JPH08206103A - 低ドーズ定位及びポータルイメージング用ｘ線ソースを有する放射線治療装置 - Google Patents

低ドーズ定位及びポータルイメージング用ｘ線ソースを有する放射線治療装置

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JPH08206103A
JPH08206103A JP7284384A JP28438495A JPH08206103A JP H08206103 A JPH08206103 A JP H08206103A JP 7284384 A JP7284384 A JP 7284384A JP 28438495 A JP28438495 A JP 28438495A JP H08206103 A JPH08206103 A JP H08206103A
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JP
Japan
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target
diagnostic
electron beam
treatment
energy electron
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Application number
JP7284384A
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English (en)
Inventor
Craig S Nunan
クレイグ・エス・ニューナン
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Varian Medical Systems Inc
Original Assignee
Varian Associates Inc
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Publication date
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    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A61N2005/1054—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam using a portal imaging system

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Abstract

(57)【要約】 【課題】腫瘍の正確な位置決定を保証するために，コン
トラスト及び画質の良好な診断イメージを与える。 【解決手段】メガボルトの放射線治療及びポータルイメ
ージング用の診断Ｘ線ソースの両方に適用可能な装置。
高エネルギー治療ソース及び低エネルギー診断ソースの
両者は，装置内の物理的に同一地点に配置され，所望に
より治療または診断用の位置に配置可能な単一の可動タ
ーゲットコンバータを利用する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は概して放射線処置に
応用されているポータル(portal)イメージング装置に関
し，特に等角(conformal)放射線治療装置に使用される
オープンフィールド及びインフィールドのイメージの前
処理に関する。
【０００２】
【従来の技術】電子線またはＸ線のいずれかを生成する
ための線形加速器の使用は周知である。電子線の場合，
散乱ホイル及び電子線を観測するためのドーズチャンバ
が，放出電子ビームの軌道内の加速器の出力窓に配置さ
れている。Ｘ線放射に対しては，電子をＸ線に変換する
ためのターゲット，Ｘ線ビームを広げるための平坦フィ
ルタ，及びドーズチャンバが加速器の出力に配置されて
いる。典型的に，これらの装置は放射線治療によるガン
の処置のための病院施設において使用される。
【０００３】放射線治療器の処置に固有のひとつの課題
は，放射線フィールド内での腫瘍の正確な位置決めであ
る。その問題の主な原因は，身体内の臓器の自然移動に
あり，該移動は頭蓋骨内の脳の場合のほぼ１ミリメート
ルから横隔膜上の胴内の臓器の数センチメートルまでの
範囲で生じる。他の原因は，連続治療の結果，時間的に
腫瘍に生じる変化に関し，具体的には体積中で腫瘍が収
縮し排除されていた正常組織が治療体積中のもとの位置
に戻ることによる。
【０００４】腫瘍の正確な位置決定を保証するために，
通常，ポータルフィルムまたは電子ポータルイメージャ
装置が放射線処置検証段階において使用される。ポータ
ルイメージングの場合，患者から発生したメガボルトの
治療Ｘ線がイメージを生成するべく使用される。しか
し，これらの検証方法ではイメージのコントラストが低
く質も悪い。
【０００５】メガボルトの電子ビームにより生成された
高エネルギーＸ線を利用することに伴う問題は，ターゲ
ットと相互作用する前に，相互作用の確率が電子密度に
比例するところのコンプトン散乱の影響を受けることで
ある。ターゲットとの相互作用の大部分が光電子である
ところの低エネルギー診断用Ｘ線は，典型的に約100Kvp
のエネルギーを有し，該相互作用は電子密度の３乗に比
例する。人体内の組織は典型的に低密度である。結果的
に，低エネルギーＸ線で達成されたコントラストはメガ
ボルトのＸ線で得られるものより優れ，それによって標
識点の特徴及び高エネルギーＸ線では目立たない他の特
徴のイメージをより良く識別することができる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】治療Ｘ線ソースととも
に，低ドーズかつ低エネルギーＸ線ソースを利用するた
めの従来技術に教示された一つの方法は，低エネルギー
Ｘ線ソースを加速器のガントリーヘッドに外づけする方
法である。このオフセット・アタッチメントは，P.J. B
iggsらの論文“A Diagnostic X-ray Field Verificatio
n Device for a 10 Mv Linear Accelerator", Int. J.
Radiation Oncology Biol. Phys.:, 635-643, 1985に記
載されている。しかし，この構造は処置ビームと同一空
間でないという欠点を有するために，等角治療のような
治療過程の間，解剖学上の特徴の検証が有利であるとこ
ろの応用において問題である。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明の利点は，治療を
施すために使用される同一の放射線フィールド境界内
に，高コントラストな診断用イメージング能力を与える
点である。
【０００８】本発明の特徴は，低エネルギーＸ線ソース
を高エネルギーＸ線ソースと同一空間に配置するべく，
Ｘ線ソースを加速器の処置ヘッド内部に格納することで
ある。
【０００９】本発明のこれら及び他の利点及び特徴は，
電子線及びＸ線の両方を提供可能な本願の出願人によっ
て製造されたVarian Clinac 2100のような線形加速器の
治療ヘッド内で使用される抜き差し式ターゲット機構を
利用することにより達成される。本発明はVarian Clina
c 600CのようなメガボルトのＸ線のみ生成するべく設計
された放射線治療加速器にも応用可能である。
【００１０】本発明にしたがって，高エネルギーＸ線タ
ーゲットは，ロッドタイプのアノードＸ線チューブが，
ターゲットの一端に偏角16°〜18°を有する内側に傾斜
した差込を含むように修正される。差込機構の一部とし
てターゲットブロックに最初から接続されている水冷作
用ロッドは，ターゲットブロックの直接的冷却を維持す
るべく，ドリフトチューブの内側面に沿ってわざと配置
された水冷チューブを有するドリフトチューブと交換さ
れる。コンパクトな100Kvの電子銃が差込機構のベース
の連結式フランジに搭載され，当該電子銃のカソードは
ドリフトチューブの上流端に動作上結合される。差込機
構に使用されるアクチュエータを係合することによっ
て，電子銃及びドリフトチューブ組立体は，電子銃で生
成された電子ビームが，ターゲット差込の裏面にぶつか
って，高エネルギーＸ線ソースのビーム軸と一直線上で
かつ同一空間にある角度射影(Angulaly projected)診断
用エネルギーＸ線を生成するところの，診断イメージン
グ用にターゲットを配置するために使用される。その
後，治療処置は，メガボルトのＸ線ターゲットブロック
を高エネルギー電子ビームの軌道に一致する線上に再配
置することによって再開される。
【００１１】
【発明の実施の形態】等角放射線治療器にとって，三次
元座標空間内での腫瘍の定位及び位置決めのために，直
角のガントリー角度で骨の標識点のオープン・フィール
ド・イメージを日常的に前処理することが所望される。
患者の解剖に関してフィールドの前試験をするために，
各ビーム/患者の方向でインフィールド・イメージを日
常前処理することも所望される。もし処置フィールド内
に骨が無ければ，メガボルトＸ線を使用する多くの場合
に，ドーズ量に関係なく，インフィールド・イメージの
みでは不十分である。
【００１２】メガボルトのポータルイメージを与えるた
めのコントラスト及び空間解像度の両方において非常に
優れたイメージは，本発明の低電流診断用Ｘ線イメージ
ング装置を使って，日常オープンフィールド及びインフ
ィールド・イメージング用の許容範囲のドーズ量で得る
ことができる。それは，本発明の出願人により製造され
たClinac 2100のような線形加速器のメガボルトＸ線タ
ーゲットを，そのターゲットがロッドアノードＸ線管内
で使用されるものと同様の表面を有するよう修正するこ
とによって，かつ約100Kvのポテンシャルに付勢された
小型の電子銃をターゲット位置決め機構内に内設するこ
とによって達成される。電子銃から生成され修正ターゲ
ット面から射影された電子ビームは，線形加速器からの
ビーム軌道と一直線上にあり，放射線ソースの位置が診
断用及び治療用ビームの両方に対して実質的に同一であ
るため，治療処置フィールド内の診断用イメージに典型
的にＸ線フィルムまたは電子ポータルイメージに記録さ
れるイメージを与えることができる。
【００１３】図１を参照すると，診療台35上の患者の放
射線治療の際に使用するための，電子線またはＸ線を生
成可能な上述されたタイプの線形加速器が示されてい
る。スタンド10は処置ヘッド30とともにガントリー20を
支持する。スタンド10の隣には，加速器の他のモードの
動作を制御するための動作エレクトロニクスを含む制御
ユニット（図示せず）が配置されている。周知のよう
に，ガントリー20内に配置された加速器ガイド上の電子
銃（図示せず）に高電圧を供給するべく，高電圧源がス
タンドまたはガントリー内に与えられる。電子は電子銃
から導波管（図示せず）内に加速用に放出される。この
目的のため，導波管内に電磁場を生成するべくＲＦ（マ
イクロ波）パワーを供給するためにＨＦソースが利用さ
れる。電子銃から放出された電子は電磁場のため導波管
内で加速され，典型的にメガボルト単位の高エネルギー
ビームとして導波管から出力される。
【００１４】図２は，電子ビーム40が真空エンベロープ
50に入射し，そこで曲げ磁石60により270°方向転換さ
せられる様子を示した処置ヘッド30の断面図である。曲
げ磁石が示されているが，磁石の存在は本発明とは無関
係である。いくつかの放射線治療加速器は曲げ磁石を利
用する。もし電子線が治療に利用されれば，ターゲット
差込カートリッジ組立体70は，作用ロッド90に結合され
たアクチュエータによって電子ビーム40の軌道経路から
メガボルトのターゲットブロック80を引き出すために使
用される。アクチュエータにより，作用ロッド90がａ−
ａ方向に軸移動し，次にターゲット80のベースで作用ロ
ッド90と接続されたメガボルトターゲット80が，電子ビ
ーム40の軌道経路外へ再配置される。真空保全性がター
ゲット空洞100内で維持されていることを保証するため
に，真空ベローズ110が作用ロッドのａ−ａ方向の移動
中に拡張するように配置される。もし治療Ｘ線が必要で
あれば，ターゲット表面120若しくはターゲット表面13
0，またはメガボルトターゲット80の他の位置を，加速
器で選択されたメガボルトレベルのエネルギーの電子ビ
ーム40のビーム軌道内に再配置するべく，上述されたア
クチュエータが使用される。あるクラスの放射線治療加
速器に対して，多重治療ビームエネルギーを有する電子
線及びＸ線の両方が利用可能であり，その他に対して，
単一Ｘ線エネルギーのみが利用可能である。後者の場
合，単一のターゲット位置のみが治療に要求される。
【００１５】図３は，本発明の第１の実施例によるメガ
ボルトターゲット80及びターゲット・カートリッジ70を
示したものである。ターゲット80は，そのベースを約16
°〜18°の偏角を有するターゲット差込140に一致させ
ている。本発明にしたがって，上記作用ロッド90は，タ
ーゲット差込140に結合されたドリフトチューブ150と交
換される。内壁に沿って，ドリフトチューブ150内に配
置されるのは，ターゲットブロック80を直接冷却するた
めの図３(B)に示された水冷チューブ160である。
【００１６】コンパクトな電子銃180が真空ベローズ110
のフランジ部に取り付けられ，ドリフトチューブ150の
上流端170に動作上結合される。電子銃180は好適には50
mAの銃である。該電位銃は，カソード及び，ターゲット
差込140の面上に約1.4mm×5.0mmの矩形断面を与えるビ
ーム200をもたらすフォーカス電極190を有する。50mAの
電子ビーム200は電子銃180から約−100Kvで約16cm進行
し，そこで該ビームはターゲット差込140の傾斜面と衝
突し，電子ビーム40のビーム軸線と一致しかつ高エネル
ギー治療ビームと同じソース位置に実際上配置された約
1.4mm×1.4mmの射影焦点を有する診断用Ｘ線ビーム210
を生成する。1A/cm2の保存見積もりを利用すると，これ
は直径約2.5mmのカソードと同等である。電子銃180は，
小型電源により差動するコンパクトな高周波タイプの50
mA，100kVのマルチプライアにより付勢される。そのよ
うなソースの例として，本発明の出願人により製造され
たSILOタイプのコンパクトな高電源がある。高電圧イン
シュレータ240により包囲された先細り結合プラグ230を
通じて，高電圧パワーケーブル220により電子銃180に電
力が供給される。
【００１７】図４に示された他の実施例において，約10
0Kvで約0.0002のマイクロ・パービアンスを有する導波
管内で使用される典型的なタイプのカソード300がロッ
ド310に搭載されている。ロッド300はターゲット差込14
0の面から10mmのところに配置され，上記第１の実施例
同様に放出ビーム200は差込面140をたたいて，同一直線
の診断用Ｘ線ビーム210を生成する。第１の実施例同様
に，メガボルトターゲット80は，固定され，水冷チュー
ブ320により直接冷却され，コンパクトな高電圧インシ
ュレータを通じて供給されるフィラメント電力ととも
に，約−100Kvのソースにより付勢される。
【００１８】上記両方の実施例に対し，高周波カスケー
ド型トランス及び電源から生じるリップルは，３相の完
全波整流タイプの従来のＸ線ソースにより得られるのと
同様であり，そのため高平均のキロボルトを与えること
ができる。
【００１９】動作中，アクチュエータは本発明の電子銃
コンポーネントの付加を調整する一般的な技術原理に従
って，再構成されかつ再配置される。アクチュエータ
は，真空キャビティ100内にターゲット面を整列するこ
とにより，診断用イメージングの前処理用にターゲット
差込140の面を配置するのに使用され，その結果，射影
治療用Ｘ線ビーム210は，電子ビーム40の軌道軸線上に
あり，かつ高エネルギー処置フィールドの中心軸線210
とも一直線上にある。移動人工産物(Motion artifact)
を最少化し，電子検知機での信号対ノイズ比を最大化す
るために，患者へのドーズ時間を制限することが所望さ
れる。したがって，診断Ｘ線ソースはターゲットが終始
耐え得るような最大ビーム電流で動作しなければならな
い。実験結果より，ソースから物点まで100cmに対しソ
ースから140cmに配置された検知機で，1.4mm×1.4mmの
焦点は0.56mmの幾何半影を有する。半影フリンジは，1m
m×1mmの画素センサーを512×512画素有する51cm×51cm
の検知器に対して許容範囲内にあり，治療メガボルトビ
ームにより生成された直径3mmの焦点より優れている。
ターゲット80を過熱することなく，100Kvpで1cGyドーズ
（1075mR照射）を生成するためには，1.4mm×1.4mmの焦
点に対して電子ビーム電荷は130mA/s，すなわち30mAで
4.3秒間照射する。0.375cGyドーズ（400mR）は同様に，
45mAを1.07秒間照射して48mA/sとして得られる。結果的
に，本発明の実行に対し，90cmの距離の患者の表面に日
常ポータルイメージング用に500MR(0.465cGy,0.31cGy/
s)のドーズまで与えるべく，100Kvpで1.5秒まで40mAで
照射する典型的な場合に，50mAの最大設計ビームが好適
である。100Kvpの診断用エネルギーに関し，有用なイメ
ージのわずかなエネルギーが，患者に約60Kevで浸入し
て一次光子を生成し，骨中の質量減衰比は0.205cm2/gで
ある。したがって，一次光子透過での1％の変化は，0.0
49cmの筋肉または0.021cmの骨により生成される。6Mvの
Ｘ線に対して，一次光子透過での1％の変化は0.4cmの骨
を必要とする。本発明による骨のコントラスト感度の改
良は，0.14cm/0.021cmであり，係数は6.7である。
【００２０】本発明により，患者定位のための拡大され
た射影図による日常前処理が実行可能となり，その後メ
ガボルトターゲットが治療Ｘ線または電子線用の加速ビ
ーム軌道からはずされ，再配置される。各治療照射後す
ぐに，診断用ターゲット位置は検証用に復元される。
【００２１】本発明は特定の実施例について説明されて
きたが，それ以外にもさまざまな修正及び変形が可能で
あり，例えば治療ビームと一直線の診断Ｘ線ビームを与
えるための他のターゲット配置機構が付加可能である。
特に，発明の思想は，ガントリーに載置されたターゲッ
トに関して説明されてきたが，他の位置に配置されたタ
ーゲットでも変形可能であり，治療ビームと一直線上に
ある治療Ｘ線ビームを生成するべく内部治療ソースと結
合して実行することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は，本発明に従って変形されるべき従来の
放射線医療機器である。
【図２】図２は，図１に示されるような放射線治療機器
に使用される従来のターゲット差込機構の断面図であ
る。
【図３】図３(A)は，ターゲット差込，診断用電子銃，
及びドリフト・チューブを描いた本発明の第１の実施例
の断面図である。図３(B)は，ドリフト・チューブ内に
配置されたターゲット水冷チューブを描いた第１の実施
例の端面図である。
【図４】電子銃として使用するためのロッド上に載置さ
れた進行波管で使用されるタイプのカソードを示した本
発明の第２の実施例の断面図である。
【符号の説明】
40 電子ビーム 80 メガボルト・ターゲット 100 真空キャビティ 140 ターゲット差込 150 ドリフトチューブ 180 電子銃 200 電子ビーム 210 診断用Ｘ線ビーム 220 高電圧パワーケーブル 240 高電圧インシュレータ

Claims (11)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 医療イメージング及び処置フィールドの
    処置のための治療及び診断放射線を生成するための装置
    であって，第１電子銃，及び高エネルギー電子ビームを
    生成するための加速器手段を有する加速器であって，前
    記ビームが治療Ｘ線ビームに変換され得るところの加速
    器と，電子をＸ線に変換するための可動ターゲットであ
    って，該ターゲットはボディ及び該ボディの一端に配置
    された角度付き正面差込を有し，処置モードでは当該タ
    ーゲットは前記高エネルギー電子ビームの軌道上に配置
    され，診断モードでは当該ターゲットは前記高エネルギ
    ー電子ビームの軌道外に配置される，ところのターゲッ
    トと，診断イメージング及び処置用に前記ターゲットを
    位置決めするための手段と,前記ターゲットを位置決め
    するための前記手段内に配置された低エネルギー電子ビ
    ームを生成するための第２電子銃であって，前記低エネ
    ルギー電子ビームが前記ターゲットの正面差込に衝突し
    かつ前記処置フィールド内への診断Ｘ線ビームを生成
    し，前記診断Ｘ線ビームは前記診断ビームの中心軸及び
    前記処置フィールドの中心軸と同一直線上かつ同一空間
    内に存在する中心軸を有し，前記Ｘ線診断用及び治療用
    ビームは同一のソース座標を有する，ところの第２電子
    銃と，から成る装置。
  2. 【請求項２】 請求項１に記載の装置であって，前記タ
    ーゲット正面差込は前記Ｘ線ビームの中心軸に関して約
    16°〜18°の偏角を有する，ところの装置。
  3. 【請求項３】 請求項２に記載の装置であって，前記位
    置決め手段が，さらに上流端，下流端及び内側面を有す
    るドリフトチューブから成り，該上流端は前記第２電子
    銃と結合し，前記下流端は前記ターゲット正面差込と結
    合する，ところの装置。
  4. 【請求項４】 請求項３に記載の装置であって，前記ド
    リフトチューブが前記ターゲットを直接水冷するため
    の，前記ドリフトチューブの前記内側面に沿って配置さ
    れた水冷チューブから成る，ところの装置。
  5. 【請求項５】 請求項４に記載の装置であって，前記第
    １電子銃及び加速器手段は，メガボルト単位エネルギー
    の電子ビームを生成する，ところの装置。
  6. 【請求項６】 請求項４に記載の装置であって，前記第
    ２電子銃は約100Kvの前記低エネルギー電子ビームを生
    成する，ところの装置。
  7. 【請求項７】 医療イメージング及び処置フィールドの
    処置のための治療及び診断放射線を生成するための装置
    であって，治療及び診断モードでの動作用に，それぞれ
    前記処置フィールドの中心軸上及び外に配置される可動
    ターゲットであって，前記ターゲットがボディ及び該ボ
    ディの一端に配置された傾斜付き正面差込を有する，と
    ころの可動ターゲットと,医療イメージング及び処置用
    に前記ターゲットを位置決めするための手段と,前記タ
    ーゲットボディを打つ高エネルギー電子ビームをＸ線に
    変換することによって，診断用ビームを生成するための
    高エネルギー電子ビームソースと，前記傾斜付き正面差
    込を打つ低エネルギー電子ビームをＸ線に変換すること
    によって，診断用ビームを生成するための低エネルギー
    電子ビームソースであって，前記低エネルギー電子ビー
    ムソースは前記ターゲットの位置決め手段内に配置さ
    れ，前記診断用ビームの中心軸は前記治療用ビームの中
    心軸と同一直線上にあり，前記診断用及び治療ビームは
    装置内の同一のソース座標点から発生している，ところ
    の低エネルギー電子ビームソースと，前記ターゲット位
    置決め手段内の前記低エネルギー電子ビームソースと前
    記ターゲット正面差込との間に配置されたドリフトチュ
    ーブと，から成る装置。
  8. 【請求項８】 請求項７に記載の装置であって，前記ド
    リフトチューブが，前記ターゲットを直接水冷するため
    の，前記ドリフトチューブの前記内側面に沿って配置さ
    れた水冷チューブから成る，ところの装置。
  9. 【請求項９】 医療イメージングまたは処置フィールド
    の処置用に，治療用または診断用放射線を選択的に生成
    するための方法であって，電子をＸ線に変換するための
    可動ターゲットを与える工程であって，前記ターゲット
    はボディ及び該ボディの一端に配置された角度付き正面
    差込を有する，ところの工程と，診断モード用に前記タ
    ーゲットを位置決めする工程と，電子銃及び該電子銃に
    付随する電源からの低エネルギー電子ビームを生成する
    工程と，前記正面差込から前記処置フィールドへ放出さ
    れる診断用ビームが，前記処置フィールドの中心軸と同
    一直線上にある中心軸を有するように，前記診断用Ｘ線
    ビームを得るべく，前記低エネルギー電子ビームを前記
    角度付き正面差込へ方向付ける工程と，他の電子銃及び
    加速器手段から高エネルギー電子ビームを生成する工程
    と，前記低エネルギー電子ビームを遮ることにより前記
    診断モードから前記治療モードに切り替える工程と，前
    記治療モード用に前記ターゲットを位置決めする工程
    と，前記処置フィールドの中心軸と同一直線上にある中
    心軸を有する治療用Ｘ線ビームを得るべく，前記高エネ
    ルギー電子ビームを前記ターゲットボディに方向付ける
    工程であって，当該治療用Ｘ線ビームが前記診断用Ｘ線
    ビームと同一のソース座標を有する，ところの工程と，
    から成る方法。
  10. 【請求項１０】 請求項９に記載の方法であって，診断
    モード用にターゲットを位置決めするための前記工程
    が，前記処置フィールドの前記中心軸から前記ターゲッ
    トボディを引っ込める工程から成る，ところの方法。
  11. 【請求項１１】 請求項９に記載の方法であって，前記
    治療モード用に前記ターゲットを位置決めする前記工程
    が，前記処置フィールドの中心軸を遮るべく前記ターゲ
    ットボディを移動する工程から成る，ところの方法。
JP7284384A 1994-10-06 1995-10-06 低ドーズ定位及びポータルイメージング用ｘ線ソースを有する放射線治療装置 Pending JPH08206103A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US319,185 1994-10-06
US08/319,185 US5471516A (en) 1994-10-06 1994-10-06 Radiotherapy apparatus equipped with low dose localizing and portal imaging X-ray source

Publications (1)

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JPH08206103A true JPH08206103A (ja) 1996-08-13

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