上で、半径方向に対照的なカーネルの使用を補正する（式（６））ことができる。
Ψ’（φ，θ）は「所望のフルエンスプロファイル」となり、患者によって受け止められる放射ビームの所望のプロファイルを表わしている。
実際的には、ｔｅｒｍａマップの計算、フルエンスマップの生成、およびフルエンスプロファイルの計算は独立の段階として実施する必要はないが、線量マップに適当な濾波を組み合せた直接投影で実施することが出来る。濾波は投影空間において逆回旋演算とランプ濾波を組み合せる「高速反転フィルタ」で実現する。
これは抽象的には次のような式で特定することが出来る：

ここで

は投影演算を表わし、Ｉ（ｔ）は高速反転フィルタである。▲×▼演算子は逆回旋演算たとえば通常フーリエ空間において高速フーリエ変換を用いて行われるような演算を表わす。
さらに図１２を参照すると、逆回旋回路８０、フルエンス計算回路８４、何らかの投影空間フィルタ（たとえばランプフィルタ、高速反転フィルタに続けてゼロの足切り等）を含むプレフィルタ８８、およびプロジェクタ８５を含むブロック７８のフルエンスプロファイル計算は組み合せて推定治療シノグラム８７’を所望の線量マップ６６から作成するフルエンスプロファイルを生成する。フルエンスプロファイル計算回路７８は式（９）のフーリエ旋回をこの段階でフルエンスプロファイルの予測に用い、処理中の多少の不正確性を受け入れても後の段階で後述するように補正することが出来る。
４．反復
ここで図１３を参照すると、フルエンスプロファイル計算回路７８は所望の線量マップ６６を予想治療シノグラム８７’に変換するが、この予想治療シノグラム８７’のフルエンスプロファイルは、一般に、予想治療シノグラム８７’にフルエンスの正と負の値が含まれることになるためコンペンセータ２２を制御するために使用できない。フルエンスの正の値だけは物理的にコンペンセータ２２で実現可能であり、フルエンスの負の値は物理的に実現不可能な径路に沿って放射が吸収された線束２８を表わす。
したがって、処理ブロック８８において、予想治療シノグラム８７’のフルエンスの値は正のフルエンスの値８９に切り詰められる。この切り詰めの結果として予想治療シノグラム８７’は所望の線量マップを発生しなくなる。
正のフルエンスプロファイル８９を生成する切り詰めによるエラーの量は正のフルエンス値８９を所望の線量マップ６６から導いた実際の線量マップへ逆投影することで決定する。この逆投影は正のフルエンス値８９からのフルエンスマップを式（１１）によって計算し、ｔｅｒｍａマップを式（４）によって計算してから、式（７）によってカーネルでｔｅｒｍａマップを旋回させ、図１３の処理ブロック９２で実際の線量マップ９０を作成することによって実現している。
この逆投影において、回旋カーネル

の空間的不偏の仮定はより正確な実際の線量マップ９０をつくり出すことが出来るように作成されない。
フルエンスプロファイルを患者１７に投影して線量マップを計算するのは当業者に周知の多数の他の手段によって行うことが出来る。
実際の線量マップ９０は所望の線量マップ６６と比較して処理ブロック９４に示したように残留線量マップ９６を生成する。好適な実施態様において、比較は、ａ）所望の線量マップ６６の対応する値、またはｂ）所定の線量上限、の大きい方を実際の線量マップ９０のそれぞれのボクセル

の値から減算する。所定の線量上限は腫瘍組織６８に対して受け入れ可能な線量と思われる閾値である。明らかに、所望の線量マップと実際の線量マップの間の差を量子化する他の方法がこの説明から当業者には明らかになるであろう。
この比較処理９４の結果は図１４（ａ）に図示した残留線量マップ９６を発生するは図である。残留線量マップ９６はここでまたフルエンスプロファイル計算回路７８（所望の線量マップ６６のかわりに）で演算して、（推定治療シノグラム８７のかわりに）エラーフルエンスプロファイル９８を生成する。
このようにして生成したエラーフルエンスプロファイル９８は減算回路１００で推定治療シノグラム８７’から減算されて新しい推定治療シノグラム８７となる。
図１３に図示したように、この新しい推定治療シノグラム８７は処理ブロック８８、９２、９４、７８で所定の反復回数だけ繰り返し演算され、適当な低いエラーフルエンスプロファイル９８が得られるまで、エラーフルエンスプロファイル９８の値の大きさが図１３（ｂ）−（ｄ）に示したように反復毎に減少する。
新しい推定フルエンスプロファイル８７は処理ブロック８８で切り詰められて最終的なフルエンスプロファイルシノグラム９１が作られる。
図８（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）をもう一度参照すると、本発明で得られた図８（ａ）の所望の線量マップ６６に対応する線量マップは次のように図示してある：１回の反復のあと（図８（ｂ））、２回の反復のあと（図８（ｃ））、１０回の反復のあと（図８（ｄ））。図８（ｄ）に図示してあるターゲット容積内での線量の変動は所定の線量上限１，０００ｃＧｙに対して±２％である。
５．線源プロファイルと所望のプロファイルからの減衰プロファイルの生成
前述したように、線源プロファイル１００は実質的に質量が放射線源１２と検出器アレイ５０’のあいだに全く置かれていない試験を実行して得ることが出来る。図１５（ａ）を参照すると、簡略化した線源プロファイル１００はそれぞれが一般に図３（ａ）のプロファイルから中心の線束ほど高い異なるフルエンスの値Ψ（θ，φ）_Sを有する６つの独立した線束２８を含む。これらの線束２８は図１５（ｂ）の所望のプロファイル１０１を実現するためには減衰させる必要がある。所望のプロファイル１０１は他の領域に強度も減衰線束１１２も有していない線束１１１を必要とする。
所望のプロファイル１０１と線源プロファイル１００とが分かると、線量計算回路１０４はそれぞれのリーフ３０について線源プロファイル１００を変更して所望のプロファイル１０１を発生させるのに必要な作業サイクル内での開放時間の分画を次のように生成することが出来る：

ここでΨ（φ，θ）_Sは線源プロファイル１００の１つの線のフルエンスを表わし、Ψ（φ，θ）_DはΨ（φ，θ）_D≦Ψ（φ，θ）_Sとなるような所望のプロファイル１０１の対応する線のフルエンスを表わしている。θとφは線束２８のガントリー角とオフセット角である（それぞれのリーフ３０に１つの線束２８が関連する）。
図７を参照すると、制御装置１０４は任意のガントリー角θにおけるリーフ３０のすべてについて作業サイクルを組み合せてガントリー角θでの減衰プロファイル１０５を発生している。減衰プロファイル１０５は大容量記憶ユニット６４に保存し、後にコンペンセータのリーフ３０の動きを支持するために呼び出すことが出来る。減衰プロファイル１０５を用いる場合、不均一な線源プロファイルは照射中に計数し、放射線源１２の全照射能力を用いる。
ＩＶ．放射線源の第２の実施態様
図６および図１７をもう一度参照すると、本発明の第１と第２の実施態様のハードウェア構成は実質的に同じである。２つの構成で唯一の相違点は、図６のコリメータ制御５２が図１７では偏向ヨーク制御１１６に置き換えられていることと、図６のコリメータ２２が図１７では放射線源内部の偏向ヨークに置き換えられていることである。
図１６を参照すると、本発明の第２の実施態様にしたがって組み立てられた放射線治療コンペンセータは電子流６を発生させる線型加速器１を有し、電子流はアクロマート湾曲磁石１０６でターゲット２に方向が変えられる。部材の中で第２の実施態様に独自なものは線型加速器１とターゲット２の間の電子の通路に沿って配置した偏向ヨーク１０８である。
ヨーク１０８は磁化通路１１２内部で磁場を変化させることの出来るアクロマートではない湾曲磁石１１１からなる。線型加速器１で加速した電子６は磁化通路１１２を通ってからターゲットに衝突する。磁化通路１１２内の磁場強度を変化させることにより、電子流６を単一の平面内で変更させて電子流６がターゲット２の単一の点ではなく衝突線１２０に沿って異なる位置に衝突するように出来る。アクロマートではない偏向ヨーク１０８は電子流６を振動面１０９に沿って振動させることが出来る。このような振動の間、線源プロファイル１１３は電子とターゲット２の衝突点で移動する。
図１８を参照すると、非均一な線源プロファイル１１３を広い磁場を横断して振動させることにより、磁場を横断して得られる強度は不均一の複数の線源プロファイル１１３が平均化されるので実効的に均一にすることが出来るので、これによって均一な平均プロファイル１１４を形成することが出来る。線源プロファイル１１３の不整は均一な平均プロファイル１１４に平均化されるので知る必要がないことは理解されるべきである。また比較的広く均一な放射の場が生成できることも理解されるべきである。
動作において、治療セッションに先立ち、質量を放射線源１２と検出器５０’の間には位置しない試験を実行して治療計画のために均一な平均プロファイル１１４を生成することが出来る。
上述の説明は本発明の２つの実施態様についてのものである。本発明の主旨と範囲から逸脱することなく多くの変更を成し得ることは当業者には明らかであろう。
たとえば、治療計画ソフトウェアの一部を成すフルエンスプロファイル計画回路７８は線量計算回路１０２のかわりに使用して不均一な線源プロファイルを考慮に入れ、線源フルエンスの不均一な場を補償するように重み付けしたそれぞれのガントリー角θについての減衰プロファイルを生成することが出来る。この方法で、作業サイクルの計算（式（１６））を早い段階でフルエンス計算に組み込むことが出来る。
両方の実施態様を組み合せて使用し制御自在な「広い」扇形ビームの場を実現し得ることも理解されるべきである。図１６に図示したように、アクロマートでない偏向ヨーク１０８はアクロマート湾曲磁石１０６とコンペンセータ２２の間に配置できる。ヨーク１０８は広く均一な場をわずかなエネルギー損失で生成でき、一方でコンペンセータ２２は広い場の内部のここの線束の強度を制御できる。この他、コンペンセータをどちらも用いて、１つで場の第１の寸法を制御しこれに直交するもう１つで第２の寸法を制御することが出来る。たとえば、アクロマートでないヨーク１０８は場の厚みに沿って場を平坦化して、コンペンセータ２２で場の幅に沿って場を補正することが出来る。さらに、第１の実施例で線型加速器を使用するのは必須ではない。コンペンセータ２２は何らかの放射を発生する線源との組み合せにおいて動作させることが出来る。
さらに、線型加速器の電子ビームの掃引速度を変化させることにより線束２８のフルエンスを制御してコンペンセータ２２の必要性を増加または排除することが出来る。本発明の範囲に含まれ得る各種の実施態様の公開を尊重するために以下のような請求の範囲とする。

Claims

患者に向けられ平面内で拡散する扇形放射ビームを発生させるための照射線源を有する放射療法装置であって、
ターゲットと、
前記ターゲットに向けられた電子流を発生させるための電子発生装置であって、前記電子は前記ターゲットに衝突して、１つの中心線束の周囲に拡散する複数のビーム線束を発生させ、前記拡散する線束のフルエンスが不均一なフルエンスプロファイルを表わしてなる電子発生装置と、
前記電子線源と前記ターゲットの間に配置し、前記電子流を振動させ、前記電子流を異なる位置で前記ターゲットに衝突させることにより、実質的に均一な平均フルエンスプロファイルを有する放射ビームを発生させる電子偏向手段
とを含んでなる照射線源
を有してなる放射療法装置。
前記電子偏向手段は磁気的に前記電子流を振動させる湾曲磁石を含む請求項１記載の装置。
前記ターゲットがタングステンである請求項１記載の治療装置。
前記磁気振動が前記扇形ビームの平面に沿って行われる請求項１記載の治療装置。