JPH08511452A

JPH08511452A - 抑制された回転自由度を有する放射治療システムおよび動的コリメータ

Info

Publication number: JPH08511452A
Application number: JP7502085A
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: 1996-12-03
Also published as: EP0703805B1; DE69426036D1; WO1994028971A2; US5724400A; EP0810006B1; IL122219A; DE69426036T2; EP0810005A3; EP0810005A2; EP0810006A3; IL109960A; WO1994028971A3; IL109960A0; EP0810005B1; DE69425762D1; DE69409234D1; DE69425762T2; EP0703805A1; EP0810006A2; DE69409234T2

Abstract

(57)【要約】ガントリ平面内だけでビームを生じさせる拘束された角度を持った自由度を有する放射線治療装置。放射線シールドは、固定されてなくてもよく、また、ガントリに取りつけられなくてもよく、あるいは主ビームを常に遮断するように回転しなくてもよい。拘束された運動は、患者／ガントリの衝突の危険を減少させ、極めて正確な放射線治療立案に備える。このように構成された治療装置は、単一ガントリに断層Ｘ線写真撮影像形成システムを含み得る。２つのシステムは、協力し、そして、同じハードウエアー構成部分の多くを使用して不規則な形状の治療容量が正確に照射されかつこれら容量を包囲する組織が最少限に照射される治療活動を立案し行う。治療装置は、また、患者の治療容量がビームに暴露される容量を横断するとき、放射線のファンビームの幅を変化させて腫瘍の前後での健康な腫瘍の照射を最少限とするコリメータを含み得る。ファンビームの幅は、治療期間の一時期患者の多重隣接類似スライスを治療するように制御され得る。

Description

【発明の詳細な説明】抑制された回転自由度を有する放射治療システムおよび動的コリメータ背景発明の分野本発明は、腫瘍などの治療用の放射治療機器一般に関し、さらに詳細には、角回転の自由度を減少させた放射治療装置に関する。本発明は、また、放射治療装置と共に用いるコリメータに関し、前記コリメータは、患者の受ける放射線量の正確な制御を許容したまま放射治療活動に必要な時間を短くするためのファンビームの幅を変化させるために用いられる。技術の説明放射治療用の医療機器は、高エネルギー放射線で腫瘍組織を治療する。線量と線量のプレイスメント（ｐｌａｃｅｍｅｎｔ）とは、正確に制御して、腫瘍が、破壊されるのに十分な放射線を受けること、また、周囲にあるおよび隣接する非腫瘍組織に対する損傷を最小にすることの両方を確実にしなくてはならない。外部給源放射線治療は、患者の外部の放射線給源を使用し、典型的には、放射線アイソトープ例えば⁶⁰Ｃｏまたは高エネルギーＸ線給源例えば直線加速装置を用いる。外部給源は、腫瘍部位に向け放射線の軸線に沿って向けた平行化した（ｃｏｌｌｉｍａｔｅｄ）ビームを発生する。外部給源放射線治療は、外科的侵略的手順の不利な点をを避けるが、ビームが患者を貫通して腫瘍部位に進むとき放射線の通路内の有意的な容量の非腫瘍の健康な組織を無用にも必然的に照射する。健康な組織の照射の悪影響は、ビームを腫瘍部位に集中させてさまざまな放射線軸線に沿って患者に放射線ビームを発射することにより放射線の与えられた線量を腫瘍細胞に保つようにすることにより減少され得る。放射線ビームが複数の放射線軸線に沿って向けられると、放射線ビームの通路に沿う健康な組織の特定の容量の要素（ｅｌｅｍｅｎｔ）は、変化し、全治療中の健康な組織のそれぞれのそのような要素への総線量を減少する。ビームは、３次元でさまざまな放射線軸線に沿い腫瘍に向けられることができる。３次元で異なる角度で腫瘍に放射線ビームを向けることにより、腫瘍部位は、最大の可能な数の方向から『一斉照射を受け（ｃｒｏｓｓｆｉｒｅｄ）』、放射線ビームにより横断される健康な組織の個々のボエクセル（ｖｏｘｅｌ）が、低い放射線量を受ける。健康な組織の照射は、また、放射線の軸線に垂直にとった腫瘍の全体的な断面に放射線ビームをしっかりと平行化することにより減少され得る。そのような周囲平行化をつくりだす多くのシステムが存在し、そのいくつかは、恣意的な輪郭の放射線不透過性のマスクをそれぞれの部分に関して発生し得る多重スライドシャッターを用いる。健康な組織の照射を減少させることに加えて、しっかり平行化されたビームは、治療活動を完了するのに必要な時間を最短化させ得る。したがって、給源が異なる角度に回転される時、放射線給源から見て腫瘍の全断面を画定する（ｓｕｂｔｅｎｄ）ビームが用いられ得る。そのような『厚いビーム』システムでは、腫瘍の周りの健康な組織の照射は、放射線ビームの軸線に垂直にとった腫瘍の全体的断面に放射線ビームを平行化させることにより限定される。厚いビームを有するそのようなコリメータを用いると、照射は、限定された数の角で達成され、したがって、治療活動は迅速に行われる。単一平面にあって凸形状である腫瘍の治療は、ビームの異なる放射線軸線を前記平面内に限定することにより簡単に行われ得る。そのような腫瘍について、適当な回転軸線の周りの放射線給源の単一回転は、腫瘍を適切に照射できる。しかしながら、放射線の軸線を単一平面に強制する従来のシステムは、回転平面内で凹形状である腫瘍（これが通常の場合である）を照射するのに適さない。よって、実質的にどの角度からも腫瘍を照射する拘束されない能力のため、多重に関節化した（ｍｕｌｔｉｐｌｙａｒｔｉｃｕｌａｔｅｄ）放射線給源が通常は好ましく、健康な組織の個々のボエクセルの照射を最小限とし、単一平面にあって凸形状の腫瘍が平面の空間配向（ｓｐａｔｉａｌｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）にかかわらず前記平面で標的とされることを可能とする。さらにより正確な線量プレイスメントについて、スライス治療を用いる多重関節化した放射線給源が使用され得る。スライス治療では、コリメータは、放射線給源と患者との間で用いられる。コリメータは、各腫瘍スライスを別個に標的とすることにより照射される腫瘍の＠１つのスライスに向けられた薄いファンビームを通過し、腫瘍の内部へおよび周囲区域に伝えられた放射線が、スライス平面に平行な平面内で制御される。いずれのシステムでも、それが、スライス治療を使用する多重関節化したシステムまたは単一平面であれ、薄いスライスが、放射線をより正確に発し、スライスが薄くされると、より多くのガントリ回転が必要とされて与えられた腫瘍を照射する。このことは、治療時間を長くする：なぜならば、ガントリ回転の速度は、ファンビームの幅とは関係なく実質的に一定であるからである。ガントリ回転速度を増加すると、腫瘍スライスにより吸収される放射線は、減少される。同様にして、照射角の数の増加は、より正確な照射をもたらす。しかしながら、腫瘍を完全に照射するのに必要な治療時間は、放射線角の数の増加と共に増加する。治療時間と正確さとの間の交換は、報奨装置に基づくシステムについての２つの有極設計アプローチ（ｐｏｌａｒｄｅｓｉｇｎａｐｐｒｏａｃｈ）により説明される。一方の設計アプローチは、単一平面での周辺コリメータ（ｃｉｒｃｕｍｆｅｒｅｎｔｉａｌｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）を用いる厚いビームを使用する。この設計は、速い治療を与えるが、大きな画素を与え、よって、粗いフルエンス調節を与える。第２の設計アプローチは、薄いビームと多数の放射線角を用い、治療活動あたりにより多くの時間を必要としてより細かなフルエンス調節を生み出す。より遅い上に、多重な関節装置は、放射線バリヤーがより複雑なのでより費用がかかる。いずれの放射線治療装置の形状でも、治療区域での散らばった制御されてない放射線を制限することが重要である。制御されていない放射線は、治療機器から四散し、患者または操作者に戻り得る。多重に関節化した給源からの放射線は、患者を給源とバリヤーとの間に位置させて、放射線給源に常に向き合っている保護バリヤーを必要としいる。理想的には、主保護バリヤーは、患者を通って進む減衰されていないＸ線を吸収する。多重関節給源により、主バリヤーは、放射線給源に直接向き合う角度を取るように運動可能でなくてはならない。発明の要約本発明は、放射線給源の運動が、単一の平面に拘束されている放射線治療機器のための改良された構成物を提供することである。この単一平面形状は、多重関節化されたシステムについて多数の利益を与える。特に、本発明は、その回転軸線近くのテーブルに関してガントリ平面内のガントリ回転を用いる。放射線給源は、放射線ビームを方向づけるガントリに取りつけられていて、その回転の間患者に向いた複数の光線を含む。放射線給源と患者との間に位置した補整装置（ｃｏｍｐｅｎｓａｔｏｒ）は、ビームをさえぎり、ガントリ角と並進テーブル（ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎｔａｂｌｅ）の位置とに基づく制御信号に従い、それぞれの光線の強度を独立的に制御する。本発明の第１の目的は、高度に正確な放射線立案技術に容易に適する放射線治療システムを提供することである。単一平面内の各角度に向けられた放射線でスライス毎に基づき患者を治療すること、および角度の関数として放射線の各光線の強度を制御することにより、恣意的形状の腫瘍が正確に照射され得る。ガントリおよび放射線給源は、ガントリの掃引容量（ｓｗｅｐｔｖｏｌｕｍｅ）を包むトロイド状のハウジング内に包囲され得る。この形状は、テーブルまたは患者または操作者が回転放射線給源の通路外にあるようにすることを確実にするのを助ける。主バリヤーは、放射線給源に直径方向で対向するガントリ内の回転のために位置決めされ得る。主バリヤーは、放射線が患者をでるとき放射線をさえぎり、閉ざす。ガントリのトロイド状ハウジングは、また、治療区域内の四散する放射を制限する固定二次バリヤーとして使用されるように四散遮蔽を与える材料により構成されてもよい。二次バリヤーは、放射線給源と共に回転する必要がないので、二次バリヤーは、より重くてもよくまたより効果的であってもよい。１つの実施態様では、ガントリは、恣意的な長さの容量が治療されるように回転の軸線に沿って腫瘍が平行移動されるように連続的に回転する。補整装置が、ガントリ角とテーブル位置の両方の機能として制御される。本発明のもう１つの目的は、回転の軸線に沿って伸び放射線ビーよりも幅の広い容量の円滑な照射に備えるよう本発明の簡略化した構成物を用いることである。下記の説明のように、ガントリの連続的な回転と同時的なテーブルの運動とにより生じた変化する放射線軸線の結果的な螺旋通路は、照射フィールドの『ギャップ』または『ホットスポット』を減少させる照射フィールドを円滑にする。さらに、螺旋走査は、患者が回転軸線に垂直で、並進の軸線に沿って分けられた一連の不連続なスライスに沿って治療されるとき必要とされるようなガントリの３６０°回転の間の再位置決めのための患者の加速および減速の必要を排除することにより治療の速度を向上する。もう１つの実施態様では、ガントリは、放射線治療のための放射線給源を支持するだけでなく、ガントリが回転する時、コンピュータ化した断層Ｘ線写真撮影再構成体のためのデータを得る対向した検出器アレーと低エネルギーＸ線給源をも支持する。本発明のもう１つの目的は、立案と治療の両方が、短く連続して行われるように時間を減少させることと、治療立案と治療活動の両方の正確性を向上させることである。放射線治療の運動の自由を単一平面に減少することにより、放射線治療システムを制御するのに必要なデータと断層Ｘ線写真撮影像形成システムにより発生されるデータとの間に改善された相関性がある。２つのシステムの同様な形態は、その効果的な組み合わせを可能とする。ＣＴ装置により展開された断層Ｘ線写真撮影像は、補償装置を制御する信号を発生するための必要なデータを与え得る。１つの実施態様では、療法士が、断層Ｘ線写真撮影像と関連して腫瘍を直接確認する。断層Ｘ線写真撮影像形成システムと放射線治療システムとを共通のガントリ上に持つことにより、新しい断層Ｘ線写真撮影像が患者が治療を受ける毎につくられ得る。放射線技師は、患者が並進テーブル上にある間に治療プロトコールを調節するように像を見て使用できる。本発明のもう１つの目的は、腫瘍が予期せざる位置にある時、治療中に腫瘍の位置を追跡し、治療活動を停止する方法を提供する。ＣＴ装置は、治療立案中に生じる像に関連され得る患者の像を提供する。患者が動くと、機構は、自動的に放射線給源を切るかまたは放射線技師にその動きを警告する。本発明は、放射線治療の間ファンビームの厚みと配向とを変化させるファンビーム減衰補整装置と共に働くコリメータを含む。ファンビームの厚みを変えることにより、腫瘍の端のスライスの健康な組織の照射は、減ぜられ得る、さらに／または多重スライスが、減ぜられ得る、さらに／または多重スライスが、同時に治療され得る。特に、本発明のコリメータは、放射線給源と患者との間に配置された減衰装置と関連して働く。減衰装置はファンビームの光線の強度を独立的に制御し得る。コリメータは、弧状通路と共にまた弧状通路に沿ってはなれて運動するファンビーム内に配置された第１と第２の放射線不透過性のジョーを含む。ジョーにより閉ざされていない時、放射線給源は患者の放射線ウインドーを照射する。ジョーが一緒になると、ジョーはファンビームを閉ざし、離れると、ジョーは、平行化したビームを画定し、第１のジョーは第１の平行化した縁を画定し、第２のジョーはビームの第２の平行化した縁を画定する。並進器（ｔｒａｎｓｌａｔｏｒ）は、治療容量とビーム平面との間の相対的運動が、治療容量を第１の平行化したビームの縁を通ってまず進行させ、次に第２の平行化したビームの縁を通って進行させるビーム平面に関して並進軸線に沿って治療容量を移動させる。モチベーション機構は、第１のジョーと第２のジョーの対向縁をファンビーム内で一緒に、また、別個に運動させて、治療容量に関し放射線ウインドの相対的位置の機能としてその間を通る平行化したビームの厚みを制御する。さらに、ジョーの運動は、それぞれのジョーがビーム中央線を横断する点で総体的である。よって、本発明のもう１つの目的は、照射される腫瘍の部分に依存して腫瘍の恣意的大きさにした各部分を画定するようにファンビームの厚みを調節できる放射線治療装置を提供することである。まず、ファンビームが治療されているスライスを完全には横断しない腫瘍の端で、ファンビームは、健康な組織の放射線暴露を減少するようにより薄くされ得る。スライスを治療する能力は、ファンビームの個々の光線の制御を許容する減衰装置の使用から生じる。第２に、隣接するしライスが、同様な治療を必要とすると、ファンビームは、広くされ得、それらのスライスが同時に治療されて全治療時間が減少され得る。本発明のもう１つの目的は、腫瘍のどの隣接部分が放射線で同時に治療され得るかを決定し得る放射線治療装置を提供することである。比較モジュールは、治療容量のそれぞれの個々のスライスについてシノグラム（ｓｉｎｏｇｒａｍ）を受ける。各シノグラムは、そのスライスについての各角度に関しファンビームのそれぞれの光線に対し強度データを含む。比較モジュールは、腫瘍の隣接スライスのシノグラムを比較して、差の値を生じる。２つの比較したシノグラムが、同様であるなら、その隣接スライスは１つとして扱われる。本発明のもう１つの目的は、ガントリ回転の平面に関してファンビームを配向（ｏｒｉｅｎｔ）させ得る放射線治療装置を提供することである。別個のジョーが、ファンビームの中心線を横断できるようにコリメータを構成させることにより、ファンビームの方向が、ガントリ回転の平面に関してある角度で配向され得る。この配向は、すべての３つの方向から腫瘍部位を標的とすることを可能とし、よって、より多くの治療選択肢を与える。本発明の上記およびほかの目的および利点は、下記の説明から明らかとなろう。下記の説明では、添付の図面を参照するものであり、添付の図面は、本発明の一部であり、本発明のいくつかの好ましい実施態様を例示的に示すものである。そのような実施態様は、本発明のすべての範囲を必ずしも表すものではなく、したがって、本発明の範囲を述べる請求の範囲を参照することが必要である。図面の簡単な説明図１は、本発明の放射線治療装置の部分的断面図である。図２は、図１の線２−２に沿って取った図１の放射線治療装置の断面図であり、治療と像形成給源の横方向配向を示している。図２（ａ）は、図２の２Ａ−２Ａに沿って取った図１の治療装置の断面図であり、治療と像形成給源および検出器アレーの半径方向配向を示している。図３は、本発明に使用される補整装置アセンブリの斜視図であり、補整装置薄片とそれに関連する動機給源（例えばエアシリンダー）を示している。図４は、線４−４に沿う図３の補整装置アセンブリの断面図であり、放射線のファンビームのための各補整装置薄片の台形外観と、運動する際の補整装置薄片を支持する案内レールとを示している。図５は、図４の１組の案内レールおよび１つの薄片の切断斜視図であり、その完全に閉じた位置の薄片を支持するカラーを示している。図６は、放射線給源と、補整装置アセンブリと、腫瘍を持った患者の間に配置された本発明のコリメータジョーアセンブリの立面図である。図７は、線７−７に沿う図６のコリメータアセンブリのジョーの断面図であり、ウエイに沿うジョーの並進に使用されるねじとナットを示している。図８は、従来のＣＴスキャナーと本発明の補整装置を組み入れ、本発明により前記補整装置を制御し得るコンピュータを含む放射線治療装置の要素を示すブロックダイアグラムである。図９（ａ）−（ｄ）は、仮想腫瘍領域の線量分布であり同じ線量の線により線量強度を示していて、図９（ａ）は、所望の線量分布を示し、図９（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）は、本発明による２回、３回及び１０回反復の後の累進的な実際の線量分布を示している。図１０は、放射線治療を受けている患者の図式の表現であり、本発明を説明するために用いた座標系とばらつき核（ｓｃａｔｔｅｒｋｅｒｎｅｌ）とを示している。図１１は、１つのガントリー角度での放射線ビームと関連した１方向のばらつき核の斜視表現である。図１２は、多重ガントリー角度での複数の放射線ビームと関連した複合多方向のばらつき核の斜視表現である。図１３は、所望の線量地図をとりフルエンスプロフィールを計算するフルエンスプロフィール計算機を示すブロックダイアグラムである。図１４は、図１３のフルエンスプロフィール計算を用い本発明の補整装置を制御する全体的反復法を示すブロックダイアグラムである。図１５（ａ）−（ｃ）は、それぞれ反復の１段階、２段階及び４段階について本発明で得られた実際の線量分布と所望の線量分布との間の誤りを示すプロットの斜視図である。図１６（ａ）−（ｃ）は、簡略化した腫瘍の斜視図とグラフであり、２つの接合した放射線治療ビームから得られるであろうギャップとホットスポットを示している。図１７（ａ）は、図１６（ａ）の簡略化した腫瘍の斜視図であり、図１７（ｂ）−（ｅ）は、螺旋治療活動の間さまざまなガントリ角度からの図１７（ａ）の腫瘍に関連する放射線ビーム位置を示している。図１８（ａ）−（ｅ）は、図１６（ａ）の簡略化した腫瘍の斜視図と螺旋治療活動の間の異なる時間での図１８（ａ）の腫瘍に投じられた累積放射線量を示すグラフであり、図１８（ｂ）−（ｅ）のそれぞれのグラフは、図１７（ｂ）−（ｅ）の隣接グラフに相当する。図１９は、本発明のモチベーション機構操作を示すブロックダイアグラムである。図２０は、薄い部分と厚い部分とを有する簡略化した腫瘍の斜視図である。図２１（ａ）−（ｃ）は、図２０の腫瘍の対応するように番号をふった平面についてのサンプルスライスのシノグラムを示すグラフである。各シノグラムは、３次元であり腫瘍の単一スライスについての各ガントリ角での補整装置の各減衰薄片に対するビーム幅強度データを含んでいる。図２２は、同様なシノグラムからの照射区画をつくりだす本発明の方法を示すブロックダイアグラムである。図２３（ａ）−（ｃ）は、腫瘍がジョーに関して並進されるときジョーが、固定された分離点（ｆｉｘｅｄｓｅｐａｒａｔｉｏｎ）となっている螺旋走査治療システムのコリメータジョーの間の変化する空間関係を示す斜視図である。図２３（ｄ）−（ｆ）は、図２３（ａ）−（ｃ）の斜視図に相当する側面図である。図２４（ａ）−（ｃ）は、腫瘍がジョーに関して並進されるときの本発明のコリメータジョーの運動を示す斜視図である。図２４（ｄ）−（ｆ）は、図２４（ａ）−（ｃ）の斜視図に相当する側面図である。好ましい実施態様の詳細な説明図１を参照して説明すると、本発明を具体的に示す放射線治療装置１０は、密なコンクリートまたはほかの適当な放射線減衰材料からつくられた定置の、全体的にブロック形状の放射線バリヤー１２を含む。水平穴軸線１５を中心としたシリンダ状穴１３は、バリヤー１２の前面と後面２４、２５を貫通して伸びている。並進軸線１７に沿って配置されたテーブル１１が、先ず、前面次に後面２５を貫通する穴１３を通り軸線１７に沿って滑動し得る。テーブル１１は、案内軌道６に沿って支持され、本分野で周知のように電動式駆動装置により運動させられ、その位置が下記に説明されるようにコンピュータにより制御され得る。図２も参照して説明すると、穴１３は、内部凹部１６、１９および１６’を含み、これらの内部凹部は、それぞれ、シリンダ状であって、穴軸線１５と共軸となっている。凹部１６は、保護バリヤー１２の前面２４近くに配置されていて、下記に説明するように、環状ボールベアリング２７の半径方向外縁を受容している。凹部１６’は、凹部１６と同様であるが、保護バリヤー１２の後面２５近傍の穴１３の軸線に沿って配置されている。凹部１６’は、環状ボールベアリング２７’の半径方向外縁を保持している。穴１３の容量の外の各種機器（説明することになる）の支持のための容量を形成するため、凹部１６または１６’よりも大きな半径を有する凹部１９は凹部１６と１６’との間の中央にある。図２および２ａを参照して説明すると、穴軸線１５を中心として半径方向に対称な環状ガントリ１４は、凹部１６、１６’および１９内に嵌含していて、凹部１６、１６’および１９’に全体的に一致する外面を有している。ガントリ１４は、ベアリング２７および２７’の半径方向内縁により２つの端で支持されていてバリヤー１２内でこれらベアリング上での回転をするようにしている。ガントリ１４は、全体的に内側に凹形をなし、半径方向で内側に延長する壁２１を有する凹部１９’に保持されたＵ字形部分２０を有している。穴軸線１５に垂直に向けられた高エネルギー放射線のファンビーム２６を生じる放射線治療給源３２が、後端２５に最も近い半径方向で内側に延長する壁２１に取りつけられている。ファンビーム２６は、穴軸線１５に垂直な平面２２内に全体的にあり、常に、バリヤー１２に向けられている。主バリヤー１０７は、ガントリ１４の対向側の治療給源３２に直径方向で対向している。主バリヤー１０７は、患者を出るそれぞれの光線４７を画定し、閉ざし、よって、治療区域内の四散を最少化する。確認目的のため、メガ電圧検出器アレー１０５が、主バリヤー１０７の内面に位置決めされ得る。Ｘ線給源２８および像形成検出器アレー３０は、平面２２に平行だが平面２２とは離隔した平面に沿って、かつファンビーム２６の軸線に実質的に直角な軸線に沿ってＸ線２９のビームを方向づけるため、バリヤー１２の前端に最も近い垂直に延長する壁２１に沿って固着配置されている。Ｘ線２９の平面とファンビーム平面２２のこの離隔は、治療給源３２とＸ線給源１２を収容するバリヤー１２内の十分な空間を確保し、２つのシステムの間の望まない信号干渉を防ぐ。ガントリ２０の回転に際して、穴１３内の患者を干渉しないように、放射線給源３２、主バリヤー１０７、Ｘ線給源２８およびＸ線検出器３０は、すべて、穴１３の容量から除かれる。ガントリ２０は、バリヤー１２を貫通して延長し、慣用の手段により駆動されるシャフト７により回転され得る。バリヤー１２内のガントリ２０の正確な角度を示す信号を与えるためのエンコーダ（図示せず）が、シャフトに取りつけられている。図３を参照して説明すると、放射線治療給源３２は、焦点３５から出て、患者（図示せず）に向けられる全体的に円錐形の放射線ビーム３４’を生じる。円錐形ビーム３４は、ファンビーム平面３８を中心とした全体的に平面なファインビーム２６を形成する１組の矩形コリメータブレード３１から構成された放射線不透過性コリメータにより平行化され、このファンビームは、ファンビーム平面に沿って測定される幅３９とそれに垂直な厚さ３７を有している。閉ざされると、ファンビーム２６は、患者に向け方向づけられた放射線ウインド３３を画定している。Ｉ．補整装置補整装置４０は、放射線が患者により受け取られるのに先立ち、コリメータ３６上方のファンビーム２６の中心でファンビーム平面３８を中心として置かれ、焦点スポット３５の回りに一定の半径の弧を一緒に形成する複数の隣接台形薄片４１を含んでいる。薄片４１は、スリーブ４３内に保持されている。スリーブ４３は、比較的に放射線半透過性の材料からつくられていて、その内端４４で、焦点スポット３５に関して固定された装着板４５に取りつけられている。装着板４５は、丈夫な放射線不透過性の材料からつくられていて、ファンビーム２６のすぐ外に位置決めされてファンビーム２６についての干渉を防上する。好ましくは、補整装置４０の薄片４１は、全ファンビーム２６を画定していてファンビーム２６を分割してオフセット角φで１組の隣接スラブ様光線４７にする。また、図４を参照して述べると、それぞれのスリーブ４３は、その外端４８で解放していて例えば鉛、タングステン、セリウム、タンタルまたは関連した合金のような密な放射線不透過性の材料からつくられた相対的な寸法とした台形薄片４１を滑動により受け入れる。それぞれの薄片４１は、その対応するスリーブ４３内で完全に滑動し得て、スリーブ４３と関連する光線４７を遮断する。薄片４１が、その対応する光線４７を遮断する時、それを『閉じた状態』にあると呼ぶ。スリーブ４３は、十分な長さを有しそれぞれの薄片４１がファンビーム２６の通路から滑動するのを許容し、その対応する光線４７が完全に妨害されずになっていてしかもスリーブ４３により案内される。この非遮断位置で、薄片は、『開いた状態』にあると呼ばれる。それぞれの薄片４１は、柔軟なリンク５０により薄片４１に接続された対応するエアシリンダ５１の手段によりその開いた状態と閉じた状態との間で迅速に運動され得る。エアシリンダ５１は、供給ホース５２によりシリンダ５１に連結された加圧空気の手段によりシリンダの端と端との間で高速に運動され得る内部ピストン（図示せず）を有している。供給ホース５２は、下記に説明される補整装置制御装置により供給される。エアシリンダ５１は、高力を薄片４１に加えることができそれらを開いた状態と閉じた状態との間で迅速に独立的に運動させる。図４及び５を参照して述べると、薄片４１は、薄片４１の縁に沿って形成された切欠き５５に嵌合する案内レール５４によりスリーブ４３内で支持されて案内される。切欠き５５は、ガイドレール５４が、スリーブ４３内に薄片４１を滑動可能に保持するのを、開いた状態と閉じた状態との間での運動の間、許容する。閉じた状態で、それぞれの薄片４１の内端４４は、装着板４５に取りつけられた硬質カラー５８により捕捉されていて、硬質カラー５８は、薄片４１を、案内レール５４により行われるよりもより正確に、装着板４５と、したがって、ファンビーム２６と整合させる。理想的には放射線半透明である案内レール５４が、比較的に強固でない（ｉｎｓｕｂｓｔａｎｔｉａｌ）のに対して、装着板４５上でファンビーム２６をはずれて位置するカラー５８は、放射線半透明である必要はなく、よって、構造がより強固（ｓｕｓｔａｎｔｉａｌ）ある。カラー５８に類似するカラー（図示せず）が、完全に開いた状態にある時のそれぞれの薄片４１を支持する。薄片４１は、そのほとんどの時間を開いた状態または閉じた状態にすべて費やすので、それらは、ほとんどの時間、支持カラーによりしっかりと位置決めされる。ＩＩ．コリメータ図６を参照して説明すると、、コリメータ３６は、補整装置４０と患者１７との間でファンビーム２６のすぐ内側に位置決めされていて、２つのジョー３１、ジョーウエイ２５０（図７に最もよく見られる）および２つのサーボモータ２５３を含んでいる。各ジョー３１は、矩形角柱であり、減衰薄片４１のように、鉛、タングステン、セリウム、タンタルまたは関連した合金のような密で放射線不透過性材料からつくられている。ジョー３１は、隣接ファンビーム光線４７に実質的に平行な対向平坦表面２４９を有している。各ジョーは、また、その平坦表面４９の反対側に裏面２４３を有する。コリメータ３６のジョー３１は、平面２４９がファンビーム２６内で衝合すると、ジョー３１が全ビーム幅３９と厚さ３７を画定するような寸法となっているべきである（図３参照）。各ジョー３１は、その外側の両側に取りつけた２つの枢着された線形ベアリング２４４を備えている。その裏面２４３を貫通する穿たれた孔は、ねじチャンバ２５１を画定する。ナット２３９をしっかりと受け入れて同中心とした中空化チャンネル２５２が各ねじチャンバ２５１の内壁にある。図７も参照して説明すると、ジョー３１は、枢着された線形ベアリング２４４により受け入れられた２つの弧状の支持ロッド２４５により支持されている。弧状の支持ロッド４５は、焦点３５を中心とした一定の半径の弧状のウエイ２５０を一緒に形成している。ウエイ２５０は、ジョー３１の裏面２４３に隣接するその外端２４２の両方で開いていて、コリメータ３６の両方のジョー３１を受け入れるのに十分な長さである。図６に見られるように、ウエイ２５０の支持軌道２４５は、その外端２４７で装着部材２４６に取りつけられている。装着部材２４６は、焦点３５に関して固定されている。支持軌道２４５および装着部材２４６は、放射線不透過材料からつくられていて、ビーム２６の外に位置決めされていてファンビーム２６が干渉されるのを防ぐ。ジョー３１は、ファンビーム２６の厚さ３７に等しいギャップ２２１を画定するのに十分なようにウエイ２５０に沿って離隔して運動し得る。各ジョー３１は、焦点３５に関して運動され得、他のジョー３１は、ジョーねじ２３７に柔軟なリンク２４１により接続されたサーボモータ２５３により運動され得る。柔軟なリンク２４１は、サーボモータ２５３が静止したままでいることを許容し、その間その関連するジョー３１は、弧状のウエイ２５０に沿って駆動される。ジョーねじ２３７は、それぞれのジョー３１のナット２３９に螺合して受け入れられる。サーボモータ２５３は、ガントリ２０に関して静止して保持され、下記のようにしてコリメータ制御モジュール７２により制御される。ＩＩＩ．放射線治療制御電気回路機構（ＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙＣｏｎｔｒｏｌＣｉｒｃｕｉｔｒｙ）図８を参照して説明すると、放射線治療給源３２は、コンピュータ６１の制御下で放射線ビーム２６を入れたり切ったりする放射線制御モジュール６０により制御される。補整装置制御モジュール６２は、加圧した空気の給源を与え、供給ホース５２を介してその空気をゲート（ｇａｔｅ）するように弁で流れを調節して、エアシリンダ５１を個々に制御し、薄片４１のそれぞれをその対応するスリーブ４３および光線４７に対して出入りするように運動させる（図３も参照）。補整装置制御モジュール６２もコンピュータ６１に接続していて説明する補整装置４０のプログラム制御を可能とする。コリメータ制御モジュール６４は、コリメータジョー３１の間の空間的な関係を制御して単一の定常状態平行化ビーム２６を達成する。コリメータモジュール６４は、また、コンピュータ６１に接続されていて説明するコリメータジョー３１のプログラム制御を可能とする。Ｘ線給源２８を用いる断層Ｘ線写真撮影像形成システム（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｉｎｇｓｙｓｔｅｍ）６３および対向検出器アレー３０は、放射線給源３２と同じガントリ１４に有利には装着されていて立案の目的のため放射線治療に先立ち、患者５９の照射されたスライスのスライス像または断層Ｘ線写真撮影像を生じる。断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３のための制御モジュールは次を含む：Ｘ線給源２８を入れたり切ったりするＸ線制御モジュール６７および断層Ｘ線写真撮影像をつくるため検出器アレー３０からのデータを受けるデータ取得システム６８。高速アレープロセッサなどを典型的には含んでなる像再形成装置６９は、データ取得システム６８からのデータを受け入れて、本分野で周知の方法に従いそのようなデータから断層Ｘ線写真撮影像を再形成するのを援助するようにすることを目的としている。像再形成装置６９は、また、コンピュータ６１と連絡していて、下記に説明するように本発明で用いられる高速計算を援助するようにする。断層Ｘ線写真撮影像は、放射線療法治療にすぐ先立ち、患者の姿勢の確認を許容する。高エネルギー検出器アレーを配置して患者を貫通する放射線給源３２からの放射線を受け入れて治療の確認を援助するようできることも当業者に理解されるべきである。ガントリ制御モジュール６６は、ガントリ１４を回転させるのに必要な信号を与えて、放射線治療のためのファンビーム２６の角度θと放射線給源３２の位置を変化させ、また、計算された断層Ｘ線写真撮影Ｘ線給源２８、Ｘ線検出器アレー３０および主バリヤー１０７の位置を変化させる。コンピュータ制御の下にガントリが回転させられるようにガントリ制御モジュール６６は、コンピュータ６１と接続していて、また、その制御を援助するようにガントリ角度θを示す信号をコンピュータ６１に与える。キーボード／ディスプレーユニット７１を含むターミナル７０は、操作者にプログラムとデータをコンピュータ６１に入力すること、放射線治療と断層Ｘ線写真撮影像形成機器６３を制御することおよびディスプレー７１上に像再形成装置６９により生じた断層Ｘ線写真撮影像を表示させることを許容する。磁気ディスクユニットまたは磁気テープ用あるいは光学媒体用のドライブであるマスストーレッジシステム７３は、後で用いるように断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３により収集されたデータを記憶することを許容する。放射線治療システム１０を操作するコンピュータプログラムとシノグラム（説明することになる）は、通常、マスストーレッジユニット７３に記憶されて、システム１０の使用中の迅速な処理のためにコンピュータ６１の内部メモリーにロードされることになる。ＩＶ．治療システムの操作図１および６を再び参照して説明すると、治療立案活動の一部として、テーブル１１に関連する患者内の腫瘍の正確な位置が分かるように患者が並進テーブル１１上に位置決めされる。テーブル１１は、ガントリ１４を通って並進させられる。並進の間、ビーム２９が腫瘍７２を通って螺旋パターンを掃引するように検出器アレー３０に向けＸ線ビーム２９を方向づけつつＸ線形成給源２８が患者の周りで回転される。テーブル制御モジュール２００を通じてコンピュータ６１と通信する位置表示器（図示せず）は、テーブル１１の運動を追跡し、ビーム平面３８に関する腫瘍７２の正確な位置をコンピュータ６１に与える。本分野で周知の検出方法を通じて、Ｘ線給源２８と検出器アレー３０とが、協力して複数のガントリ角度θとテーブル位置とからＸ線データを生じるようにする。コンピュータ６１が生のＸ線データを記憶する。このデータは、再形成装置６９により使用されて治療活動の治療シノグラムを生じるように使用される患者の各スライスの断層Ｘ線写真撮影像をつくる。各シノグラムは、後の治療活動の間コリメータと補整装置とを制御するようになる複数のフルエンスプロフィールを含む。フルエンスプロフィールは、放射線ビーム２６により並進されるような患者の並進テーブル（図示せず）の与えられた位置でのそのガントリ角度θに所望とされる放射線給源３２からの放射線ビーム２６のそれぞれの光線４７のフルエンスまたは強度を説明する。共に、それぞれのガントリ角についてのフルエンスプロフィールは、並進テーブル１１の特定の位置についての治療シノグラムをつくる。放射線治療ユニット１０の働きの間、補整装置制御モジュール６２は、各ガントリ角についてのフルエンスプロフィールをコンピュータ６１から受ける。補整装置制御モジュール６２は、補整装置４０の薄片４１をその開いた状態と閉じた状態との間で迅速に運動させて完全に減衰させるかまたは各光線４７に減衰を与えない。それぞれのフルエンスプロフィールに必要とされるような、各光線４７のフルエンスの漸次的移行（ｇｒａｄａｔｉｏｎ）は、各ガントリ角について各薄片４１が開いた位置にある相対的期間に比較される各薄片４１が閉じた位置にある相対的期間を調節することにより得られる。各薄片４１についての『使用サイクル（ｄｕｔｙｃｙｃｌｅ）』すなわち閉じた状態と開いた状態との間の比は、各ガントリ角での与えられた薄片４１により通された全エネルギーに影響を与え、よって、恣意的な形状とされたビームプロフィールを発生し得る。各ガントリ角でのビームフルエンスプロフィールを制御する能力は、下記の治療立案法による患者５９の照射容量を通る放射線ビーム２６により与えられる線量の正確な制御を可能とする。ガントリ１４の回転と患者５９の並進の間、コリメータ制御モジュール６４は、ジョー３１を運動させるサーボモータ２５３に信号を送り、下記するようにファンビーム２６の幅３９を変化させる。治療シノグラムのフルエンスプロフィールは、治療立案ソフトウエアー（下記する）により決定され、コンピュータ６１に記憶される。Ｖ．治療立案ソフトウェアー上記に説明した補整装置４０とコリメータ３６の十分な利益を得るのに必要な治療シノグラムの生成（ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ）は、コンピュータ６１および再形成装置６９で走る特別に開発されたソフトウエアーにより行われる。治療立案は、ソフトウエアーで行われるが、立案は、また、この操作に献じられた不連続の電子的な電気回路の構成部分に実施され得るし、また、そのように献じられた電気回路の構成部分が、このプロセスにより大きな速さを与えるように使用され得ることが認められよう。図９（ａ）を参照して説明すると、腫瘍のさまざまなスライスに相当する断層Ｘ線写真撮影像が、再形成装置６９によりつくられた後、補整装置４０を制御する所望の治療シノグラムの生成が、所望の線量地図７５の定義（ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）で始まる。所望の線量地図７５は、ターミナル７０のディスプレイ７１に患者の各スライスの断層Ｘ線写真撮影像を表示し、トラックボール（ｔｒａｃｋ−ｂａｌｌ）を用いあるいは本分野でよく分かっている同様な入力装置を用いて腫瘍区域７６の周囲を手動的に追跡することにより最も容易に入れる（ｅｎｔｅｒ）ことができよう。標準的な区域フィリングコンピュータプログラム（ａｒｅａ−ｆｉｌｌｉｎｇｃｏｍｐｕｔｅｒｐｒｏｇｒａｍ）を用いて各追跡した領域に割り当てた線量値を所望の線量地図７５を表すメモリのアレーの適当な要素に移すようにしてもよい。典型的な所望の線量地図７５は、線量拘束（ｄｏｓｅｃｏｎｔｒａｉｎｔ）内の比較的高い放射線量を腫瘍組織７６の１区域に割り当て、第２の低い放射線量をその領域の外の健康な組織７７の区域に割り当てる。健康な組織７７は放射線感受性器官またはさらに低い放射線量が割り当てられ得る器官などを含む区域７８を含み得る。所望の線量地図７５は、各要素が１つのディジタル値を保持する要素のアレーとしてコンピュータ６１のメモリに記憶される。このように線量地図７５の各要素は、患者５９のスライス内の複数の容量要素８０（『ボエクセル』（ｖｏｘｅｌ））のそれぞれで所望される線量を定義する。図１０を参照して説明すると、患者５９のそれぞれのボエクセル８０は、与えられた参照点８１から定義Ａ．線量をｔｅｒｍａに変換１．ｔｅｒｍａなわち、放射線給源３２から直接受け取られる放射線を含む）。与られる：、『ｔｅｒｍａ』（単位質量あたりに放出される全エネルギー）と呼ばれる。単一エネルギー外部放射線給源については、ｔｅｒｍａ割合Ｔ（衰値であり、Ｅは、ジュールで表した放射線フォトンのエネルギーであり、φは、フルエンス比（フラックス密度）の分布である。エネルギーＸフルエンス比／時間の積分は、エネルギーフルエンスΨ よって、式（４）は、光線４７からどれだけのエネルギーがボエクセルｒ’と相互に作用するかを基本的に述べている。２．コンボルーション核ンテカルロ法を用いて生成され得る。述べたように、それは、ボエ吸収されるエネルギーの部分を示す３次元関数である。各ボエクセ３２からの方向づけられた光線４７にその給源を見いだし、よって１１に示唆されるように通常異方性である。エネルギー保存は、次を必要とする：すなわち、主相互作用により伝達されたエネルギーが、相互作用点にすべてデポジットされるなら、核は、デルタ関数として近似されよう。角に関連づけられる。患者が照射されるガントリ角θが予め決定さｐｅｒｉｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）から生じるであろう。図１２を参照して説明すると、放射線の広がりが、すべてのビームの方向についてほぼ等しく、各ガントリ角θからの光線４７がボ向コンボルーション核が、次のように『異方性』型になる：ここで、ｎは、光線４７が投射される不連続ガントリ角の数である。異なるガントリ角での多重光線４７について、与えられたボエクたがって、目のガントリ角についてのｔｅｒｍａの寄与した部分である。この簡略化は、各光線４７からｔｅｒｍａへの寄与が同等でありコンボルーションの分布特性を利用することを仮定する。この仮定の誤差は、後述の濾過（ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ）により減少される。式（７）は、ｔｅｒｍａからの線量の計算を実質的に簡略化する部の数を必要として全患者容量にわたる線量を計算する。したがって、好ましくは、高速フーリエ変換の計算上の能率が、用いられ得、式（７）が次のように変換される：ここでＦおよびＦ^-1は、フーリエ変換および逆フーリエ変換をそ空間的に不変であることを必要とし、空間ドメインの２つの空間的に不変な量のコンボルーションが周波数ドメインの乗法（ｍｕｌｔｉｐｌｉｃａｔｉｏｎ）と同等であると述べるコンボルーション定理に依存する。 ’）は、次の（１）、（２）および（３）の複素関数である：（１）多エネルギーＸ線ビームの硬化（すなわち、高周波数または高いエネルギー放射線成分の割合を増加する患者５９の濾過の効果）、（２）各ボエクセルを横断する光線４７の数および（３）患者の質量の指数減衰。好ましい実施態様では、この第１の因子であるビーム硬化は、減衰問題よりも小さな効果なので無視される。よって、患者５９のフォトンエネルギースペクトルは、外部放射線給源３２のそれと同じであると仮定され得る。しかしながら、この簡略化は、必要でなく、ビーム硬化は、別個に巻き込まれたエネルギー間隔の有限の数によりフォトンエネルギースペクトルを表すことにより正確に説明され得ると理解されよう。第２の因子であるビーム２６のファン配向のガントリ角の有限数の幾何学により起こされる各ボエクセルを横断する光線４７の配向と数の差は、空間不変性に影響を及ぼす。（平行ビーム幾何学と対照する）ビームのファン配向から持ち上がる問題は、ガントリ１４の完全な回転があると多くは解決される。照射がガントリ角の有限数でのみ行われる事実から生じる誤りは、受け入れられるものと測定された。空間不変性の仮定に影響する第３の因子は、媒質の減衰である。これは、各ガントリ角でのビームからの全ｔｅｒｍａの断片的な寄与に影響する。線量の正確な計算が臨界的である気づくような立案手順の各段階で、線量分布は、ボエクセルの上になる減衰に基づき各ビームについて別個に計算され、このような減衰は、断層Ｘ線写真撮影像のパラメータから推論される。この場合、式（８）の簡略化は、使用され得ず、繰り返されるコンボルーションが行われねばならない。しかしながら気づくであろうように立案プロセスでのあ不変であると仮定され、式（８）に従い線量が計算される。所望の線量図７５からのｔｅｒｍａ値の生産は、単なる、次のような式（８）を逆にするプロセスである。『ゼロ』（典型的な高い周波数で）がないということ、またはより空間的にコンパクトな核のフーリエ変換が有意的に高い周波数内容（ｆｒｅｑｕｅｃｙｃｏｎｔｅｎｔ）を有し得る）ということを必要とする。患者５９に対して指令される核が十分にコンパクトであってこのフーリエデコンボルーションを可能とするということが本発明者により測定された。図１３を参照として説明すると、所望の線量地図７５から各ボエるこのデコンボルーションは、プロセスブロック８４により示される。Ｂ．ボエクセルエネルギーフルエンスへのｔｅｒｍａの変換ｔｅｒｍａ地図８３を知ると、ビーム強度の尺度であるエネルギによりそれぞれの相当するボエクセルで測定され得る： μ／ρの値は、概算され得、一定と考えられ、あるいは、実際のμ／ρが、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３（図８に示されている）の手段により集められた断層Ｘ線写真撮影走査データから推測され得る。このようにして、また、図１３のプロセスブロック８５により説明されるように、ｔｅｒｍａ地図の各点でフルエンスを与えるフルエンス地図８６が測定され得る。Ｃ．ボエクセルエネルギーフルエンスをエネルギープロフィールに変換すること関係により補整装置４０を去る光線４７のエネルギーに関連される：ギーフルエンスであり、補整装置のフルエンスプロフィールを定めるように働き、θおよびφは、前記したようにガントリ角と光線４７のオフセット角とである。に沿う単位ベクトルであり（ここで、領域が、ガントリ１４の回転の中心であると仮定される）、そしてｐは、光線４７とガントリの回転中心１５からの垂直距離である。ベクトルは、光線４７に沿う単なるベクトルであり積分変数を与える。０から発射される放射ビーム２６のフルエンスに関連づけられる。。断層Ｘ線写真撮影像再形成の数学的処理から借りることにより、フルエンス地図８６は、プロジェクタ８７により『逆』戻し投射され（すなわち投射され）得、所望のフルエンス地図、よって、線量を発生するのに必要な外部給源によりつくられるべきフルエンスプロフィールを測定する。この投射は、断層Ｘ線写真撮影像形成システムで取った一連の投射からの患者５９の断層Ｘ線写真撮影スライスの像を形成するために用いた単なる典型的な戻し投射の反対である。投射（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）は、分布を横断する線積分あるので、各ボエクセルに対するエネルギーフルエンス分布（式（１１））は、レイライン（の線積分は、投射操作とΨ。（φ、θ）を示し、各ガントリ角θの相殺角（ｏｆｆｓｅｔａｎｇｌｅ）φについてのフルエンスプロフィールは次のようになる：式（１３）の投射は、図１３のプロジェクタ８７により表される。補整装置４０についてのフルエンスプロフィールを計算する目的で投射プロセスは、断層Ｘ線写真撮影バック投射の単なる逆とは基本的に異なる。差は、照射された腫瘍組織７６と健康な組織７７との間の線量の移行の鋭敏さに主に関する。この移行領域の鋭敏さは、健康な組織７７の照射を減少し、所望の線量地図７５に対する線量の実際の忠実度に対し好ましい。この理由から、フルエンス計算機８５からのフルエンス地図８６は、プロセスブロック８８により示されるように予め濾過され、次のように濾過されたフルエンス地図Ψ’（φ、θ）を生じる：ここで、Ψ（φ、θ）は、フルエンス地図８６であり、｜ω｜は、周波数空間のランプフィルターであり、『＋』添え字は、濾過結果の正の成分を示す。このフィルター８８は、フルエンス地図８６の高周波数成分を増加させ、よって、腫瘍／非腫瘍境界面での線量の迅速な移行を助ける。このプレフィルター８８は、断層Ｘ線写真撮影像形成の『濾過された』戻り投射で用いられたフィルターと同様である。すなわち、断層Ｘ線写真撮影像形成のように、フィルターは、像データを生じる投射の低周波数成分の重要性を減じる。さらに、ほかのプレフィルターが適用されてフルエンスプロフィールからつくられるｔｅｒｍａ地図から線量地図を計算する半径方向で対称な核（式（６））の使用のために補正され得る。実際、ｔｅｒｍａ地図の計算、フルエンス地図の発生およびフルエンスプロフィールの計算は、不連続な段階として行われる必要がないが、適当な濾過を伴う線量地図の直接投射により達成され得る。濾過は、投射空間でデコンボルーションの操作とランプ濾過とを組み合わせる『迅速逆フィルター』により達成される。このことは、次の式により象徴的に特定化され得る：リエ空間で通常なされるようなコンボルーション演算に関する。図１３を参照してさらに説明すると、デコンボルバー８４、フルエンス計算機８５、プレフィルター８８（これは、投射空間フィルター（例えば、ランプフィルター、ゼロの截断を後続させる迅速逆フィルター）を含んでいる）およびプロジェクタ８７を含むブロック９０のフルエンスプロフィール計算は、所望の線量地図７５から見積もられた治療シノグラム９１’を一緒につくるフルエンスプロフィールを生じる。フルエンスプロフィール計算機９０は、この段階でのフルエンスプロフィールの見積もりで式（９）のフーリエコンボルーションを使用し得、そのプロセスで重要でない誤りを受け入れ、下記するように後の段階で補正される。Ｄ．繰返し図１４を参照して説明すると、フルエンスプロフィール計算機９０は、所望の線量地図７５を見積もられた治療シノグラム９０’に変換するが、この見積もられた治療シノグラム９０’は、補整装置４０を制御するために用いられ得なく、その理由は、通常、見積もられた治療シノグラム９０’が、フルエンスの正の値と負の値を含むであろうからである。フルエンスの正の値だけが、補整装置４０により物理的に実現可能であり、フルエンスの負の値は、物理的に実現不可能なその通路に沿い放射線を吸収した光線４７を表す。したがって、プロセスブロック８２で、見積もられた治療シノグラム９０’のフルエンス値が、正のフルエンス値８９に截断される。この截断の結果として、見積もられた治療シノグラム９０’は、もはや所望の線量地図を生じない。正のフルエンスプロフィール８９を生じる截断からの結果として生じる誤りの量は、所望の線量地図７５からはずれる実際の線量地図９３に正のフルエンス値８９を戻し投射することにより決定される。この戻し投射は、式（１１）による正のフルエンス値８９および式（４）によるｔｅｒｍａ地図からフルエンス地図を計算し、次に、式（７）による核を有するｔｅｒｍａ地図をたたみ込むことにより達成され、図１４のプロセスブロック９４により実際の線量地図９３を確立する。性の仮定は、より正確な実際の線量地図９３をつくるようにされない。線量地図を計算するための患者５９へのフルエンスプロフィールの投射は、本分野での通常の技術を有するものに公知のほかの多くの手順により行われ得る。実際の線量地図９３は、所望の線量地図７５と比較されてプロセスブロック９５により示されるような残りの線量地図９６を生じる。好ましい実施態様では、比較は、実際の線量地図９３のそれぞれ：ａ）所望の線量地図７５の対応する値、ｂ）予め定めた上方線量制約数。予め定めた上方線量制約数は、腫瘍組織７６への受け入れられる線量とみなされるしきい数である。明らかに、所望の線量地図と実際の線量地図との間の差を量的に定めるほかの方法は、当業者にこの説明から明白であろう。この比較プロセス９５の結果は、図１５（ａ）に示した残りの線量地図９６を生じる。この残りの線量地図９６は、フルエンスプロフィール計算機９０（所望の線量地図７５の代わりに）により再び働かされ得て、誤りフルエンスプロフィール９８（見積もられた治療シノグラム９１の代わりに）を生じ得る。このようにして生じた誤りフルエンスプロフィール９８は、見積もられた治療シノグラム９０’から減算器１００により差し引かれて新たな見積もられた治療シノグラム９０が生じる。図１４に示されるように、この新たな見積もられた治療シノグラム９０は、予め定めた繰返回数、プロセスブロック８２、９４、９５および９６により繰返し働かされる。誤りフルエンスプロフィール９８の値の大きさは、適当な低い誤りフルエンスプロフィール９８が得られるまで図１５（ｂ）−（ｃ）に示されるように各繰返しで減少する。新たな見積もられたフルエンスプロフィール９０は、次にプロセスブロック８２により截断されて上記したように補整装置４０を制御するのに用いるように最終シノグラム１０１を生じる。もう一度図９（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）を参照して説明すると、図９（ａ）の所望の線量地図７５に従い本発明により得られる線量地図は、１回の繰り返し（図９（ｂ））、２回の繰り返し（図９（ｃ））および複数回の繰り返し（図９（ｄ））の後示される。図９（ｄ）に示される標的容量の線量の変化は、１０００ｃＧｙのおよその予め定めた上限±２％である。ＶＩ．螺旋走査図１６（ａ）を参照して説明すると、腫瘍１３２は、同様な厚い腫瘍スライス１３３−１３５に恣意的に分割され得る。放射線ビームの角度が、単一ガントリ平面１４に拘束される本発明の放射線治療装置は、３６０°回転させ、次に、照射を停止させ、患者とテーブルを１つのスライス厚さだけ進行させることにより並進軸線１７に沿って別個に腫瘍１３２の隣接スライスを照射し得る。次のスライスが次に３６０°のガントリ回転により治療され得る。この種の治療は、『ストップアンドシュート』回転治療と呼ばれ、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３により生じるデータと放射線治療装置１０により使用されるデータの簡単な関連づけを許容する。『ギャッブ』または『ホット』スポットなしで、腫瘍容量全体を通じ均一な放射線量を達成するためにストップアンドシュートを用いることは困難である。その理由は、ファンビーム自体が断面で均一でない事実である。また、隣接スライスの縁に沿って放射線ビームを正確に方向づけることは困難である。図１６（ｂ）−（ｃ）も参照して説明すると、放射線給源３２のフルエンスプロフィール１４３、１５１は、非均一であり、ファンビーム２６により暴露される区域の縁１４４付近で落ちている。このことは、ビーム平坦化フィルターを用いる装置でも事実である。フルエンスの落ち込みのため、腫瘍１３２の長さに沿うフルエンス分布は、ストップアンドシュート放射線治療を用いた時完全には均一でない。図１、１６（ａ）および１６（ｃ）を参照して説明すると、患者が各３６０° のガントリ回転の後正確に１スライスの幅だけ前進させられると、ギャップが生じる。この状況で、腫瘍１３２は、ファンビーム２６が腫瘍１３２の第１のスライス１３３だけを画定するまでガントリ１４を通して部分的に並進させられ得る。恣意的な０°位置でのガントリ１４で開始し、放射線給源３２が全３６０°回転をさせられる間に放射線給源３２が付勢されてファンビーム２６を生じさせて回転軸線１５に向け方向づける。第１のスライス１３３の照射の後、患者は、ファンビーム２６が第２のスライス１３４だけを画定する第２の位置に、再び、ガントリ１４を通じて並進させられる。放射線給源３２の第２の３６０°回転の後、患者は、第３の位置に並進させられる。このストップアンドシュートプロトコールは、腫瘍１３２のすべてのスライスが照射されるまで継続する。ファンビームにより照射されたスライスが当接するが、図１６（ｂ）に示されるように、この手順は、フルエンスプロフィール１４３の縁１４４が落ち込む腫瘍１３２の長さに沿う放射線ギャップ１４８をもたらす。明らかに、放射線量のギャップ１４８は、放射線の有効性を制限するので、可能なら、避けるべきである。図１６（ａ）および１６（ｃ）を参照して説明すると、患者が各３６０°のガントリ回転の後、スライスの厚みよりも少なく並進させられると、放射線ギャップ１４８が排除されるが、放射線ホットスポット１５４が結果として生じ得る。この場合、腫瘍１３２を照射するために用いたファンビーム２６の厚さは、各フルエンスプロフィール１５１の主要部分１５０が全腫瘍スライスを画定し、一方プロフィール１５１の縁１５２が腫瘍スライスのどちらの側にもあるように調節される。この厚いファンビーム技術は、１つのフルエンスプロフィール１５１の薄れた縁からの放射線が図１４（ｃ）に示されるように隣接プロフィール１５１からの放射線を増大する放射線『ホットスポット』１５４を生じさせる。隣接フルエンスプロフィール１５１の重なりを調節することにより、ギャップ１４８とホットスポット１５４が最小化される妥協が達成され得る。しかしながら、ファンビーム２６の縁１４４の近くの非線形のフルエンス落ち込みのため（図１４（ｂ）参照）、ストップアンドシュートビームの重なりは、２つの隣接腫瘍スライスの間の放射線量を完全には『円滑』にできない。そのファンビーム縁での実質的に線形のフルエンス落ち込みを生じ得る装置は、ストップアンドシュート回転治療を可能としよう。しかしながら、ガントリ１４内の正確な患者の位置の情報を与える確認システムおよび極めて正確な並進なしでは、そのような装置は、患者の位置決めの誤りが起こる照射ギャップまたはホットスポットを排除しないであろう。したがって、好ましくは、次のスライスへの並進軸線に沿う患者の移動の間の３６０°ガントリ回転の代わりに、患者が、ガントリの回転の間に連続的に並進させられ放射線の軸線が患者を貫通する螺旋通路を描く螺旋走査パターンが採用される。螺旋のピッチ、すなわち、各３６０°ガントリ回転について並進軸線１７に沿い患者が横断する距離は、腫瘍の各スライスがすべての３６０°から照射されるような１つのスライスの厚さ（放射線ウインドの幅）であってよい。明らかに、照射のほかの螺旋パターンが使用され得る。すべてのビーム光線４７が実質的に平行であると仮定して、各スライスは１８０°給源回転により適切に照射され得る。図１７（ａ）および１８（ａ）を参照して説明すると、図１６（ａ）の簡略化した腫瘍１６４は、同様な大きさとした腫瘍スライスに分割され、そのいくつかは、１６６、１６７および１６８としてある。図１７（ａ）および１８（ｂ）を参照して説明すると、第１の４５°のガントリ回転の間の螺旋走査で、平行化したビーム１７２が、第１のスライスの前部１７１を画定し、放射線の線量１７３が第１のスライス１６６の前部１７１を横断して吸収される。図１７（ｃ）を参照して説明すると、放射線給源３２が４５°から１８０°へ回転すると、１つの腫瘍スライスが完全に暴露され、第１のスライス１６６により吸収された線量が増大し続ける。図１７（ｄ）を参照して説明すると、放射線給源３２が１８０°から２２５° に回転すると、ビーム２６は、腫瘍１６４の第１と第２のスライス１６６、１６７の両方の各部分を画定し始める。第１のスライス１６６の前部１７１により吸収される放射線は、腫瘍１６４の前部１７１が平行化されたビーム２６から外れて移動すると、水平になり始める（図１８（ｄ）参照）。図１８（ｅ）を参照して説明すると、完全な３６０°回転の後、腫瘍１６４の全部の第１のスライス１６６は、均一に照射され、勾配吸収は、第２の腫瘍スライス１６７を横断する。上記したように螺旋治療は、腫瘍スライス１６６、１６７を横断しその間での図１６（ｂ）の非均一なフルエンスプロフィール１４３を平均して、ホットスポット１５４と放射線ギャップ１４８とを除去する。ＶＩＩ．螺旋データの作成螺旋式に治療装置を働かせるために用いられるフルエンスプロフィールは、上記した立案プロセスでつくられるものとは異なる。放射線給源３２が最終スライスシノグラム１０１を展開させる（ｄｅｖｅｌｏｐ）ために用いたものと同一な角度から腫瘍部位にファンビーム２６を方向づけるようにガントリ１４が回転するが、典型的には、ファンビーム２６に関する患者の位置は、螺旋運動のため、シノグラムを展開させるのに用いたのと同じではない。したがって、治療活動の間、平行化されたファンビーム２６が、図１７（ｄ）のように異なる隣接腫瘍スライス１６６、１６７の各部分を画定するとき、コンピュータ６１は、特定のガントリ角φについての使用サイクル近似値を与える２つの隣接スライス１６６、１６７に対する各薄片４１の使用サイクルとテーブル位置との間で内挿をしなければならない。この場合も、ファンビームの光線が実質的に平行であるという仮定を行い、次の式を用いる簡単な加重平均計算が、使用サイクル近似値を生じるように用いられ得る：ここで、ｚ_iは、第１の隣接スライスであり、ｚ_i+1は、第２の隣接スライスであり、θ_jは、放射線給源３２のガントリ角であり、φ_kは、中央光線からの補整装置薄片角であり、Ψ（ｚ_i、θ_j、φ_k）は、共通に照射された第１の腫瘍スライスの所望のフルエンスであり（図１７（ａ）スライス１６６）、Ψ（ｚ_i＋１、 θ_j、 φ_k）は、共通に照射された第２の腫瘍スライスのフルエンスであり（図１７（ａ）スライス１６７）、ρは、第２のガントリ角であり、これは、ファンビーム２６が先ず２つの隣接スライスの各部分を画定するとき０°であり、ガントリ角 θ_jが次の１８０°を回転するとき０°−１８０°の範囲である。このようにして、ファンビーム２６のフルエンスプロフィールおよび腫瘍スライス１６６、１６７の間の別個のビーム光線４７の減衰の両方が、腫瘍１６４の長さに沿って均一にされ得て照射ギャップと照射ホットスポットを排除する。ＶＩＩＩ．像形成確認機構上記したように、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３は、コンピュータ６１と像再形成装置６９により使用される像を生じるように働き各ガントリ角θと各並進テーブル１１位置のためのフルエンスプロフィールをつくる。さらに、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３は、放射線給源３２と協同して働き得て腫瘍に関連する放射線ウインド２４の位置を確認する。この位置点検は、患者位置変化について訂正を行うかまたは装置を休止させることにより照射線量誤りを制限するように用いられ得る。治療立案活動の間、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３は、マスストーレッジシステム７３内に生のＸ線減衰データを発生させて記憶する。テーブル１１は、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３が腫瘍の周りで回転する時静止しているので、システム６３により生じたＸ線データは螺旋走査の間に集められたデータとは異なるであろう。しかしながら、周期的に、螺旋走査Ｘ線ビーム２９と検出器アレー３０とは、治療立案で用いられたものと同じであるべきデータをつくるであろう。たとえば、図１７（ａ）および１７（ｃ）を参照すると、１８０°回転点で、照射ウインド１７２は、腫瘍１６４の第１のスライス１６６の中央に位置決めされる。同様に、図１７（ｅ）を参照して説明すると、、照射ウインド１７２も、３６０°の回転点で、分離したスライスの中央に位置決めされる。螺旋活動のこれらの角度で、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６３によりつくられた生データは、治療立案活動の断層Ｘ線写真撮影像形成部分の間に特定のスライスについてつくられた同じ角度からのＸ線データと一致すべきである。立案活動と治療活動とからのデータが同じであるこれらの角度は、ここでは、一致角度と呼ばれる。図１９を参照して説明すると、、立案活動の間につくられ、マスストーレッジユニット７３に記憶された生のデータは、予期される一致角度に相当するデータ１８０を選択する生データセレクタ１７８にダウンロード（ｄｏｗｎｌｏａｄ）される。治療活動の間、像形成給源２８および検出器アレー３０は、位置点検をするのに必要な治療データ１７９だけをつくるように協力し得、このデータは、予期される一致角度でつくられる（図１７（ｃ）および１７（ｅ）で、像形成ビーム２９が分離した腫瘍スライスを画定する１８０°および３６０°の角における）。コンパレータモジュール１８２は、すると、選択されたデータ１８０を治療データ１７９と相互に関連させ得て、次の式に従って差の値１８３を生じる。ここで、ｎは、検出器アレーの検出器要素の数であり、ψ（ρ、φ_k）は、立案活動の間に角度φ_kで検出されるフラックス（ｆｌｕｘ）であり、ψ（ｔ、φ_k ）は、治療活動の間に角度φ_kで検出されるフラックスである。リミッタモジュール１８４は、差の値１８３を受け入れられる限度と比較する。差の値１８３が受け入れられる限度内にないと、リミッタモジュールが警告信号を発する。しかしながら、差の値１８３が受け入れられる限度範囲よりも大きくないかあるいはそれ未満なら、リミッタモジュール１８４は、アラーム１８５を始動させて放射線給源を閉鎖するかまたは療法士に可能な患者の運動を警告する。ＩＸ．コリメータジョーを制御するソフトウエアー単一ガントリ回転についてのフルエンスプロフィールのすべては、腫瘍の『スライス』についてのシノグラムとして一緒に記憶される。図２０を参照して説明すると、その軸線をガントリ１４の回転の軸線と一致させている簡略化したシリンダ状腫瘍１１０は、大径部分１１１と比較的小径な部分１１２とを有している。腫瘍の大径部分１１１と小径部分１１２の両方は、個々の同様な大きさとしたスライス１１３、１１４、１１５、１１６および１１７に分割されている。図２１（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、腫瘍１１０の各シノグラムは、ビーム幅強度データを垂直軸線に沿う補整装置４０のそれぞれの減衰薄片、水平軸線に沿うガントリ角度θおよびページへと後方に延長する薄片数に与える三次元表面を形成する。図２０の簡単な均質のシリンダ状腫瘍について、シノグラムは、２値の矩形平坦域を形成しよう。しかしながら、通常、シノグラムは、恣意的に複雑な二次元表面であろう。図２２を参照して説明すると、治療活動に先立ち、比較モジュール１１９は、ビーム平面３８に平行な平面にある別個の腫瘍スライスに対応するすべてのシノグラムを受け入れる。治療シノグラム１０２のフルエンスブロフィールが、測定されマスデータストーレッジシステム７３に記憶されたのち、比較モジュール１１９が、相関関係プロセスにより隣接腫瘍スライスについてシノグラムを比較する。腫瘍の隣接スライスに相当する２つのシノグラムが、高度に相関的に関係づけられると、そのことは、両方のスライスに対するフルエンスプロフィールが、各ガントリ角度θについて同様であることを意味する。このように、補整装置薄片４１の使用サイクルは、各ガントリ角度θでの両方のスライスについて同様であり、したがって、同様な隣接腫瘍スライスは、一緒に照射され得て腫瘍を照射するのに必要なガントリ回転の数を最小限とする。たとえば、図２０、２１および２２を参照して説明すると、第１の腫瘍スライス１１３がファンビーム２６により照射されるように放射線コリメータビーム２６へと腫瘍１１０が並進させられると、比較モジュール１１９は、第１のスライス１１３の相当するマスストーレッジシステム７３に記憶されたシノグラム（図２１（ａ））を確認し、それを比較標準として用いる。比較モジュール１１９は、また、第１の腫瘍スライス１１３に隣接し次に厚いファンビーム２６により照射されることになる腫瘍スライス１１４を確認して、その対応するシノグラムの位置を確認する（図２１（ｂ））。次に、比較モジュール１１９が、これらの第１と第２のシノグラムを相互に関連させて次式に従い差の値１２０をつくる：ここで、ψ（ｚ₁、θ_j、φ_k）は、補整装置薄片φ_kについてのガントリ角度θ_j での第１のスライス（１１３）のフルエンスであり、ψ（ｚ₂、θ_j、φ_k）は、補整装置薄片φ_kについての角度θ_iでの第２の腫瘍スライス（１１４）のフルエンスである。ｎは、補整装置４０により使用される薄片４１の数であり、３６０ °は、１回のガントリ回転である。差の値１２０は、２つのスライスに相当するシノグラムの間の類似性の尺度である。制御信号発生器１２１は、差の値１２０を予め定めた限度と比較する。差の信号１２０が限度よりも低いと、制御信号発生器１２１は、特定の腫瘍スライスが後の治療活動の間１つの照射区画の一部として治療され得ることを示す信号１２２を介してマスストーレッジシステム７３にフラッグを出す。図２１（ａ）および２１（ｂ）を参照して説明すると、２つのスライス１１３、１１４についてのシノグラムが同様である。したがって、比較モジュール１１９が式１７を使用して図２１（ａ）と２１（ｂ）のシノグラムの相関関係をつけた後、小さな差の値１２０が結果として生じる。よって、腫瘍の第１の２つのスライス１１３、１１４が、治療活動で１つの治療区画として扱われ得て、制御信号発生器１２１がそのように信号１２２を与える。隣接スライス１１３、１１４の２つのシノグラムの間の差の値１２０が、小さいと、比較モジュール１１９が、ファンビーム厚さ２６により照射される第３のスライス１１５を確認し、その関連するシノグラムの位置を示す。第１のシノグラム（図２１（ａ））を第３のシノグラム（図示せず）と比較することにより、新しい差の値１２０がつくられる。新しい差の値１２０が、また、限度よりも小さいと、制御信号発生器１２１が、もう１つの制御信号１２２を、治療活動の間単一の照射区画として第１の腫瘍スライス１１３、第２の腫瘍スライス１１４および第３の腫瘍スライス１１５が扱われるべきことを示すマスストーレッジシステム７３に与える。図２０の腫瘍について、第３のスライス１１５は、第１の２つのスライスと非常に似ていて、したがって、同様なシノグラムと最小の差の値１２０を有することになる。よって、第３のスライス１１５は、第１のスライス１１３および第２のスライス１１４と共に１つの照射区画の一部として一緒に扱われることになる。差の値１２０が限度よりも大きいことが分かるまで、相関関係プロセスが、比較標準シノグラムに相関して関連づけられる腫瘍１１０のそれぞれの隣接するスライスに相当するシノグラムを続ける。差の値１２０が、限度よりも大きいと、制御信号発生器１２１が、マスストーレッジシステムに終端フラッグを出す制御信号１２２を発生する。そのような終端フラッグは、最後の腫瘍スライスが新たな照射区域の始まりであることを示す。たとえば、図２０の腫瘍１１０を参照すると、腫瘍１１０の第１の大きい直径のスライス１１６についてのシノグラム（図２１（ｃ））を比較標準（図２１（ａ））についてのシノグラムと比較すると、高い差の値１２０が結果として生じ、制御信号発生器１２１は、大きい直径のスライス１１６がそれを処理する腫瘍スライスと共に１つの照射区画の一部として扱われ得ないことを示す終端フラッグを記憶する。受け入れられないほど大きい差の値１２０が見つかり、終端フラッグが記憶されると、比較モジュール１１９が、高い差の値１２０を発生した最後の腫瘍スライス１１６に対応するシノグラムを比較標準として再び選択して比較プロセスを再び開始する。図２０では、新しい比較標準が、腫瘍１１０の第１の大きな直径のスライス１１６に対応するシノグラムであろう。比較モジュール１１９は、新しい初めの比較標準（図２１（ｃ））を新らしい初めの比較標準の次に来る照射すべき腫瘍の次のスライス１１７と相関させる新たな１組の相関計算を開始しする。これらの比較は、腫瘍のそれぞれのスライスが、腫瘍のある特定の照射区域に関連づけられるまで継続する。照射区画は、単一スライスであり得る。マスストーレッジユニット７３と連絡する区画地図発生器１２３は、それぞれの照射区画を表す１つのシノグラムと共に記憶されるそれぞれの照射区画の大きさを示す値に照射区画データを圧縮する。Ｘ．コリメータジョーの操作図２３（ａ）−（ｆ）を参照して説明すると、図２３（ａ）に示す治療活動の初めで、ジョーの対向面２４９が、腫瘍が最初に入るコリメータビーム３の縁に位置する単一の閉じたジョー平面１２６に当接するようにジョー３１ａ、３１ｂが閉ざされている。図２３（ｂ）を参照して説明すると、治療活動の間、腫瘍１２８が、後方ジョー３１ｂにより画定される平行化したビーム３の前方縁８を先ず通って進み、次に、前方ジョー３１ａにより画定される平行化したビーム３の前方縁９を通って進む。腫瘍１２８の第１のスライス１２９の前方縁１２５が閉じたジョー平面１２６に並進させられると、ガントリ１４（図２３（ａ）−（ｆ）には示してない）が、回転を開始して放射線給源を回転軸線１１８を中心として運動させる。放射線給源３２とジョー３１ａ、３１ｂが半回転（図２３（ｂ）および２３（ｅ））運動すると、後方ジョー３１ｂが前方ジョー３１ａから離れるように運動し、前方ジョー３１ａは、平行化したビーム３の前方縁９が第１のスライス１２９の前方縁１２５の位置を追跡するように患者５９とカウチに関して静止している。第１の半回転の間、後方ジョー３１に関して運動する第１の腫瘍スライス１２９は、平行化したビーム３の後方縁８を完全に通る。図２３（ｅ）に見られるように、第１の１８０°のガントリ回転の後、ジョーギャップ２２１を通る平行化したビーム３は、腫瘍１２８の全部の第１のスライス１２９を画定する。この時点から、ジョー３１ａ、３１ｂは一定のジョーギャップ２２１を生じる固定された距離となっている。１８０°の回転の後、スライス１２９を横断して受け取られた累積放射線の量は一定でなくて、むしろ勾配であることが認識されるべきである。スライス１２９の前方縁１２５は、第２の１８０°の回転の完了させた後、後方縁よりもより放射線を受け取っていて、前方ジョー３１ａを静止させたままとして、後方ジョー３１ｂおよび放射線給源３２に関し、この勾配は排除される。第２の１８０° の回転中に出される放射線の勾配は、第１の半螺旋回転によりつくられる勾配の逆であり、２つの勾配は、第１の３６０°の螺旋回転により一緒になる。図２３（ｃ）に見られるように、ガントリの周りの放射線給源３２の第２の１８０°の回転中、ジョー３１ａ、３１ｂは、腫瘍１２８がファインビーム厚さ３を通って並進させられるとき、一定の距離を有している。腫瘍１２８の並進速度およびガントリ１４の回転速度は、第２の１８０°の回転の後、ジョーギャップ２２１を通る平行化したビーム３が全部の第２のスライス１３０を画定するように設定される。この時点で、全部の第１のスライス１２９は、均一に照射されている。並進と回転は、この割合で継続し、ジョーギャップ２２１は、腫瘍を完全に照射するのに必要とされるだけのガントリ回転を通じて１つのスライスにとどまる。第２の実施態様では、本発明のコリメータ制御装置とシノグラムのデータは、治療活動を通じてコリメータジョー３１ａ、３１ｂの間のギャップ寸法２２１を変化させるために用いられる。患者５９および腫瘍１３１の位置の適当な位置決めと、コンピュータ６１への放射線区画地図のローディングの後、治療活動が開始する。図２４（ａ）を参照して説明すると、第１の照射区画１４２の第１のスライス１３７は、ジョー３１ａ、３１ｂにより画定される閉じたジョー平面１４５に入る。腫瘍１３０の第１の３つのスライス１３７、１３８および１３９は、照射区画地図により示されるように単一の照射区画１４２として扱われることになる。３つのスライスが単一の区画１４２として扱われることになるので、カウチ１１の相対的並進速度は３倍に増されるであろう。よって、図２４（ｂ）に見られるように、放射線給源３２の第１の１８０°の回転の間、前方のジョー３１ａは、増加されたカウチ速度で第１の照射区画１４２の前方縁１４０と共に運動し、一方、後方縁３１ｂは、放射線給源に関して静止したままでいる。第１の１８０°の螺旋回転が完了する時までに、全部の第１の照射区画１４２（すなわち、スライス１３７、１３８および１３９）が、後方ジョー３１ｂにより画定される平行化したビーム３の後方縁８を通る。この時点で、ジョーギャップ２２１を通る平行化したビーム３が、全部の第１の照射区画１４２を画定する。第２の１８０°の螺旋回転の間、カウチ１１の並進が増加された速度のままであり、前方ジョー３１ａが給源３２に関して静止したままであり、一方、後方のジョー３１ｂが、増加されたカウチ速度で前方ジョー３１ａに向け移動される。図２５（ｃ）および２５（ｆ）を参照して説明すると、後方ジョー３１ｂは、第１の照射区画１４２の後方縁１４１まで平行化したビーム３の後方縁を追跡する。第２の１８０°の螺旋回転の終わりで、ジョー３１ａ、３１ｂが閉じられ、第１の照射区画の後方縁１４１が閉じたジョー平面１４５に当接する。第３の１８０°の螺旋回転の間、カウチ速度と最大寸法のジョーギャップ２２１を調節して第２の照射区画１３６の寸法を反映するようにして、上記のプロセスが、第２の照射区画１３６（すなわち、図２４（ａ）−（ｆ）に見られる比較的に大きい直径を有する区画）について再び開始する。以上の説明は、本発明の好ましい実施態様の説明である。多くの変更が、本発明の精神と範囲から逸脱することなくなされ得ることが当業者に思い浮かぶであろう。たとえば、計算された断層Ｘ線写真撮影システムを放射線治療機器と共に組み込む必要はなく、別個のそのような機器を用いることができる。他のより複雑な演算法を開発して、全治療活動の間ジョー３１ａ、３１ｂを離したまま（すなわち、照射区画の間を完全には閉じない）としておくことができることも理解されよう。別法として、大きな照射区画の終わりでジョー３１ａ、３１ｂを閉じるが、照射区画がある予め定められた最小寸法である区域の隣接シノグラムの間で直線的に内挿する単一の腫瘍スライス厚さで開いたままである演算法が開発され得る。認識されるべきもう１つの可能な変形は、完全な螺旋回転が用いられ得て、平行化したビーム３が照射区画を十分に照射する位置にジョー３１ａ、３１ｂを開くということである。実際、多くの利用で、照射区画の各部分が最高の３６０° から照射されるように、完全な螺旋回転が望ましい。また、放射線治療を立案する方法は、特定の放射線給源に限定されるものではなく、別個に減衰された放射線スライスに分解され得る放射線給源と共に用いられ得る。もう１つの変形では、治療立案断層Ｘ線写真撮影データは、螺旋形態でつくられ得て、データと照射活動の間に集められた像形成データとの間により完全な対を達成する。そのようなデータは、治療活動の間の腫瘍および患者の一定の位置点検を行うのに用いられ得る。加えて、Ｘ線給源２８および放射線給源３２は、単一平面にあるような配置とされ得る。本発明の範囲内に入るであろう各種の実施態様を一般に知らせるため、次に請求の範囲を示す：

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者マツキー，トーマスロツクウエルアメリカ合衆国 53711 ウイスコンシンマデイソンラベンスウツドロード 2310 (72)発明者ホルメス，テイモシーアメリカ合衆国 53717 ウイスコンシンマデイソンオークグレンコート 18

Claims

【特許請求の範囲】１．高エネルギー放射線で患者を治療する放射治療装置であって：ガントリ平面内で回転するガントリ；ガントリの回転内で位置決めされている並進の軸線に沿って配置されていて、患者を支持するため、および並進の軸線に沿って患者を移動させるためのテーブル；ガントリ平面に実質的に平行であるファンビーム平面内の放射線ビームを生じるようにガントリに配置された放射線給源であり、前記ビームが、１つの中央光線の周りでビーム平面内で広がる複数の光線を含み、前記中央光線がガントリ平面に沿ってさまざまなガントリ角度から患者に向けられている放射線給源；および放射線給源と患者との間に配置されていて、ガントリ角度の関数として各光線の強度を独立的に制御する減衰手段を具備してなる放射治療装置。２．放射線が患者を通った後、放射線給源からの散乱放射線を止めるためガントリの周りに配置された環状の静止放射線シールドをも含む請求項１記載の放射治療装置。３．放射線給源に対向するガントリの周りで回転するビームストッパーをも含み、前記ビームストッパーが、放射線が患者を通った後、放射線給源からの放射線を画定し、閉ざす請求項１記載の放射治療装置。４．治療容量を有する患者を治療する放射治療装置であって：ガントリ平面内で回転するガントリ；回転軸線を中心としてガントリと共に回転するようにガントリに配置された放射線給源であり、前記放射線給源が、ガントリ平面に沿って複数の第１のガントリ角度から回転軸線にむけて放射線ビームを方向づける放射線給源；ガントリ平面に沿ってのみ複数の第２のガントリ角度から回転軸線に向け方向づけられたＸ線ビームを生じるようにガントリに配置されたＸ線給源であり、放射線ビームとＸ線ビームとが交差しないように放射線給源とＸ線給源とが別個の平行平面に配置されているＸ線給源；およびガントリ上に配置されていて、Ｘ線給源と直径方向で対向するようになっていてＸ線給源からのＸ線ビームを受け入れるＸ線検出器を具備してなる装置。５．放射線ビームをガントリ平面で複数の角度から、治療容量を有する患者にむけて方向づける放射線給源を有する放射治療装置であって、前記ビームが、１つの中央光線の周りで広がる複数の隣接光線を含み、前記ビームが、閉ざされてない時に、患者の放射線ウインドを画定してなり；並進の軸線に沿って配置されていて、患者を支持するため、および並進の軸線に沿って患者を移動させるためのテーブル；および並進の軸線に沿うテーブルの運動中、回転の軸線を中心として放射線給源を運動させるモチベーション手段；を具備してなり、これにより、中央光線が患者を通って螺旋通路を掃引する放射装置。６．患者が、回転の軸線を中心として放射線給源の各２π回転に対して、並進軸線に沿って放射線ウインドの幅の一部分だけ並進させられる請求項５記載の放射装置。７．放射線給源と患者との間に配置されていて、ビームの各光線の強度を独立的に制御するための減衰手段を含む請求項５記載の放射装置。８．ビーム平面に沿って放射線のビームを方向づけ、中央光線の周りでビーム平面内で広がる複数の光線を含むための放射線給源を有する放射治療装置であって、前記放射線のビームが、治療容量を有する患者に向けられていて、前記ビームが、閉ざされていない時、患者の放射線ウインドを照射してなり；放射線給源と患者との間に配置されていてビームの光線の強度を独立的に制御する減衰手段；ビーム内に配置されていてビーム平面に実質的に平行であり一緒におよび別個に運動する第１と第２の放射線不透過性のジョーであり、前記ジョーは、一緒になる時、ビームを閉ざし、別個になる時、平行化したビームを画定し、第１のジョーは、第１の平行化したビーム縁を画定し、第２のジョーは、第２の平行化したビーム縁を画定する第１と第２のジョー；ビーム平面に関して並進軸線に沿って治療容量を運動させる並進手段であり、治療容量とビーム平面との間の相対的運動が、治療容量に先ず第１の平行化したビーム縁を通過させ、次に、第２の平行化したビーム縁を通過させる並進手段；第１と第２のジョーの対向縁を一緒におよび別個にビーム内で独立的に運動させ、その間を通る平行化したビームの厚さを治療容量に関する放射線ウインドの相対的位置の関数として制御するジョーモチベーション手段を具備してなる装置。９．ジョーモチベーション手段が：治療容量に関する放射線ウインドの位置を測定する位置表示手段；前記位置表示手段からの位置情報を受け取り、前記ジョーを制御する制御手段を含んでなり、それにより、ａ）ジョーは、放射線ウインドが治療容量に重ならない時ファンビームを閉ざし、ｂ）第１のジョーは第２のジョーから離れるように運動し、第１のジョーは、治療容量が、第１のビーム縁を先ず横断するときで、予め定めた最大限を越えるジョーの間の分離に先立って、治療容量に関し所定の位置に固定され、そしてｃ）第２のジョーは、第１と第２のジョーの対向面が一緒にされるまで第１のジョーに向け運動し、第２のジョーは、処理容量が最終的に、第２のビーム縁を横断するとき、治療容量に関して所定の位置に固定される請求項８記載の装置。１０．前記位置表示手段が、患者内の治療容量の既知の位置および並進手段上の患者の既知の位置を、放射線給源に関連する並進手段の既知の変位に関連させることにより放射線ウインドに関連する治療容量の位置を計算する請求項９記載の装置。１１．治療容量が放射線ウインドに先ず重なるのに先立ち、閉じたジョーが隣接ファンビーム光線に平行である閉じたジョーにより画定される平面が、治療容量により先ず横断される放射線ウインドの縁にあり；そして治療容量が最後に放射線ウインドに重なるのに引き続き、閉じたジョーにより画定される平面が治療容量により最後に横断される放射線ウインドの縁にあるように前記ジョーモチベーション手段が第１と第２のジョーを制御する請求項８記載の装置。１２．放射線給源が、回転軸線の周りの中央光線の回転のためのガントリに取りつけられていて複数の角度から治療容量に放射線ビームを方向づける請求項８記載の装置。１３．治療容量を有する患者に向けビーム平面に沿って放射線ビームを方向づける放射線給源を有する放射治療装置であって、前記治療装置は、放射線給源と患者との間に配置されたコリメータを含んでビーム平面に垂直なビーム幅を制御するようにしてなり、前記装置は、治療容量が複数の隣接スライスを含む並進軸線に沿ってビーム平面に関し患者を支持しかつ移動する手段を含み、それぞれのスライスがシノグラムと関連していて、スライスを関連づけられたものに向け方向づけられる所望のフルエンスプロフィールを示してなり：隣接スライスのシノグラムを比較して差の値を発生させる比較手段；比較手段から差の値を受け取り、差の値が予め定めた限界内にあるかどうかを相関関係信号により示す制御信号手段；制御信号手段から相関関係信号を受け取り、相関関係信号が差の値が予め定められた限界内にあるということを示すとき、コリメータを制御してビーム幅を治療容量の同時的に照射された隣接スライスに調節するコリメータ制御手段を具備してなる装置。１４．コリメータが、第１のコリメータジョーと第２のコリメータジョーとを含みビーム幅を制御する請求項１３記載の装置。１５．各シノグラムが、関連するスライスに対し複数のガントリ角度についてのプロフィールを含んでなり、比較手段が、対応するガントリ角度で隣接シノグラムのプロフィールを比較し、比較の値を組み合わせて差の値をつくる請求項１４記載の装置。１６．放射治療装置で用いられる方法であって、前記治療装置が、全体的にファンビーム平面にあってかつ治療容量を持った患者に向けられた放射線のファンビームを生じる放射線給源を有し、前記ビームが、複数の隣接ビーム光線からなり、前記治療容量が、ファンビーム平面を通って並進させられるべき複数の隣接スライスに分割されていて、前記装置が、ビーム平面に平行な対向縁を有するファンビーム内に配置された第１と第２の放射線不透過性のジョーを有し、前記ジョーは、一緒にされた時、閉じたジョー平面を画定し、そして、離れた時、平行化したビームを形成し、前記第１のジョーは、第１の平行化したビーム縁を画定し、前記第２のジョーは、第２の平行化したビーム縁を画定し、前記治療装置は、ビーム平面を通って患者を支持し並進させるカウチを含んでなり：スライスを分析して、実質的に同様な隣接スライスを含みそして前記同様な隣接スライスの厚さの合計に等しい厚さを有する少なくとも１つの照射区画を画定し；治療容量を閉じたジョー平面を通って並進し；そしてファンビーム内でジョーを一緒におよび別個に運動させてその間を通る平行化したビームの厚さを変化させて照射区画の厚さに一致させる各工程を含んでなる方法。