(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定のガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じさせる放射線給源を有する放射治療装置であって、前記ビームが複数の隣接光線を含み、制御装置が：
放射線給源と患者との間に配置されていてビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する減衰手段；
第１のガントリ角で第１の所望の光線フルエンスに従って減衰手段を制御する補整装置制御装置；
複数のモニタセグメントを有し患者と減衰手段との間に配置されたプレ患者モニタであり、隣接モニタセグメントがビームの隣接光線により画定されていて、各セグメントがセグメントを画定する光線の測定されたフルエンスに比例するフルエンス信号を発生するプレ患者モニタ：
光線の所望のフルエンスを測定されたフルエンスと比較して差の値を発生させる比較手段；および
差の値が予め定めた誤差の範囲外にあるときに誤り信号を発生するリミット手段
を具備してなる
ことを特徴とする放射治療装置。
【請求項２】
リミット手段が、また：
測定されたフルエンスが所望のフルエンスに関して高すぎるが予め定めた誤差の範囲内であることを示す高い信号；および
測定されたフルエンスが所望のフルエンスに関して低すぎるが予め定めた誤差の範囲内であることを示す低い信号
を発生する請求項１記載の放射治療装置。
【請求項３】
補整装置制御装置がリミット手段から信号を受け取り、減衰手段と連絡して：
高い信号の受け取りに応答して第２のガントリ角で第２の所望のフルエンスを減少させ；そして
低い信号に応答して第２のガントリ角で第２の所望のフルエンスを増加させる
請求項２記載の放射治療装置。
【請求項４】
減衰手段が：
複数の放射線減衰薄片；
放射線給源と患者との間に全体的に位置決めされていて、各薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内の閉じた状態と、光線の遮断されていない通路を許容する放射線ビームをはずれた開いた状態との間で薄片を案内するための支持構造体；および
開いた状態と閉じた状態との間でそれぞれの薄片を独立的に運動させて、各光線の所望のフルエンスを生じる開−閉比をもたらすための、制御手段と連絡したモチベーション手段
を含む請求項１記載の放射治療装置。
【請求項５】
支持構造体が：
薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内で中心に位置した閉じた状態と；
薄片を１つの光線の第１の側の放射線ビームの外側にずらした第１の開いた状態と；
薄片を１つの光線の第２の側の放射線ビームの外側にずらした第２の開いた状態と；
の間で薄片を案内し；そして
ここで、モチベーション手段が各薄片を第１の開いた状態と閉じた状態の間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる
請求項４記載の放射治療装置。
【請求項６】
第１の開いた状態と第２の開いた状態にある薄片が予め定めた加速距離だけビームから離隔されている請求項５記載の放射治療装置。
【請求項７】
加速距離が、薄片の運動の通路に沿って測定したビームの厚みの1/4に等しい請求項６記載の放射治療装置。
【請求項８】
薄片の運動の通路に沿って測定した薄片の幅が、ビームの厚みの1 1/2倍の長さである請求項７記載の放射治療装置。
【請求項９】
複数の放射線を減衰する薄片が、第１の複数の放射線を減衰する薄片と第２の複数の放射線を減衰する薄片とを含み、支持構造体は、各薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす閉じた状態と放射線ビームをはずれた開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体、および第１の複数の薄片が閉じた状態にあるときに第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を各薄片が閉ざす閉じた状態と放射線ビームの外側の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体を含み、かつ閉じた状態の第１の複数の薄片が閉じた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源に近く位置している請求項４記載の放射治療装置。
【請求項１０】
ガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じる放射線給源を有する放射治療装置であって、前記ビームが複数の隣接光線を含み、制御装置が：
複数の放射線を減衰する薄片；
放射線給源と患者との間に全体的に位置決めされていて、各薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内の閉じた状態と、光線の遮断されてない通行を許容する放射線ビームをはずれた少なくとも１つの開いた状態との間で薄片を案内するための支持構造体；
各薄片に力を独立的に働かせて開いた状態と閉じた状態との間で各薄片を動かすモチベーション手段；
各薄片が閉じた状態にある期間の各薄片が開いた状態にある期間に対する所望の比を制御してビームの各光線の平均フルエンスを制御するモチベーション手段と連絡している補整装置制御装置；
いつ各薄片が複数の開いた状態のうちの１つにあるか、また、いつ各薄片が閉じた状態にあるかを測定し、そして各薄片が閉じた状態の期間に対する薄片が開いた状態にある期間の実際の比を生じる位置センサ；および
実際の比を所望の比と比較して誤り信号を発生する誤り検出器を具備してなる
ことを特徴とする放射治療装置。
【請求項１１】
支持構造体が：
薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内で中心に位置した閉じた状態と；
薄片を１つの光線の第１の側の放射線ビームの外側にずらした第１の開いた状態と；
薄片を１つの光線の第２の側の放射線ビームの外側にずらした第２の開いた状態と；
の間で薄片を案内し；そして
モチベーション手段が各薄片を第１の開いた状態と閉じた状態の間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる請求項10記載の放射治療装置。
【請求項１２】
第１の開いた状態と第２の開いた状態にある薄片が予め定めた加速距離だけビームから離隔されている請求項11記載の放射治療装置。
【請求項１３】
加速距離が、薄片の運動の通路に沿って測定したビームの厚みの1/4に等しい請求項12記載の放射治療装置。
【請求項１４】
薄片の運動の通路に沿って測定した薄片の幅が、ビームの厚みの1 1/2倍の長さである請求項13記載の放射治療装置。
【請求項１５】
複数の放射線を減衰する薄片が、第１の複数の放射線を減衰する薄片と第２の複数の放射線を減衰する薄片とを含み、支持構造体は、各薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす閉じた状態と放射線ビームをはずれた開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体、および第１の複数の薄片が閉じた状態にあるときに第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を各薄片が閉ざす閉じた状態と放射線ビームの外側の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体を含み、かつ閉じた状態の第１の複数の薄片が閉じた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源に近く位置している請求項14記載の放射治療装置。
【請求項１６】
各薄片をモチベーション手段からの力のない閉じた状態に保つ複数の偏倚手段をも含んでいる請求項10記載の放射治療装置。
【請求項１７】
ガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じる放射線給源を有する放射治療装置であって、前記ビームが複数の隣接する光線を含んでなり、前記装置が放射線給源と患者との間に配置されていて、ビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する減衰手段を有し、確認システムが：
減衰手段と患者との間に全体的に配置されていて患者に入る前のビームの各光線のプレ患者フルエンスを測定するためのプレ患者モニタ；および
患者に関してプレ患者モニタに対向していてファンビーム内に全体的に配置され、患者を出るビームの各光線のポスト患者フルエンスを測定するためのポスト患者モニタ
を具備してなる
ことを特徴とする放射治療装置。
【請求項１８】
プレ患者フルエンスをポスト患者フルエンスと比較して各光線についての吸収値を生じる吸収計算機をさらに含み、前記吸収値が与えられたガントリ角でファンビームについての吸収プロフィールを一緒に与える請求項17記載の放射治療装置。
【請求項１９】
患者の断層Ｘ線写真撮影吸収像をつくりだす複数のガントリ角からの吸収プロフィールを受け取る再形成手段
をさらに含む請求項18記載の放射治療装置。
【発明の詳細な説明】
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、患者内部の不規則な形状の区画内の放射線量を調節する機構および患者の不規則な形状の区画に向けられた放射強度並びに患者の不規則な形状の区画内の吸収された放射量を確認する機構に関する。
技術の説明
放射治療用の医療機器は、高い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。
内部給源放射線治療は、放射性物質のカプセルを腫瘍細胞の近傍に位置するように患者内部に入れる。線量とプレイスメントは、アイソトープの物理な位置決めにより正確に制御される。しかしながら、内部給源放射線治療は、患者の不快感および感染の危険を含む外科的な侵入手順の不都合を持っている。
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、患者の腫瘍部位に向けた平行化した（collimated）ビームを発生する。外部給源放射線治療は、内部給源放射線治療の問題のうちのいくつかを避けるが、腫瘍組織に沿う放射線ビームの通路でかなりの容量の非腫瘍細胞すなわち健康な細胞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『ガントリー』角度で患者に外部放射線ビームを発射することにより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。
健康な組織の照射は、また、放射線ビーム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。
腫瘍の輪郭へのビームを平行化する部分として、放射線給源と放射線給源の回転中心との間の半径線に関し、放射線ビームのオフセット（offset）は、調節されて、治療された領域が回転中心以外とされることを可能とする。ガントリー角度の関数として放射線ビームの幅とオフセットとを同時に変化させることは、放射線ビームに平行な平面にある不規則な断面を有する腫瘍組織が正確に標的とされることを可能とする。放射線ビームのオフセットと幅は、多重薄片周囲コリメータ（multiple−leaf circumferential collimator）の使用により制御され得る。
さまざまなガントリー角度での放射線ビームのオフセットと寸法の調節は、線量の制御のかなりの寛容度を可能とする。それにもかかわらず、これらの技術を使用しても、かなりの量の不要な線量が健康な組織に与えられ、特に、治療容量が、放射線ビームに平行な平面で凹形であるかまたはかなり不規則である場合にこのことが言える。
健康な組織の照射をより減少させた放射線治療装置が、1992年５月19日出願のStuart  Swerdloffらの同時係属中の米国特許出願第07/865,521号に示されている。上記出願に記載された構成は、患者について単一ガントリー平面で回転するように強制されていて、放射線ビームの個々の光線の強度が、放射線ビームに出入りする１組の不透明な薄片（leaf）により調整される放射線給源を使用している。
薄片は、閉じられた状態で放射線ビームに滑り込み、開いた状態で放射線ビームを滑り出て、ビームの与えられた光線の妨害されない進行を可能とする。適当な立案した技術を用いることにより、腫瘍の各スライスにより吸収された線量は、ガントリー平面内の凹断面を有する一様な腫瘍を照射するように制御され得る。放射線の輪郭だけでなくそれぞれの個々の光線の強度をも制御するこの能力は、照射容量の顕著に正確な制御を可能とする。
全腫瘍容量は、ガントリー平面に関して患者を動かし、それぞれの腫瘍スライスを別個に照射することにより治療され得る。補整装置（compensator）とガントリー構成（configuration）とが共に、単純化した二次元プロトコールを用いて恣意的形状の腫瘍に放射線量を一致させる能力を実質的に増加させる。
照射プロトコールを単純化する以外に、単一平面構成は、多くのほかの利益を与える。これらの利益には、CTシステムと放射線給源の両方を支持する単一リングガントリーを用いる能力、放射線給源と患者（またはテーブル）との間の減少した干渉の利点および単純化した遮蔽要件の利点を含む。さらに、単純化した構成は、療法士が、螺旋走査法を用いることを可能とさせ、照射熱スポットまたは照射ギャップを避けるように腫瘍の長さに沿う円滑な照射を可能とする。
単一平面での操作に治療装置を拘束する利点にもかかわらず、単一平面装置はさまざまな問題を呈する。
第１に、線量確認（dose  verification）の必要がある。腫瘍組織が十分な放射線を受けることを確実にする必要と健康な組織への放射線ビームの破壊的可能性は、治療確認を放射線治療の必要部分とさせる。従来の治療装置では、フィルムは、治療活動の間照射されて照射された領域の位置を確認し、照射線量の記録を与えるようにされ得る。上記に説明のガントリー構成により使用される放射線給源が、ガントリーの回りを常に掃引して移動ビームをつくりだすので、従来のフィルム移動法を用いるフィルム確認システムは、働くことができない。確認問題は、走査が、螺旋状に行われるとより深遠である。
加えて、単一平面システムは、腫瘍を適切に治療するため、ビームの個々の光線の強度を変え得る補整装置を使用せねばならない。そのような補整装置の信頼性は、極めて高くなくてはならない−−うまくいかない補整装置部品に起因し検知されず健康な組織を照射する補整装置を通る単一の不適切に減衰したビーム光線でも健康な組織にひどい損傷をもたらす。
実際問題として、正確な機械加工技術にもかかわらず、減衰してない光線が通ることを許容する上記の補整装置の薄片の間の小さなギャップが、摩擦接触を防ぐために必要とされる。薄片ギャップの大きさを最小にするのに必要な厳しい許容度は費用がかかり、そのような高い許容度の部品は、うまくいかない傾向がある。
上記の補整装置にまつわるもう１つの問題は、薄片が、即時に動かされ得ないので光線が運動する薄片により均一に減衰されないことである。薄片は、初めに、ビーム内のその関連する光線の全深さを閉ざす（occlude）。薄片が、ビームからはずれ始めると、光線の一部が、閉ざされ、もうひとつの部分が、妨害されないままとなる。最終的に、全光線が、妨害されない。薄片が、ビームに戻るように運動すると、同じ一様でないビームの減衰が再び遭遇される。
減衰のこの漸次的移行（gradation）は、薄片をファンビーム深さに対してより迅速に出入りするように駆動するより強力なアクチュエータを補整装置に持たせることにより最小限化され得る。しかしながら、より大きなアクチュエータは、利用と維持により費用がかかる。別法として、より迅速に運動され得るように重さの軽いより薄い薄片が使用され得る。しかしながら、このことは、さらにアクチュエータを要求し、さらに薄片ギャップをつくりだし、さらにより複雑な制御システムにより適合されねばならない。
発明の要約
本発明は、非腫瘍組織を照射する未制御ビーム光線の可能性を最少とする放射線強度補整装置と共に用いられ得る確認システムを提供する。１つの実施態様では、確認システムは、患者の内部の吸収された放射線についての断層Ｘ線写真撮影のデータを集め、それから断層Ｘ線写真撮影の吸収像をつくり得る。これらの像は、放射線量確認とその後の治療期間を立案することとに使用され得る。
特に、放射線補整装置は、ガントリー角度で患者に向けた放射線ビームを生じる放射線給源を有し、ビームは、複数の隣接光線を含む。放射線給源と患者との間に配置した減衰器は、所望の光線フルエンスを示す信号に従ってビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する。
ビームの隣接光線により画定（subtend）される多数の隣接モニターセグメントを有する減衰手段と患者との間に配置されたプリ患者モニターが、セグメントを確定しているフルエンスに比例するそれぞれのモニターセグメントに対する測定された信号を発生する。コンパレーターが、所望の信号を測定された信号と比較して差の値を発生させる。差の値が、予め定めた誤差範囲外であると、リミッタが、誤り信号を出す。
よって、本発明の第１の目的は、ビームのそれぞれの光線の強度が補整装置によりいかに正確に制御させているかを確認することである。測定された信号と所望の信号との間の大きな食い違いは、不調を示す。
測定された信号が所望の信号と比較して高すぎるが予め定めた誤差範囲内であることを示す高い信号も発生され得、また、測定された信号が所望の信号と比較して低いが予め定めた誤差範囲内であることを示す低い信号も発生され得る。これらの信号を受ける補整装置制御装置は、減衰手段を調節して高い信号の受信に応答して第２のガントリー角度で第２の光線フルエンスを減少させそして低い信号に応答して第２のガントリー角度に二次的な光線フルエンスを増加させる得る。
本発明のもう１つの目的は、より後の角度で光線フルエンスを調節することにより光線フルエンスのずれを補償し得るシステムを提供することである。所望の信号と測定された信号との間の差の効果は、２つの信号からの放射線が組み合わさると減少され得る。
１つの実施態様では、減衰手段は、放射線給源と患者との間にほほ位置決めした支持構造体の中の複数の放射線減衰薄片である。支持構造体は、放射線ビーム内の閉じた状態（各薄片はビームの１つの光線を閉ざす）と放射線ビームの外の開いた状態との間に薄片を案内して光線の妨害されない進行を可能とする。
モチベータは、開いた状態と閉じた状態との間で各薄片を独立的に運動させてそれぞれの光線のフルエンスを発生させる開−閉所望比を達成する。モチベーターは、電気子の運動と共に薄片を運動させる個々の薄片ヘリンク装置により接続された第１の組のアクチュエータであってよい。
位置センサーは、いつそれぞれの薄片が、開いた状態にあるか、またいつそれぞれの薄片が閉じた状態にあるかを測定し、そして薄片が開いた状態にある時間の期間の、薄片が閉じた状態にある時間の期間に対する実際の比を発生する。誤り検出器は、実際の比を所望の比と比較することにより誤り信号を発生する。
本発明のもう１つの目的は、極めて高い信頼性を有する機械的な補整装置システムを提供することである。誤り検出器により発生された誤り信号が不調を示すのに使用され得る。
もう１つの実施態様では、支持構造体は、放射線ビーム内の中心の閉じた状態（ビームの１つの光線を薄片が閉ざす）と、薄片が１つの光線の第１の側の放射線ビームからはずれた第１の開いた状態と、薄片が１つの光線の第２の側の放射線ビームからはずれた第２と開いた状態との間で薄片を案内し得る。この実施態様では、モチベーション手段は、各薄片を、第１の開いた状態と閉じた状態との間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる。
したがって、本発明のもう１つの目的は、ファンビームの厚みを横断して均一な減衰を与える高いエネルギーファンビームの個々の光線を減衰する補整装置を提供することである。それぞれの方向での薄片の加速度と速度が同一であると仮定して、１つの方向での薄片の運動により起こされる一様でない放射線が、第２の方向の薄片の運動により起こされる放射線により相殺される。
さらにもう１つの実施態様では、上記の減衰手段の複数の減衰薄片は、第１の複数の放射線減衰薄片と第２の複数の放射線減衰薄片とを含み、支持構造体が、閉じた状態（それぞれの薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす）と、放射線ビームの外の開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体と、閉じた状態（それぞれの薄片は、後者が閉じられた状態にないとき第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を閉ざす）と、閉じられた状態の第１の複数の薄片が閉じられた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源により近く位置決めされている放射線ビームの外の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体とを含む。
本発明のさらにもう１つの目的は、高い許容度の機械加工を必要とせずまたは隣接薄片の間の干渉の可能性の危険を伴わずに補整装置の薄片間の放射線漏れの可能性を排除する補整装置を提供することである。２つのレベルの使用は、薄片の間の間隙を増加し、それらの干渉を排除し、２つのレベルの薄片の間のわずかな重なりが意図されない放射線の通過を排除する。
ポスト患者モニターが、患者に関してプリ患者モニターに対向してかつファンビーム内に配置され得て、患者からはずれるビームのそれぞれの光線のポスト患者フルエンスを測定する。吸収計算機が、プレ患者フルエンスをポスト患者フルエンスと比較してそれぞれの光線についての吸収値をつくり、吸収値が一緒になって与えられたガントリー角度でファンビームに吸収プロファイルを与える。
本発明のもう１つの目的は、腫瘍部位に分布した放射線量の記録を与えることである。この線量記録は、腫瘍の容量全体の放射線量を確認するために放射線療法士により使用され得る。加えて、線量記録は、治療期間の中断が、期間の終了を必要とするであろう可能性を減ずる。中断された治療期間が再開され得る。さらに、線量記録は、適当な後続する治療活動の立案に使用され得る。
本発明の上記の目的及びほかの目的は以下の説明から明らかとなろう。以下の説明では、添付の図面を参照するものであり、図面は説明の一部をなすものであり、本発明のいくつかの好ましい実施態様を示すものである。そのような実施態様は、本発明の全部の範囲を必ずしも示すものではなく、よって、本発明の範囲を示す請求の範囲を参照しなくてはならない。
【図面の簡単な説明】
図１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電磁アクチュエータとを示している。
図２は、線２−２に沿う図１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、動かされ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３は、図２の１つの薄片と１組の案内レールの切断斜視図であり、薄片を支持するカラーを示している。
図４は、図１の１つの薄片と装着ラックの一部の平面図であり、トリガー穴、トリガーおよび発光ダイオードと光検出器の対を薄片を完全に閉じた位置として示している。
図５は、慣用のCTスキャナーと本発明の補整装置とを組み入れ、本発明により前記補整装置を制御するのに適したコンピューターを含む放射線治療装置の各要素を示すブロックダイアグラムである。
図６（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６（ａ）は、所望の線量分布を示し、図６（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７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（scatter  kernel）とを示している。
図８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９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10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11は、図10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12（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13（ａ）−（ｃ）は、放射線給源がガントリーを中心として０゜から90゜さらに180゜回転した時の隣接腫瘍スライスと照射窓との間の関係を示す概略図である。
図14は、補整装置及び患者と関連するモニターチャンバの一般的配向を示す概略図である。
図15は、光線フルエンスを調節するため薄片比を変えるフルエンス調整法を示すブロックダイアグラムである。
図16は、本発明で用いられるアセンブリの第２の実施態様の斜視図であり、補整装置薄片の２つのレベルと、その関連した空気圧シリンダーと、その関連したソレノイドアセンブリとを示す。
図17は、線17−17に沿う図16の補整装置アセンブリの断面図であり、補整装置薄片の両方のレベル、それぞれの補整装置薄片の台形外観、関連したソレノイド停止アセンブリ及びそれらが運動する時補整装置の薄片を支持する案内レールを示している。
図18は、図６の第１のレベルからの１つの薄片と第２のレベルからの１つの薄片と１組の案内レールの切断斜視図である。
図19（ａ）−（ｃ）は、薄片が第１の開いた図19（ａ）状態、閉じた図19（ｂ）状態および第２の開いた図19（ｃ）の状態にあるときの、薄片、ビーム及びソレノイドアセンブリの間の関係を示す薄片の側面図である。
図20は、線20−20に沿って取った図17に示したソレノイド停止アセンブリの詳細な断面図である。
図21（ａ）−（ｇ）は、薄片が図21（ａ）の閉じた状態から、図21（ｃ）の第１の開いた状態に移動され、図21（ｅ）の閉じた状態に戻され、第２の開いた状態に移動され、そして図21（ｇ）の閉じた状態に再び戻される時のビームを横断する変化するフルエンス勾配を示すグラフである。
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、本発明で使用するのに適当な放射線治療ユニット10は、焦点スポット18から発せられ患者17（図１には示してない）に向けられる全体的に円錐形の放射ビーム14'を生じる放射線給源12を含む。円錐形のビーム14'は、１組の矩形コリメータブレードからなる放射線不透明マスク16により平行化されファンビーム平面20を中心とした全体的に平面のファンビーム14を形成する。
I.補整装置
補整装置22は、放射線が患者17により受け取られるのに先立ち、ファンビーム14の中心でファンビーム平面20を中心として置かれ、焦点スポット18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30を含んでいる。薄片30は、スリーブ24内に保持されている。スリーブ24は、放射線半透過性の材料からつくられていて、その内部端23で、焦点スポット18に関して固定された装着板26に取りつけられている。装着板26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14のすぐ外に位置決めされてファンビーム14についての干渉を防止する。
好ましくは、補整装置22の薄片30は、全ファンビーム14を画定していてファンビーム14を分割してオフセット角１で１組の隣接スラブ様光線28にする。また、図２を参照して述べると、それぞれのスリーブ24は、その外端27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30を滑動により受け入れる。
それぞれの薄片30は、その対応するスリーブ24内で完全に滑動し得て、スリーブ24と関連する光線28を遮断する。薄片30が、その対応する光線28を遮断する時、それの『閉じた状態』にあると呼ぶ。スリーブ24は、十分な長さを有しそれぞれの薄片30がファンビーム14の通路から滑動するのを許容し、その対応する光線28が完全に妨害されずになっていてしかもスリーブ24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30は、スライダ部材34により薄片30に接続された主要対応リレー様電磁アクチュエータ32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する。アクチュエータ32は、ソレノイド電磁石内に受け入れられた内部電機子（図示せず）を有している。電機子は、その関連した電磁石の変化する電気的な励起により高速度で運動し得る。電気的な励起は、後に説明することになる補整装置制御装置（図１または２には示してない）により設けられる。アクチュエータ32は、強い力を薄片30に加え得て、薄片30を開いた状態と閉じた状態との間で迅速にかつ独立的に運動させる。
それぞれの薄片30は、また、薄片30の上縁のその主要アクチュエータ32の下に位置するバックアップアクチュエータ35を備えている。二次的なアクチュエータ35は、後で詳述するように主要アクチュエータ32が不具合となった時、使用される。
図２及び３を参照して述べると、薄片30は、薄片30の縁に沿って形成された切欠き38に嵌合する案内レール38によりスリーブ24内で支持されて案内される。切欠き38は、ガイドレール36が、スリーブ24内に薄片30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30の内端40は、装着板に取りつけられた硬質カラー42により捕捉されていて、硬質カラー42は、薄片30を、案内レール36により行われるよりもより正確に、装着板26と、したがって、ファンビーム14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36が、比較的に強固でない（insubstantial）のに対して、装着板26上でファンビーム14をはずれて位置するカラー42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42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30を支持する。薄片30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42によりしっかりと位置決めされる。
薄片30のスイッチングの信頼性が重要であるのは、１つの働かない薄片30が治療を妨げるからである。１年でのスイッチングサイクルＳ（開くことと閉じること）の数は、次の式により与えられる：
0003553943.tif 000002
ここで250は、北米の１年あたりの治療日数の典型であり、Ｐは、１日あたりの患者の数である。Ｓは、１年での百万のオーダーのサイクルになろう。
１年に単一の薄片30が不具合となる確率が、P1であるなら、システムの不具合となる薄片の確率Ｐは、以下により与えられる：
Ｐ＝１−（１−P1）ｎ
ここで、ｎは、薄片の数である。薄片30は軽いので、スライド部材34は応力をほとんど受けず、よって、不具合の低い確率Pslideを有する。
図３及び４を参照して説明すると、光不透明トリガ部材19は、それぞれの薄片30の内端40に一体的に取りつけられていて、トリガ部材19は、それぞれの薄片30の運動軸線に平行に横方向で外側に延長している。薄片30が閉じた状態にある時（図４参照）トリガ部材19は、装着板26のバック壁29のトリガ穴31を通る。
複数の発光ダイオード21と光検出器15の対は、バック壁29の外表面上に位置していて、各対の要素は、関連するトリガ穴31の両側で互いに対向している。薄片30が閉じた状態にあると、その関連したトリガ部材19は、トリガ穴31を貫通して延長し、光ダイオード21と光検出器15との間の光路33を遮断する。図３を参照して述べると、薄片30が閉じた状態にないと、トリガ部材19は、トリガ穴31を貫通して延長せず、よって、光が、発光ダイオード21から光検出器15に進む。光検出器15の不具合の確率は、Pverifyである。
軸線方向に圧縮可能なばね39は、各薄片30の外縁41と装着板26の前壁（図示せず）との間に設けられていて、薄片30をそのアクチュエータ32からの力のない閉じた位置に移動させる。光検出器15を用いるシステムである主要アクチュエータとバックアップアクチュエータ32、35（定期的に修理されている）は、次に示す確率式に従い薄片30の不具合に起因してダウンタイムを持つ：
0003553943.tif 000003
ここで、Pactuatorは、１年の間に不具合となるアクチュエータまたは制御電子工学の確率であり、Nmaintは、１年の保守サービスの回数（例えば、毎日であり得る）である。指数２は、保守期間の両方のアクチュエータの不具合を意味する。この式は、基本的には、薄片30の不具合は、システムが修理される前に、スライダ34が不具合だと、または確認システムが不具合だと、またはアクチュエータ32、35の両方が不具合だと、起こり得ることを述べている。
図５及び14を参照して述べると、プレ患者多重セグメントイオンチャンバ47が、補整装置22と患者17との間に位置決めされている。ファンビーム14のそれぞれの光線28は、それがイオンチャンバ47を通る時、別個のモニタセグメント49を画定する。ポスト患者多重セグメントイオンチャンバ53は、それが患者17を出る時ファンビーム14をさえぎるようにガントリ44上の放射線給源12に直接対向して位置決めされている。第１のイオンチャンバ47のモニタセグメント49のように、第２のイオンチャンバ53の別個のモニタセグメント54は、ファンビーム14の個々の光線28によりそれぞれ画定されている。イオンチャンバ47、53は、（本分野で通常理解されるように）またコンピュータ51により用いられるように、光線28のフルエンスを示す信号を出し、下記に説明するように放射線量を測定する。
II.放射線治療ハードウェアー
図５を参照して述べると、放射線給源12は、ガントリ44に装着されていて、後者は、患者17の回転中心45を中心としてファンビーム20内で回転してファンビーム14がさまざまなガントリ角度θから患者17のスライスを照射する。放射線給源12は、放射線ビーム14をコンピュータ51の制御下でオンオフする放射線制御モジュール48により制御される。
所望の位置信号を発生するタイマーにより指示される補整装置制御装置52は、それぞれの電磁石に電気的励起を与え、個別的に、アクチュエータ32を制御し、薄片30のそれぞれを、その対応するスリーブ24と光線28に出入りさせる（図１も参照）。補整装置制御装置52は、その開いた状態と閉じた状態との間で迅速に補整装置22の薄片30を運動させて、完全に減衰させるたまたはそれぞれの光線28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にそれぞれの光線のフルエンスの漸次的移行は、それぞれのガントリ角について、相対的な期間（この間、それぞれの薄片30が開いた位置にある相対的な期間に比較される閉じた位置にある）を調節することにより得られる。
閉じた状態と開いた状態との間の比率すなわち各薄片30についての『負荷サイクル（duty  cycle）』は、各ガントリ角での与えられた薄片30により通された全エネルギーに影響し、よって、それぞれの光線28の平均フルエンスを制御する。各ガントリ角での平均フルエンスを制御する能力は、下記に説明する治療立案法により患者17の照射された容量を介する放射線ビーム14により与えられる線量の正確な制御を可能とする。補整装置制御装置52はまたコンピュータ51と接続していて、説明されるように補整装置22のプログラム制御を可能とする。
Ｘ線給源46および対向した検出器アレー50を用いる断層Ｘ線写真撮影像形成システム（tomographic  imaging  system）11は、放射線給源12と同じガントリ44に有利に装着され得て、立案の目的で放射線治療に先立ち患者17の照射済スライスのスライス像または断層Ｘ線写真撮影像をつくる。別法として、そのような断層Ｘ線写真撮影像形成は、患者17上の起点にしたがって整合したスライスと別個の装置とで行われてもよい。
ガントリ制御モジュール９は、ガントリ44を回転させるのに必要な、よって、放射線治療についての、および算出された断層Ｘ線写真撮像Ｘ線給源46およびガントリ44に取りつけた検出器アレー50についてのファンビーム14の角度θと放射線給源12の位置を変化させるのに必要な信号を与える。ガントリ制御モジュール９は、コンピュータ51に接続していて、ガントリがコンピュータ制御の下に回転され得、その制御を補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51に与える。
断層Ｘ線写真撮影像形成システム11のための制御モジュールは、Ｘ線給源46をオンオフするＸ線制御モジュール56および断層Ｘ線写真撮影像をつくるため検出器アレー50からデータを受けるデータ収集システム58を含んでいる。
像再形成装置60は、本分野で周知の方法によりデータから断層Ｘ線写真撮影治療像を再形成するのを補助するため、データ収集システム58からデータを受け取る。像再形成装置60は、また、コンピュータ51と連絡していて、下記に説明するように本発明で用いる高速度計算を補助する。断層Ｘ線写真撮影治療像は、放射線療法治療のすぐ前の患者セットアップ（setup）の確認を可能とする。高速度アレープロセッサーなどを典型的には含んでなる像再形成装置60は、実際のフルエンス信号57およびバリアー信号59を用い得て、下記に詳述するように確認と将来の治療立案目的に用いられる断層Ｘ線写真撮影吸収像をつくる。
キーボード／ディスプレーユニット63を含んでなるターミナル62は、操作者がプログラムとデータをコンピュータ51に入力することを許容し、放射線治療と断層Ｘ線写真撮影像形成装置10及び11を制御することを許容し、像再形成装置60によりディスプレー63上に断層Ｘ線写真撮影像を表示することを許容する。
磁気ディスクユニットまたはテープドライブであるマスストーレッジシステム64は、後で用いるように多重セグメントイオンチャンバ47、53及び断層Ｘ線写真撮影像形成システム11により集められたデータの記憶を可能とする。放射線治療システム10を働かせるコンピュータプログラムは、通常は、マスストーレッジユニット64に記憶され、そしてシステム10の使用中迅速処理のためコンピュータ51の内部メモリーにロードされる。
放射線治療ユニット10の運転中、補整装置制御装置52は、コンピュータ51からそれぞれのガントリ角に対するフルエンスプロフィールを受ける。フルエンスプロフィールは、放射線ビーム14を通って並進される患者支持テーブル（図示せず）の与えられた位置でガントリ角θに必要とされる放射線ビーム14の各光線28のフルエンスまたは強度を説明する。放射線ガントリ角の範囲にわたるフルエンスプロフィールの収集は、『治療シノグラム（tretment  sinogram）』と呼ばれる。
III.治療立案ソフトウエアー
上記に説明した補整装置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51および再形成装置60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６（ａ）を参照して説明すると、コンピュータ22を制御する所望の治療シノグラムの生成は、所望の線量の地図66の定義で開始する。典型的な所望の線量地図66は、線量拘束（dose  constraint）内の比較的に高い放射線量を腫瘍組織68の区域に割り当て、第２の低い放射線量をその領域の外の健康な組織70の区域に第２の低い放射線量を割り当てる。健康な組織70は、より低い放射線量が割り当てられる放射線に敏感な器官などを含む区域72を含み得る。
所望の線量地図66は、各要素が１つのディジタル値を持つ要素のアレーとしてコンピュータ51のメモリー内に記憶されるか、または、ターミナル62のディスプレー63に患者17のスライスの断層Ｘ線写真撮影像を示すことと本分野でよく理解されるようにトラックボールまたは同様なインプット装置を用いて腫瘍区域68の周囲を追跡することにより最も容易に記録され得る。標準的な区域ファイリングコンピュータプログラムが、用いられ得て、各追跡された領域に割り当てられた線量値を、所望の線量地図65を表すメモリーのアレーの適当な要素に転送する。
このように線量地図66の各要素は、患者17のスライス内の複数の容量要素74（『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７を参照して説明すると、患者17のそれぞれのボエクセル74は、与えられた参照点76から定義される
0003553943.tif 000004
により確認され得る。各ボエクセル74の線量は、
0003553943.tif 000005
A.線量をtermaに変換
0003553943.tif 000006
0003553943.tif 000007
0003553943.tif 000008
0003553943.tif 000009
0003553943.tif 000010
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
0003553943.tif 000011
0003553943.tif 000012
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。
0003553943.tif 000013
0003553943.tif 000014
0003553943.tif 000015
この簡略化は、各光線28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。
0003553943.tif 000016
0003553943.tif 000017
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17のフォトンエネルギースペクトルは、外部放射線給源12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14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28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44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下記の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る段階では、推定が十分であり、
0003553943.tif 000018
）が空間的に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。
0003553943.tif 000019
0003553943.tif 000020
0003553943.tif 000021
B.ボエクセルエネルギーフルエンスへのtermaの変換
0003553943.tif 000022
0003553943.tif 000023
μ／ρの値は、概算され得、一定と考えられ、あるいは、実際のm/rが、断層Ｘ線写真撮影像形成システム60（図５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10のプロセスブロック84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
0003553943.tif 000024
0003553943.tif 000025
ここで、ψ０（φ，θ）は、補整装置22の出口で
0003553943.tif 000026
により説明されるような与えられた光線28についてのエネル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28のオフセット角とである。
0003553943.tif 000027
0003553943.tif 000028
より概算される。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85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17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（rayline）
0003553943.tif 000029
0003553943.tif 000030
0003553943.tif 000031
0003553943.tif 000032
式（13）の投射は、図10のプロジェクタ85により表される。
補整装置22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68と健康な組織70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70の照射を減少し、所望の線量地図66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84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：
ψ′（φ，θ）＝F-1｛Ｆ｛ψ（φ，θ）｜ω｜｝＋ （14）
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：
0003553943.tif 000033
ここで、
0003553943.tif 000034
は、投射操作に関するものであり、Ｉ（ｔ）は、迅速逆フィルターである。
0003553943.tif 000035
演算子は、高速フーリエ変換を用いるフー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10を参照してさらに説明すると、デコンボルバー80、フルエンス計算機84、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85を含むブロック78のフルエンスプロフィール計算は、所望の線量地図66から見積もられた治療シノグラム87'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78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11を参照して説明すると、フルエンスプロフィール計算機78は、所望の線量地図66を見積もられた治療シノグラム87'に変換するが、この見積もられた治療シノグラム87'は、補整装置22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87'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22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28を表す。
したがって、プロセスブロック88で、見積もられた治療シノグラム87'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87'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66からはずれる実際の線量地図90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11のプロセスブロック92により実際の線量地図90を確立する。
0003553943.tif 000036
線量地図を計算するための患者17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90は、所望の線量地図66と比較されてプロセスブロック94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90のそれぞれの
0003553943.tif 000037
次のａ）またはｂ）の内の大きい方を引く:a）所望の線量地図66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94の結果は、図12（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もまたフルエンスプロフィール計算機78（所望の線量地図66の代わりに）により働かされ得て、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87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87'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11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87は、予め定めた繰返回数、プロセスブロック88、92、94および78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12（ｂ）−（ｃ）に示されるように各繰返して減少する。
新たな見積もられたフルエンスプロフィール87は、次にプロセスブロック88により截断されて上記したように補整装置22を制御するのに用いるように最終シノグラム91を生じる。
もう一度図６（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）を参照して説明すると、図６（ａ）の所望の線量地図66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６（ｂ））、２回の繰り返し（図６（ｃ））および複数回の繰り返し（図６（ｄ））の後示される。図６（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。
E.スライスデータを螺旋データに変換
放射線ホットスポットおよび腫瘍に沿う放射線地図を排除するため、螺旋走査（これでは、放射線ファンビーム14が腫瘍部位を通る螺旋パターンを掃引するようにガントリ44が回転する時ガントリ44を通る『ｚ軸』に沿って連続的に並進テーブルが移動される）が、望ましい。螺旋スキャナーも照射時間を減少させる：その理由は、並進テーブルの始動と停止の運動が排除されるからである。それにもかかわらず、螺旋走査の間、患者の一定した並進のため、上記したように治療シノグラムが修正されねばならない。
図13（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、その軸線をガントリ44の回転軸線45と一致させた簡略化したシリンダ状腫瘍97は、別個のスライス107、108に分割されている。不透明なマスク16（図１に示してある）により平行化された照射ウインド109は、腫瘍97がガントリ44を通じて並進される時腫瘍97のさまざまな部分を画定していて、放射線給源12は、腫瘍97を中心として回転する。
螺旋走査では、照射ウインド109は、多重隣接スライス（すなわち、スライスを特定しない）を画定する。０∞ガントリ位置での図13（ａ）を参照して説明すると、照射ウインド109は、スライス107だけを照射し得る。腫瘍97が並進され、放射線給源12が回転されると、照射ウインド109は、スライス107と隣接スライス108の両方の一部を画定し始める。図13（ｂ）を参照して説明すると、90∞の回転の後、照射ウインド109は、スライス107の半分とスライス108の半分を画定し得る。図13（ｃ）を参照して説明すると、180∞の回転の後、照射ウインド109は、スライス108を画定するだけである。したがって、螺旋または非スライスの特定のデータが、螺旋照射の間補整装置薄片30を制御するようにスライスシノグラム91から発展されなくてはならない。
腫瘍のさまざまな部分が、さまざまな断面または密度分布を有し得るが、多くの薄い腫瘍スライスに対応するスライスデータが発生されると、隣接スライスの間の腫瘍の変化は小さくなろう。これらの状況下で、同じガントリ角θに沿って方向づけられた隣接腫瘍スライスについてのフルエンスプロファイルは実質的に同様であろう。したがって、同じガントリ角θを共有する隣接フルエンスプロフィールの間の内挿は、照射正確性をかなり犠牲にすることなくなさされ得る。
螺旋走査に容易に使用するため連続フルエンスプロフィール『リボン』93へ最終スライスシノグラム91を変換するのには、螺旋変換モジュール95（図11を参照）が、次の加重平均式を用いて適当な螺旋フルエンスプロフィール近似をつくることができる：
0003553943.tif 000038
ここで、z1は、２つの隣接スライスの１番目であり、z2は、二番目の隣接スライスであり、θｊは、ガントリ角であり、ψ（z1、z2、θｊ）は、ガントリ角θｊから腫瘍スライスz1およびz2の隣接部分を画定するように方向づけられたファンビーム14のフルエンスプロフィールであり、ψ（z1、θｊ）は、ガントリ角θｊからスライスz1に対応する最終スライスシノグラム91からのフルエンスプロフィールであり、ψ（z2、θｊ）は、ガントリ角θｊからのスライスz2に対応するスライスシノグラム91からのフルエンスプロファイルである。ファンビームが180゜の回転後隣接スライスz2のみを画定するまで、ファンビームが、スライスz1のみを画定して、ガントリが回転する時、変化すると、θｊ＝０゜である。したがって、θｊ＝０゜（図13（ａ））で、ψ（z1、θｊ）のみψ（z1、z2、θｊ）に影響し得る。θｊ＝90゜で、（図13（ｂ）を参照）ファンビーム14の半分がスライスz2に向けられるようにスライスの厚さの半分だけ並進テーブルが、腫瘍97を移動させると、ψ（z2、θｊ）の半分とψ（z1、θｊ）の半分が、ψ（z1、z2、θｊ）に影響し得る。
フルエンスプロフィールリボン93が、生成された後、それは、治療活動の間のほかの利用のためにマスストーレッジシステム64に記憶される。
IV.確認システムの働き
治療活動に先立ち、補整装置22を制御するフルエンスプロフィールリボン93が、補整装置制御装置52にロードされる。リボン93は、並進テーブルがガントリ44を通って運動する時一連のガントリ角θから腫瘍に向けられるべき複数のフルエンスプロフィールからなる。それぞれのフルエンスプロフィールが、ファンビーム14の各光線28においての所望の強度データからなる。フルエンスプロフィールリボン93データにより指示される補整装置制御装置52は、下記するようにさまざまな放射線強度をもたらす放射線ビーム14から薄片30を出入りするように駆動する。
図３、４および５を参照して説明すると、補整装置制御装置52が、開いた状態と閉じた状態との間で薄片30を駆動すると、各薄片30のトリガ部材19がその関連する光路33から出入りするように駆動される。トリガ部材19が光路33をさえぎると（すなわち、薄片30が閉じた状態にあると）、光検出器15は、薄片30が閉じた位置にあることを示す実際の位置信号を発生させる。トリガ部材19が光路33の外にあると（すなわち、薄片30が開いた状態にあると）、光検出器15は、薄片30が開いた状態にあることを示す実際の位置信号を発生させる。
ソフトウエアーで実現される誤り検出器（図示せず）は、コンピュータ51で走り、実際の位置信号を、補整装置制御装置52により発生された所望の位置信号と比較して薄片30の動きの誤りを確認する。薄片30が所望の位置信号により示される位置を想定できないと、補整装置制御装置52はアクチュエータ32が働かなかったと推定する。
アクチュエータ32が働かないと、主要アクチュエータ32を迂回させバックアップアクチュエータ35を指示することを開始するように補整装置制御装置52がその信号を指示する。このように、薄片の運動手段が治療プロトコールの遅れを必要としないであろうシステムに、あるレベルの冗長度が、加えられる。
両方のアクチュエータ32、35が働かない場合、ばね39が、薄片30を閉じた状態に偏倚し、薄片30がその関連した光線28を閉ざす。このようにして、制御されない光線28が患者に方向づけられる開いた状態で動かなくなる薄片30の可能性は減少される。
システムは、アラームを備えて、アクチュエータ32、35の一方または両方が働かない時を示すようにしてもよい。しかしながら、同じ薄片30と関連した両方のアクチュエータ32、35の不作動でも、薄片30がその閉じた位置に偏倚されると、治療活動は、継続し得る。閉じた薄片30は、関連したビーム光線28がまったくは閉ざされてないので放射線に過剰被爆する危険をもたらさない。薄片30の不具合により腫瘍により吸収された実際の放射線の不足は、後の治療活動に補償され得る。
図14を参照して説明すると、簡略化した補整装置22が示されていて、確認システム71では、補整装置22がファンビーム14を８つの隣接光線に分割する８つだけの減衰薄片30を有している。
治療確認システム59の一部として、補整装置22と患者17との間に配置された第１の多重セグメントイオンセグメント47は、８つのチャンバセグメント49を有していて、各セグメント49は、ファンビーム14の８つの光線28のうちの１つの直接内部にある。各セグメント49は、それにより遭遇した光線フルエンスを示すプレ患者フルエンス信号または測定された光線フルエンス信号55を生じる。
患者17の反対側の放射線給源12に向き合うファンビーム14内に配置された第２の多重セグメントイオンチャンバ53は、第２のグループの８つのチャンバセグメント54からなり、各セグメント54は、患者17を通る１つの光線28cをさえぎる。これらのセグメント54は、患者17の厚さを横断した光線28'のフルエンスを示すポスト患者フルエンス信号57を生じる。
測定された光線フルエンス55が、２つの明確な目的に対して確認システム71により用いられる。まず、図15を参照して説明すると、比較器モジュール101は、コリメータ22の各薄片30により発生される所望の光線フルエンスをコンピュータ51から受け取る。さらに、比較器モジュール101（図15を参照）は、第１のイオンチャンバ49により発生された測定された光線フルエンス55を受け取る。所望の光線フルエンスを測定された光線フルエンス55と比較することにより、比較器モジュール101は、各ガントリ角θで各薄片30に対して異なる値102を発生する。
リミットモジュール104は、異なる値102が穏当な限界外にあり患者17に対して危険であるかどうかを決定する。その場合、補整装置制御装置52は、治療活動の間主要アクチュエータ32とバックアップアクチュエータ35の両方を止める。アクチュエータ32、35を止めておいて、偏倚ばね39（図４を参照）は、薄片を閉じた位置に押しやり、光線28を閉ざし、起こり得る放射線の危険を排除する。
差の値102が最少であると、または、測定された光線フルエンス55が、所望の光線フルエンスよりも少ないと、差は、第２の光線28の光線強度と異なるガントリ角とを調節することにより補正され得る。
図７を参照して説明すると、上記したように、腫瘍のボエクセル74により吸収された全放射線がボエクセル74に向け多くの光線28に沿って向けられた放射線の合計であり、所望の光線フルエンスと測定された光線フルエンス55との間の不一致は、第１の光線に隣接する第２の光線28のフルエンスを調節することにより補正され得る。第２の光線28のフルエンスを減少させることは、ボエクセル74に伝えられる全放射線の量子を減少させる。同様に、第２の光線28のフルエンスを増加させることは、ボエクセル74に伝えられる全放射線の量子を増加させる。このようにして、所望の光線フルエンスと測定された光線フルエンスとの間の比較的に小さな不一致は、除去され得て、より正確な治療活動をもたらす。
第２に、測定された光線フルエンス信号55は、ポスト患者フルエンス信号57と関連して用いられて断層Ｘ線写真撮影吸収像を減ずる。患者17に入る各光線28のフルエンスと患者17をでる各光線28'のフルエンスを知ることにより、簡単な引き算の計算が、どのぐらいの放射線が光線28の通る患者17内の組織により吸収されるかを示す吸収値を生じる。並進テーブルが単一位置にある間ガントリ角に沿って方向づけられた光線28をすべて一緒にすることにより、テーブルオリエンテーションとその角θについての吸収プロフィールが構成され得る。
ファンビーム14が腫瘍部位を通る螺旋パターンを掃引する螺旋治療活動の間に集められるデータは、スライスについて特異的でない。螺旋としてではなくスライスとして断層Ｘ線写真撮影像を見ることが最も有利なので、螺旋データは、スライス特異性データに変換される。
コンピュータ51は、２回目に螺旋変換モジュール95を用いて螺旋データをスライスフルエンスデータに変換する。それぞれの腫瘍スライスは、２つの隣接腫瘍スライス（１つは前で１つは後）と吸収プロフィールを共有するので、次の加重平均式が用いられ得る：
0003553943.tif 000039
ここで、z1は、第１の主要スライスであり、z3は、第２の主要スライスであり、z2は、z1とz3との間の第３の主要スライスであり、ψ（z2、θｊ）は、ガントリ角θｊでの腫瘍スライスについての吸収プロフィールであり、ψ（z1、z2、θｊ）は、ガントリ角θｊでのスライスz1とz2の隣接部分の間に検出される吸収プロフィールであり、ψ（z2、z3、θｊ）は、θｊが０゜と360゜との間で変化するガントリ角θｊでのスライスz2とz3との間で検出される吸収プロフィールである。
各種ガントリ角θに相当するスライス吸収プロフィールが各腫瘍について計算された後、断層Ｘ線写真撮影再形成技術が用いられてディスプレイユニット63上に見られるように複数のスライスの特定の断層Ｘ線写真撮影吸収像を生じるように用いてもよい。
治療立案目的に対して本分野で用いられる標準的等線量曲線がコンピュータ51により用いられ得て各光線28の通る組織の深さに沿う放射線吸収のさまざまなレベルが確立され得る。
複数の吸収プロフィールを戻し投射し（ビーム14がスライスに向けられる各ガントリθについて１つのプロフィール）、各光線28内の放射線吸収のレベルを同時に受け入れる（account  for）ことにより、断層Ｘ線写真撮影吸収像が、断層Ｘ線写真撮影Ｘ線像形成で用いられるのと同様にして構成され得る。
放射線学者が、腫瘍のスライス内の放射線量吸収を測定する断層Ｘ線写真撮影吸収像を用いることができる。これらの像は、さらに正確な診察技術を開発するためおよび腫瘍の大きさおよび寿命への放射線の特別な影響を研究するためにも使用され得る。
図16を参照して説明すると、本発明により用いるのに適当な放射線治療ユニット110の第２の実施態様は、焦点118から出て患者（図示せず）に向けられた全体的に円錐の放射線ビーム114'を生じる放射線給源112を含む。円錐ビーム114'は、平行化されてファンビーム平面120を中心とした全体的に平面のファンビーム114を形成する。
第１の実施態様の場合のように、補整装置122は、患者により放射線が受けいられるのに先立って、ファンビーム114の中にありファンビーム平面120を中心としている。しかしながら、第２の実施態様の補整装置122は、ビーム114の両側でその厚み部分（thicikness）115の縁123を十分越えて延長して上方レベル125を有するラック124を含んでいる。
図17を参照して説明すると、ラック124の上方レベル125は、対応する数の等間隔の台形薄片128を滑動可能に受け入れる１組のスリーブ126を有している。各薄片128は、密な、放射線不透過性材料、例えば、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つくられている。
スリーブ126は、放射線半透過性材料からつくられていて、焦点118に関して固定された装着板136に一体的に取りつけられている。装着板136は、丈夫な放射線不透過性材料からつくられていて、ファンビーム114の外に位置していて、ファンビーム114を干渉するのを防ぐ。
上方のレベルの薄片128は、一緒になって焦点118の回りで一定の半径の弧を形成している。薄片128が閉じた位置にあると、１つの薄片128の幅よりもわずかに薄い薄片ギャップ130が、各２つの隣接薄片128の間に存在する。薄片128と薄片ギャップ130は、ファンビーム114をオフセット角で１組の隣接するスラブ様光線138に分割する。薄片128を照射する光線138は減衰され、薄片128の間に向けられたものは、減衰されずに上方レベル125を通る。
図16と17を参照して説明すると、ラック124は、また、ビーム114の厚み部分115の縁を通って延長する下方レベル132を含む。下方レベル132は、上方レベル125と患者との間に配置されている。上方レベル125のように、下方のレベル132は、対応する第２の数の等間隔の台形薄片134を受け入れる第２の組のスリーブ135を有する。スリーブ134は、スリーブ128と同じ材料からつくられている。
第２のラック132の各スリーブ135は、上方レベル125の薄片ギャップ130の下に配置され、ビーム114の中心に位置している。下方レベル132の各薄片134は、その上方の側面に並んだ薄片128に重なる寸法とされ焦点118から見た時それは放射線漏れを防ぐようになっている。しかしながら、上方レベル125の薄片128と下方レベル132の薄片との重なりは、わずかであるので、非常にわずかな光線138が両方の薄片により減衰される。両方のレベルの薄片128、134は実質的に同じ厚さであるか、あるいは、閉じた位置にある時のその関連した光線138を完全に閉ざすのに少なくとも十分な厚みである。
図16および19（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、両方のレベル125のスリーブ126は、ファンビーム114の通路から完全にはずれてファンビーム114のいずれかの側に薄片128が滑動可能でかつスリーブ126を案内可能な寸法となっている。スリーブ126は、『第１の開いた状態』（図19（ａ））（この場合、薄片128のビーム114の一方の側に位置していてビームの１つの光線138の遮断されない進行を許容する）と、『閉じた状態』（図19（ｂ））（この場合、薄片128はビームの１つの光線138を閉ざしてスリーブ126の中央に位置される）と、『第２の開いた状態』（図19（ｃ））（この場合、ビーム114の向かい合う側の薄片128が、ビームの光線138の遮断されない進行を許容する）との間で薄片128を案内する。
図18を参照して説明すると、薄片128、134は、薄片128、134の縁に沿って形成された切欠き142に嵌合した案内レール137によりスリーブ126、135内で案内される。切欠き142は、案内レール137が２つの開いた状態と１つの閉じた状態の間の運動中スリーブ126、135内で薄片128、134を滑動可能に保持するのを許容する。
図16を再度参照して説明すると、各薄片128および134は、柔軟なリンク140により薄片128および134に接続された対応するエアシリンダ139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せられ得る。エアシリンダ139は、供給ホース141を通じてシリンダ139に圧縮空気により連結されたシリンダ139の両端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141は、下記の補整装置制御装置（図16または17に示してない）により供給される。エアシリンダ139は強い力を薄片128、134に供給し得て、閉じた状態と２つの開いた状態の間でそれらを迅速にかつ独立的に運動させる。
図16および17に最もよく見られるように、２つのソレノイドストップ143がそれぞれの薄片128、134と関連づけられている。１対のソレノイドストップ143は、１つのストップ143をビーム厚み部分115のそれぞれの縁123の外にして、上方レベル125上の各スリーブ126の上に配置されている。同様なアセンブリ143は、１つをビーム厚み部分115のそれぞれの縁123の外にして、下方レベル132上の各スリーブ135の下に配置されている。ソレノイドストップ143は、下記に詳述するように、ファンビーム114内の薄片128、134の正確な位置決めを確実にするように用いられる。
図20を参照して説明すると、各ストップ143は、付勢されるとばね150の力に抗して同心的に位置した電機子145を吸引する電気ソレノイドコイル144を有している。柔軟なコネクタ147は、コイルが付勢されたとき電機子により引っ込められるようにストップ143から突出している停止シャフト148に電機子145を接続する。各ソレノイドストップ143は装着ブラケット146によりラック124のそのそれぞれのストップ143にしっかりと固着されている。電機子145上のフランジ149は、それ自体とコイル145の下側との間でばね150を保ち、コイル144が付勢を解かれるとストップ143から停止シャフト148がはずれるように偏倚する。
柔軟なコネクタ147は、長手方向に剛直であるが横方向に柔軟であり、説明されるようにその関連する薄片128、134による衝撃により停止シャフト148に加えられるトルクを吸収する。停止シャフト148は、コリメータ薄片128、134との繰り返される衝突の圧力の下で曲がらないような硬質だが弾力性の材料からつくられている。
図19（ｂ）に見られるように、ソレノイドコイル144が付勢されないと、ばね150は、ラック124のシャフト穴153を通りスリーブ126、薄片の運動の通路へと停止シャフト148を強制するコイル144からはずれるように電機子145を偏倚する。ソレノイドコイル144が付勢されると、電機子145がコイル144の中へそして薄片の通路の外へと引っ込む。
図19（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、放射線治療の間、ストップ143は、停止シャフト148をスリーブ中に突出させ、その関連した薄片128をその３つの定常状態位置（閉じた位置（19（ｂ））、第１の開いた位置（19（ａ））および第２の開いた位置（19（ｃ）））の１つに施錠させて、ほとんどの時間付勢されないでいる。
薄片が、第１の開いた位置（図19（ａ））から閉じた位置（図19（ｂ））に運動すると、補整装置制御モジュール158は、ストップシャフト148aをスリーブ126の上方で外側へと出るように運動させて薄片を閉じた位置に運動させる第１のソレノイドストップ143aをまず付勢する。高圧空気がエアシリンダ139に向けられ薄片128を閉じた位置に向け押しやる（図19（ｂ）を参照）。薄片128は、光線138の全厚み部分115を閉ざす閉じた位置に止められた第２の停止シャフト148bを打つ。停止シャフト148bは、薄片128が正確に位置決めされることを確実にする。次に第１のソレノイドストップ143aが、付勢が解かれ、圧縮負荷のかけられたばね150が広がりスリーブ126の中へと停止シャフト148aを押し下げて戻す。この時点で、両ソレノイドストップ143a、143bの停止シャフト148a、148bは、スリーブ126内にあり、薄片128の縁に当接している。両方のソレノイドストップ143a、143bを付勢を解いておいて、薄片128がかく乱力に抗して閉じた位置に確保される。
同様に、第２の開いた位置に薄片128を運動させるため、第２のストップ143bが付勢され、停止シャフト148bがスリーブ126から引き出される。薄片128が第２の開いた位置に押しやられる（図19（ｃ）参照）。第２のストップ143bが、付勢を解かれ、停止シャフト148bがスリーブ126の中へ押されて薄片128をビームの外へ施錠する。
次に説明するように、ビーム厚み部分115の一方の側から他方の側に開いた状態を交互させることにより、光線138（すなわちビーム114）の厚み部分115に沿う特徴的な勾配減衰が排除され得る。
図21（ａ）を参照して説明すると、薄片128が閉じた状態にあると、ファインビーム厚み部分115を全部閉ざすことにより、患者により受け入れられる放射線の初期的な累積強度はゼロである。薄片128が第１の開いた状態に移動している時（図21（ｂ）参照）、受け入れられた放射線の累積強度は暴露（exposure）されるべき第１の区域での開始を増加する。薄片128が図21（ｃ）の第１の開いた状態に達する時間までに、ビーム厚み部分115を横断する受け入れられた放射線121の勾配がある。
薄片128が図21（ｄ）のような閉じた状態に戻り始めると、勾配減衰121は、第１の開いたサイクルの後にあった２倍の急勾配となるまでより急勾配となる（図21（ｅ）参照）。
次のサイクルで、薄片128が図21（ｆ）のような第２の開いた状態に動かされると、前のサイクルのように正確な方向が、反対の勾配121を生じる。２つのサイクルの勾配が、合わさると、ビーム厚み部分115を横断して方向づけられる光線の生じる累積強度119が図21（ｇ）のように均一となる。
図19（ａ）−（ｃ）を再び参照して説明すると、薄片128がビーム厚み部分115を通って進む時に薄片128の速度が一定の時のみ、薄片128の交互する運動がビーム115の厚みを横断する均一な放射線暴露をもたらすことに注目されるべきである。一定の薄片速度なしで、ビーム厚み部分115を横断する放物線状暴露プロフィールが、交互する開いたサイクルの暴露が加えられた時にもたらされる。
実際上、薄片128がビーム幅を通って進行するときの薄片128のいくらかの加速を受け入れられる得るが、理想的には、ビーム114が完全に閉ざされるかまたはまったく減衰されないで薄片128の加速のほとんどが起こるであろう。薄片の加速は、ビーム厚み部分115の両側の第１の加速度ギャップ133aおよび第２の加速度ギャップ133bに備えるようにソレノイドストップ143をビーム厚み部分115の外に位置させ、薄片128をビーム厚み部分115よりも幅広い形状とさせることによりこれら２つの条件に限定され得る。
さらに図19（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、薄片128が第１の開いた状態（図19（ａ））から閉じた状態（図19（ｂ））に運動すると、薄片128の先導縁129が第１の加速度ギャップ133aを通りビーム厚み部分115に入る前に、それは、静止位置から一定の速度まで加速される。先導縁129が、ビーム厚み部分115を横断して運動すると、それが第２の停止シャフト148bを打つまでその速度は一定である。先導縁129が第２の加速度ギャップ133b内にきて、追尾縁131が第１の加速度ギャップ133a内にくる後に、薄片128が減速される。
閉じた位置（図19（ｂ））で、薄片128が全ビーム厚み部分115および両速度ギャップ133a、133bを閉ざす。閉じた状態（図19（ｂ））から開いた状態（図19（ｃ））に運動し、薄片128は、追尾縁131が第１の加速度ギャップ133aを出る前に、その閉じた静止位置から一定の速度まで加速される。薄片縁129、131が加速度ギャップ内にある期間まで加速と減速を制限することは、第２の開いた状態から閉じた状態までの運動時と、閉じた状態から第１の開いた状態までの運動時にも守られる。
最適加速度ギャップ寸法133が加速度ポテンシャルとは無関係であり、ビーム厚み部分115の1/4であることが分かった（追加参照）。したがって、閉じた状態の時に薄片128が両ビーム厚み部分115および両加速度ギャップ133を閉ざすのには、薄片128がビーム厚み部分115の1.5倍の長さに理想的にはつくられる（図19（ａ）−（ｃ）参照）。
ビーム厚み部分115よりも幅の広い薄片128の使用は、ストップ143が簡単な薄片減速機構を与えることを可能とする。薄片128がその第１の開いた状態（図19（ａ））から閉じた状態（図19（ｂ））に移動される時、停止シャフト148bによる衝撃で、薄片128が、一時的に、停止シャフト148bから跳ね返る。ピストン圧力は、衝撃薄片縁129がその関連した薄片ギャップ133b内にとどまる位置へ『薄片跳ね返り』を制限し続ける。このように、減速は、受け入れられる薄片128の位置に制限されよう。
好ましくは、この第２の補整装置実施態様110は、図５と関連して上記した放射線治療ハードウエアーを使用し、図10と11と関連して上記した治療立案ソフトウエアーを用いる。
以上の説明は、本発明の好ましい実施態様についての説明である。多くの変形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ぼう。例えば、像再形成装置60は、断層Ｘ線写真撮影放射線誤り像を形成するように断層Ｘ線写真撮影吸収像と比較するために断層Ｘ線写真撮影所望フルエンスをつくり得る。誤り像は、不十分な放射線を訂正するために螺旋照射プロセスを繰り返すように使用され得る。明らかに、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ずに、個々の減衰された放射線光線に分解され得る放射線給源と共に使用され得る。さらに、計算された断層Ｘ線写真撮影システムは、放射線治療機器と共に組み入れられる必要はないが、別個のそのような機器が使用され得る。ターマ値とフルエンス値との間の関係は、患者の一定の密度を仮定し得て照射された区域の正確な断層Ｘ線写真撮影走査の必要を排除する。
第２の実施態様のエアシリンダ139は、薄片128、134を減速させ、状態間の薄片の運動中の停止シャフト衝突での薄片摩滅（leaf  wear）と『薄片跳ね返り』の影響を制限するように構成され得る。図19（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、薄片128が第１の開いた状態（図19（ａ））から閉じた状態（図19（ｂ））に移動される時、先導縁129がビーム厚み部分114を通ると、関連したエアシリンダ139は、先導縁129が停止シャフト148bに当たる前に、薄片128を遅くさせる遮断パルスを発生させ得る。同様な減速パルスが各薄片運動の終わりで使用され得て薄片と停止シャフトの摩滅を制限する。本発明の範囲に入るであろうさまざまな実施態様を一般国民に通知するため、以下に請求の範囲を示す。
追加
加速と最適加速度ギャップ
治療立案は、与えられたガントリ角で定まった強度を持つ多数の不連続なビームを仮定している。事実、放射線治療は、一定のガントリ回転を伴う連続性を基礎として行われる。１組の不連続ビームに近似する照射を生じさせる薄片コリメータについて、薄片サイクル時間は、理論的不連続ビームの角の間でガントリが運動するのに必要な時間と比較される小ささでなくてはならない。そのガントリ運動についての時間tbeamは、次により与えられる：
0003553943.tif 000040
ここで、Ｔは、全治療ビームオン時間（beam−on  time）、ΔＺは、アイソセンタでのスライスの厚みであり、Ｌは、フィールド（多くのスライスの合計である）の長さであり、Ｂは、完全回転についての不連続なガントリ角の数（これは、CTデータ獲得（acquisition）での投射角の数に相当する）である。
伝達され得る最少ビーム強度（時間tbeamのすべてに対し閉じられた薄片を有する以外）は、フィールドを開き次にすぐそれを閉じるのに要する時間である最少スイッチング時間（switching  time）Δｔに依存する。最も早いスイッチングについては、閉じ時間は、開き時間と同じであるべきである。コリメータ運動の速度が一定であるなら、図21（ｃ）に示されるようなフィールドでより一様性があり得る。スイッチングの間の平均ビーム強度は、ビームが開いている時の強度の1/2である。一定速度は、フィールドが暴露される前にコリメータが所望の速度まで加速しなくてはならないことを意味する。
最少スイッチング時間は、３つの成分からなる：
1.速度まで加速するに要する時間。
2.コリメータがフィールドを完全に横断するに要する時間。
3.ゼロ速度に減速する時間。
一定加速の大きさについて、減速時間は加速時間に等しい。
最少強度は、次式により与えられる：
0003553943.tif 000041
0003553943.tif 000042
コリメータが開いている時のフルエンスであり、tcrossは、コリメータが開いているフィールドを横断するのに要する時間であり、taccelは、コリメータが一定速度まで加速する（または静止するまで減速する）のに要する時間である。一定横断速度ｖおよび加速度ａ、時間tcrossおよびtaccelは、簡単な運動学上の比により説明される。式２は次のようになる：
0003553943.tif 000043
ここで、Δｚは、コリメータジョーの物理的な距離である。これは、イソセンターに投射されたスライス厚みΔＺで表わすことができる。
0003553943.tif 000044
ここで、SCDは、給源−コリメータ距離であり、SADは、給源−軸線距離である。式３を速度に関して微分すると、最適速度υoptに関してとくことができる：
0003553943.tif 000045
最適速度に代入すると、最少強度Φminは、次により与えられる：
0003553943.tif 000046
0003553943.tif 000047
0003553943.tif 000048
最少フルエンスの最大フルエンスに対する比は、式６の式７に対する比である：
0003553943.tif 000049
最適スイッチング時間toptは、次により与えられる：
0003553943.tif 000050
υoptでの代入は、次を与える：
0003553943.tif 000051
最適スイッチング時間は、一定速度でフィールドを完全に開き、一定加速で静止するまで減速し、フィールドを閉じる働きを直ちに逆転させてこのシーケンスの間に出される最少量のフルエンスがある時間であることに気づかれたい。
コリメータがビームを横断する前に一定の加速が起こる最適距離が次により与えられる：
0003553943.tif 000052
したがって、図４（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、ファンビーム厚み部分115のいずれかの側の加速度ギャップ133（Z'opt）は、ファンビーム115の厚みの1/4であるべきである。最適距離Z'optは加速度と無関係であることに注目されたい。
【図１】
0003553943.tif 000053
【図４】
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【図２】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図３】
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【図６Ｃ】
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【図６Ｄ】
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【図５】
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【図１３Ａ】
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【図７】
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【図１２Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図２１Ｅ】
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【図８】
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【図１２Ｂ】
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【図１３Ｃ】
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【図１５】
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【図２１Ｇ】
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【図９】
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【図１２Ｃ】
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【図１０】
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【図１９Ａ】
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【図１１】
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【図１４】
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【図１８】
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【図１６】
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【図１９Ｂ】
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【図１７】
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【図１９Ｃ】
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【図２０】
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【図２１Ａ】
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【図２１Ｂ】
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【図２１Ｃ】
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【図２１Ｄ】
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【図２１Ｆ】
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