JPH08511453A - 放射療法のための動的ビーム平滑化装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 放射療法装置は、それぞれのリーフが開いた状態と、閉じた状態になる時間の比率を制御することによって、照射線ビームを、それぞれが実効的かつ独立して減衰範囲にわたり減衰される線束に分割する複数のリーフを有するコンペンセータを含む。コンペンセータは前記放射ビームの不均一な線源フルエンスプロファイルを補償するために使用する。第２の実施態様において、放射療法装置は放射を発生するターゲット上の線に沿って電子流を振動させることでターゲットから振動面内に放射される放射の場が時間に対して均一となるようにする振動手段を含む。本発明はビーム平滑化フィルタの必要性を排除するので、放射ビームのエネルギーをいっそう有効に使用する。

Description

【発明の詳細な説明】 放射療法のための動的ビーム平滑化装置 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（ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｔｈｅ ｒａｐｙ）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Bremssra diation）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 ぺ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（ｍｏｔｉｖａｔｉｏｎ ｍｅｃｈａｎｉｓｍ）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２ ４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３ ２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間の比率、 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２ ８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４ ６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１ ００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（後述する）で求めコンピュータ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６ ２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 １．線量からＴｅｒｍａへの変換 ａ．Ｔｅｒｍａ 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 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。 は次のように記述できる： 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 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 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 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 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。 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 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 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。 異なるガントリ一角における多数の線束２８に対しては、所定の って： 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 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Ｂ（ 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。 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 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 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。 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 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 ）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δ（ 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 はそれぞれのボクセルｒの密度、ＳＳＤ（φ，θ）はコンペンセー 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。 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 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 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： 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。 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９ 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３ ０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１ １４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算回 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。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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 (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．複数の治療角度で患者に向けられた放射ビームを発生させるための照射線源 を有し、前記ビームは１つの中心光線に対して間隔を置いて隣接する複数の線束 を含み、それぞれの線束はエネルギーフルエンスを有し、前記エネルギーフルエ ンスは相互に不均一な線源フルエンスプロファイルを形成して成る放射療法装置 において、 前記患者のための所望のフルエンスプロファイルと前記不均一な線源フルエン スプロファイルとを受け取り、どのように前記不均一な線源プロファイルを変更 して前記所望のフルエンスプロファイルを生成すべきかを表わす作業サイクルを 作成するための線量計算器、 前記線量計算器から前記作業サイクルを受け取って、それぞれの所望のフルエ ンスプロファイルに対応する減衰プロファイルを発生させるための制御装置、及 び 前記減衰プロファイルを受け取り、前記放射ビームの線束を減衰させて、前記 放射ビームの前記不均一な線源フルエンスプロファイルを補正し、前記所望のフ ルエンスプロファイルを作成するためのコンペンセータ を具備してなる減衰装置。 ２．前記コンペンセータが、 複数の放射減衰リーフ、 支持構造対であって、 前記放射ビーム内部のラックを中心としそれぞれのリーフが前記ビームの１ つの線束を遮蔽するような閉じた状態と 前記放射ビームの外側にそれぞれのリーフを移動して前記線束の障害されな い通路を作る開いた状態 の間で前記リーフを案内するための支持構造体、 前記開いた状態と前記閉じた状態の間でそれぞれのリーフを独立的に移動させ るためのモチベーション手段、及び それぞれのリーフが閉じた状態になる時間間隔と、それぞれのリーフが開いた 状態になる時間間隔の間の比率を制御して、前記ビームのそれぞれの線束の平均 エネルギーフルエンスを制御するため前記モチベーション手段と連通するタイミ ング手段 とを含む請求項１記載の装置。 ３．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において、 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。 ４．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 ３記載の装置。 ５．前記ターゲットがタングステンである請求項３記載の治療装置。 ６．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３記載の治療 装置。