JP2003522576A

JP2003522576A - 平坦なパネル画像装置を有するコーンビームコンピュータ断層撮像装置

Info

Publication number: JP2003522576A
Application number: JP2001559337A
Authority: JP
Inventors: デイヴィッドエイジャフリー; ジョンダブリューウォン; ジェフリーエイチシーワードセン
Original assignee: Beaumont William Hospital
Current assignee: Beaumont William Hospital
Priority date: 2000-02-18
Filing date: 2001-02-16
Publication date: 2003-07-29
Also published as: US20110228906A1; JP2011072818A; CN1424925A; CA2400406A1; EP2311527B1; EP2311526A2; US20060050847A1; WO2001060236A2; JP2013223731A; CN100448499C; CA2400406C; AU2001237051A1; CN101422372A; JP5572103B2; CN101422372B; US20030007601A1; JP2013146637A; WO2001060236A3; EP2311527A2; EP1257325A2

Abstract

(57)【要約】経路の周囲を移動し、物体およびコーンビームコンピュータ断層撮像システムに向けて放射線ビームを当てる放射線源を備えている放射線治療システムを開示する。コーンビームコンピュータ断層撮像システムは、X線ビームを円錐状ビームの形式で画像化されるべき物体に向けて発射するX線ソースと、物体をビームが通過した後でX線を受けるアモルファスシリコンの平坦パネル画像器とから構成されており、画像器は物体の画像を提供する。コンピュータは放射線ソースとコーンビームコンピュータ断層撮像システムに接続されており、コンピュータは物体の画像を受信し、その画像に基づいて、放射線ソースに信号を発信し、放射線ソースの経路を制御する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】米国特許法119条のe項に基づき、出願人は、2000年２月18日に出願された米国
予備特許出願番号第60／183,590号の2000年２月18日付けの出願日の優先権を主
張するものであり、上記出願の全内容は出典を明示して本明細書の一部を構成し
ている。

【０００２】

【発明の背景】

（発明の属する技術分野）本発明は一般に、コーンビームコンピュータ断層撮像システムに関するもので
あり、特に、放射線治療で使用するためのアモルファスシリコン平坦パネル画像
器を採用した、コーンビームに基づいてコンピュータ処理される断層撮像システ
ムであって、患者の画像が治療台上の治療位置にある患者について得られるシス
テムに関連している。

【０００３】（関連技術の説明）放射線治療は、特定の幾何学的形状に画定された目標または目標量に対して規
定の腫瘍殺傷放射線量を配給することに関与している。通例、この治療は１治療
期間のうちに、または、それ以上の治療期間（期間的部分）のうちに患者に配給
される。治療スケジュールが20期分から40期分を含み、その場合に、１週間あた
り５期分が配給されることは珍しいことではない。放射線治療は多様なタイプの
癌および多様な段階の癌を管理するのに効果的であることが分かっているが、増
量線量により増大する腫瘍の制御を行う潜在性が存在する。残念ながら、増量線
量の配給は隣接して正常な構造体が存在することと、ビーム配給の精度とにより
制約される。或る部位では、罹病した目標は放射線に敏感な正常な構造体に直ぐ
隣接している。例えば、前立腺癌の治療では、前立腺と直腸は直ぐ隣接している
。この情況では、前立腺は目標量であり、最大配給線量は直腸の壁により制約さ
れる。

【０００４】放射線に敏感な正常な構造体が受ける線量を低減するために、放射線治療源に
対する目標量の位置は各治療期間ごとに厳密に分かっていて、正常組織の合併症
を最小限に抑えながら腫瘍殺傷線量を正確に配給しなければならない。従来は、
放射線治療の施療プランは、病巣およびその周囲の構造体の位置と配向とに基づ
いて、初期電算処理断層撮影画像または初期磁気共鳴画像として形成される。し
かし、病巣の位置および配向は、放射線治療の施療プランを作成するために使用
される治療形態の途中で変動することがある。例えば、各治療期間ごとに、患者
設定の系統的変動および／またはランダムな変動（期分間のセットアップ誤差と
称する）と、周囲の解剖学的構造に対する病巣の位置の変動（期分間の器官モー
ション誤差と称する）の各々が、放射線治療の施療プランの前提とされるものと
比較して、治療の時間における病巣の位置および配向を変化させることがある。
更に、病巣の位置と配向は、呼吸、蠕動といったような正常な生物学的プロセス
のせいで、１つの治療期間の間ににも変動することがある（結果的には期分内誤
差を生じる）。患者の前立腺の放射線治療の場合は、患者の体位が不確定である
ことと、患者体内の前立腺が日々移動するせいで、前立腺が規定線量を常時受け
ることを保証するようなマージン分だけ拡大された量を照射することが必要とな
る。このような不確定性が現在のレベル（〜10ｍｍ）から2ｍｍないし３ｍｍに
低減することができるのであれば、相当な線量の上昇もあり得る。

【０００５】大きなマージンを設けることで必ず、照射される正常組織の量が増大し、その
ため、正常な構造体に合併症を生じることなく病巣に配給される最大線量を制約
している。病巣に配給される線量を増大させた結果、より有効な治療が得られる
と信じる強い根拠がある。しかし、よくあることであるとはいえ、目標量に安全
に配給される最大線量は、マージンを利用することにより生じる周囲の正常な構
造体に対する付随する線量により制約される。よって、治療時の病巣の位置と配
向の知識を増やすことができるのであれば、マージンを減らすことができ、正常
な組織に合併症を生じるリスクを増大させずに、目標量への線量は上昇させるこ
とができる。

【０００６】期分間誤差と期分内誤差を原因とする病巣位置の系統的変動および／またはラ
ンダムな変動に付随する不確定性を減じるために、多数の技術が開発されている
。これらの中には、患者不動化技術（例えば、マスク、肉体鋳型、バイトフロッ
クなど）、オフライン再検査プロセス（例えば、週間ポートフィルム、人口に基
づく統計的アプローチ、または、個人レベルの統計的アプローチ）、および、オ
ンライン補正戦略（例えば、プレポート、ＭＶ放射線撮影またはMV−Ｘ線撮影監
視法、ｋV放射線撮影またはｋV−X線撮影監視法、ビデオ監視法など）がある。

【０００７】病床位置の系統的変動および／またはランダムな変動に付随する不確定性を低
減するのに最適な方法は、前立腺およびその周囲の構造体のような目標量を高度
な空間精度で検出することのできるオンライン撮像システムとオンラインガイダ
ンスシステムの両方を採用することを含むオンライン補正戦略を利用することに
よってのみ達成することができる。

【０００８】好適なガイダンスを提供するオンライン撮像システムは、この種の放射線治療
に適用することになった場合には、幾つかの要件を有する。このような要件とし
ては、軟組織を識別するのに十分なコントラスト感度と、軟組織の境界部の位置
を厳密に探知するための高い空間分解能および低い幾何学的形状の歪みと、放射
線治療装置という環境内における動作と、患者を直径40cmまで画像化することの
できる広い視野（FOV）と、迅速な画像取得（数分以内）と、患者に対して加わ
る画像化処置に由来する無視できる程度の害（例えば、治療線量よりも遥かに低
い線量）と、外部ビーム放射線治療の施療装置へ一体化させることとの両用性と
がある。

【０００９】公知のオンラインシステムの幾つかの具体例を以下に説明する。例えば、患者
にX線投射することを採用した戦略（例えば、フィルム、電子ポータル画像化装
置、ｋV放射線撮像／X線撮像術など）は、通例、骨の解剖学的構造の位置のみを
示し、軟組織の構造体の位置を示すことはない。このため、軟組織の目標量の位
置は、骨の標識点の位置から推測されなければならない。この明瞭な欠点は、病
巣上に放射線不透過性マーカーを移植することにより回避することができるが、
この技術は観血性であり、全ての治療部位に適用できるわけではない。一方、断
層撮像画像化療法（例えば、コンピュータ断層撮像法、磁気共鳴法、超音波法）
は、軟組織の目標量の位置に関しての情報を提供することができる。コンピュー
タ断層撮像スキャナを放射線治療環境に組み込むこと（例えば、コンピュータ断
層撮像スキャナガントリーと放射線治療ガントリーとの間をレールに沿って治療
台が並進させられる）や、治療装置を修正してコンピュータ断層撮影走査処理を
可能にするといったような方法により、治療時にコンピュータ断層撮像画像を取
得することは可能である。前者のアプローチはかなり高額につく解決法であって
、治療室内に専用のコンピュータ断層撮像スキャナを据付けることを必要とする
。後者のアプローチは、例えば、コンピュータ断層撮像スキャナガントリーを修
正して断層撮像用のシステムと同様に放射線治療の線配給用機構を含むようにす
ることにより、可能となる。最後に、目標量の軟組織視覚化は、場合によっては
、良好に規定されたジオメトリで放射線治療装置に装着される超音波撮像システ
ムによって達成される。このアプローチは全ての治療部位に適用でいるわけでは
ないが、かなりコスト効率が良く、オンライン治療ガイダンスの利点を例示する
ために用いた。

【００１０】図１Aから図１Cに例示されているように、典型的な放射線治療システム１００
は４MVから25MVの医療用直線加速器１０２と、治療台１１０上で所与の治療位置
で支持されている患者に向けられる放射線場１０６を平行化して成形するコリメ
ータ１０４とを組み入れている。治療は、患者１０８の周囲の１種類以上の角度
から病巣を狙って放射線１１４が当てられる状態で、目標量の範囲内で病巣１１
２が照射されることを含む。画像化装置１１６は、治療中に患者１０８を通して
伝達される放射線場１１８を画像化するために採用されてもよい。放射線場１１
８を画像化するための画像化装置を利用して、治療前に患者のセットアップを検
証し、かつ／または、治療中に配給された実際の放射線場の画像を記録すること
ができる。通例は、このような画像は劣ったコントラスト分解能の影響を受け、
せいぜい、場の端縁部に対する骨の標識点を視覚化する程度である。

【００１１】病巣位置の系統的変動および／またはランダムな変動に付随する不確定性を低
減するために使用される公知のオンライン撮像システムの別な具体例は、X線コ
ーンビームコンピュータ断層撮像システムである。コーンビームコンピュータシ
ステムの機械動作は従来のコンピュータ断層撮像システムのものと類似しており
、但し、全体容量画像が線源または検出装置を１回転させることで得られること
を例外とする。これは、従来のコンピュータ断層撮像法で採用された１次元検出
装置とは逆に、二次元（２D）検出装置を利用することで可能となる。コーンビ
ームの幾何学的形状の下での画像再構築に付随する制約が存在する。しかし、こ
のような制約は、当業者には公知である新規な線源や検出装置軌跡により対処す
ることができるのが普通である。

【００１２】上述のように、コーンビームコンピュータ断層撮像システムは、被写体の周囲
の多様な角度で得られた複数の二次元（２D）投影画像から三次元（３D）画像を
再構築する。２D投影図から３D画像を再構築する方法は、従来のコンピュータ断
層撮像システムで採用されている方法とは明らかに異なっている。従来のコンピ
ュータ断層撮像システムでは、１枚以上の２D切片が患者の１次元（１D）投影か
ら再構築され、これらの切片が「積載」されて患者の３D画像を形成することが
できる。コーンビームコンピュータ断層撮像法では、十分に三次元化された画像
が複数の２D投影図から再構築される。コーンビームコンピュータ断層撮像法は
多数の有利な特徴を提供しており、その具体例として、患者の周囲を１回転する
ことで患者の３D画像を形成すること（しかし、従来のコンピュータ断層撮像法
は通例は各切片ごとに１回転を必要とする）、高度に等方性の空間分解能（従来
のコンピュータ断層撮像法では、長軸線方向の空間分解嚢は切片の厚さにより制
限されるのが普通である）、画像化ジオメトリの相当な柔軟性が挙げられる。こ
のような技術はマイクロコンピュータ処理による断層撮像のような応用例で採用
されており、例えば、画像化されるべき物体が例えば180°または360°の幅で回
転される時には、ｋV−X線管およびX線画像増幅装置を利用して２D投影図を取得
している。更に、コーンビームコンピュータ断層撮像をコンピュータ断層撮像血
管造影法のような医療応用例で上手く利用しており、この場合は、ｋV−X線管お
よびX線画像増幅装置管を回転型Cアーム上に搭載して利用している。

【００１３】オンライン断層撮像ガイダンス用のｋVコーンビームコンピュータ断層撮像画
像化システムの開発が報告されている。このシステムは、ｋV−X線管と、医療用
直線加速装置のガントリーに搭載された放射線撮像検出装置とから較正されてい
る。画像化検出装置は低ノイズの電荷結合素子（CCD）に基づいており、同素子
は任意で蛍光画面に接続されている。蛍光体とCCDとの間の劣悪な光結合効率（
−10⁴）のせいで、システムの検出量子効率（DQE）は相当に低下する。このシス
テムは十分な品質のコーンビームコンピュータ断層撮像画像を生成して、前立腺
の放射線治療に関連して軟組織を視覚化する能力があるけれども、低いDQEのた
めに、画面と検出装置との間を有効に結合した場合に（例えば、−50％またはそ
れより良好）システムに必要となるよりも３倍から４倍の係数の画像化線量が必
要となる。

【００１４】公知の補助的なコーンビームコンピュータ断層撮像画像化システムの別な具体
例が図２に例示されている。補助的なコーンビームコンピュータ断層撮像画像化
システム２００は図１Aから図１CのCCDベースの画像器を平坦パネル画像器に置
き換えたものである。特に、撮像システム２００はキロボルトX線管２０２と、M
V−X線ソース２０８を備えている放射線治療配給死してム２０６の幾何学的構成
に組み込まれたアモルファスシリコン検出装置のアレイを有している平坦パネル
画像器２０４とから構成されている。第２の平坦パネル画像器２１０を、任意で
放射線治療配給システム２０６で使用することができる。このような撮像システ
ム２００は、患者２１４が治療台２１６の上で治療位置に在る時に、目標量の範
囲内の病巣２１２に放射線および／または連続X線を投射することができる。シ
ステム２０６に対する撮像システム２００のジオメトリが分かっている場合は、
結果として生じるｋV投影画像を利用して、患者のセットアップを修正し、放射
線治療の精度を幾分かは向上させることができる。しかし、このようなシステム
２００でもまだ、軟組織構造体を適切に視覚化できる可能性はなく、よって、器
官モーションを原因とする誤差を低減することができるようになる程度に制約さ
れる。

【００１５】

【発明が解決するべき課題】

よって、本発明の目的は、軟組織構造体を適切に視覚化して器官モーションを
原因とする放射線治療の誤差を低減するコーンビームコンピュータ断層撮像シス
テムにおいて、ｋV投影画像を生成することである。

【００１６】

【課題を解決する手段】

本発明の一局面は、経路周辺を移動し、かつ、物体およびコーンビームコンピ
ュータ断層撮像システムに向けて放射線のビームを当てる放射線源を有している
放射線治療システムに関連している。コーンビームコンピュータ断層撮像システ
ムは、円錐状ビームの形態で画像化されるべき物体に向けてX線ビームを発射す
るX線源と、ビームが物体を通過したした後でX線を受けるアモルファスシリコン
の平坦パネル画像器とから構成されており、画像器は物体の画像を提供する。コ
ンピュータは放射線源とコーンビームコンピュータ断層撮像システムに接続され
、コンピュータは物体の画像を受信し、この画像に基づいて、放射線源の経路を
制御する放射線源に信号を発信する。

【００１７】本発明の第２の局面は、経路の周囲で放射線源を移動させることと、放射線源
からの放射線のビームを物体に向かわせることと、X線ビームを円錐状ビームの
形式で物体に向けて発射することを含んでいる。この方法は更に、アモルファス
シリコンの平坦パネル画像器を用いてX線ビームを発射したせいで物体を通過す
るX線を検出することと、検出されたX線から物体の画像を生成することと、この
画像に基づいて放射線源の経路を制御することとを含んでいる。

【００１８】本発明の各局面は、軟組織の構造体を適切に視覚化して器官モーションが原因
である放射線治療の誤差を低減するようにしたコーンビームコンピュータ断層撮
像システムにおいて、ｋV投影画像を生成するという利点を提供している。

【００１９】本発明の各局面は、コーンビームコンピュータ断層撮像画像化システムを治療
室内に組み入れることにより、放射線治療の精度を向上させる装置および方法を
提供し、そこから得られる３D画像を用いて現在の治療プランとその後の治療プ
ランとを修正する。

【００２０】本発明の各局面は、放射線治療の実使用の相当な転換を示す。この放射線治療
の高精度画像ガイド式システムは線量上昇による治療の可能性を向上させるばか
りか、臨床的実践でも広範な革新をもたらす機会を提供する。

【００２１】本発明の各局面は、代替の細分化スキームを許容し、より短い治療道程を可能
にし、合併療法モデルにより良好に統合できるようにすることができる。

【００２２】本発明の各局面は、放射線治療を目指した価値ある画像化情報を提供するとと
もに、介在処置の明示的３D記録を提供してその治療の成功、不成功を評価でき
るようにし、病気を管理する手段に新たな洞察を提供している。

【００２３】

【本発明の好適な実施例】

本発明のまた別な目的、利点、および、特徴は、添付の図面と関連づけて理解
されれば、以下の説明と前掲の特許請求の範囲から明らかとなる。

【００２４】図３に、本発明のある実施例による、ベンチトップ型コーンビームコンピュー
タ断層撮影（ＣＢＣＴ）システム３００を示す。ＣＢＣＴシステム３００は、ソ
ースと軸の距離１０００ｍｍ、ソースと検出器の距離１６００ｍｍで、線形加速
器上に現在設置されているＣＢＣＴスキャナーのジオメトリを真似て構築された
。システム３００の主要構成要素としては、Ｘ線管３０２、回転ステージ３０４
、平坦パネル画像器（ＦＰＩ）３０６が挙げられる。これらの構成要素は、光学
ベンチ３０８に堅く取り付けられている。これら構成要素の相対位置は、Ｘ物体
ステージ３１０、Ｙ物体ステージ３１２、Ｙ画像ステージ３１４の３つの並進ス
テージで制御され、これらのステージは、画像化ジオメトリを正確に決定し制御
するために初期セットアップの間に使用される。コーンビームコンピュータ断層
撮影（ＣＢＣＴ）システム３００は、回転ステージ３０４上に取り付けられ、全
体を通してファントムとして識別される対象物３１６の画像を生成する。各ステ
ージ３１０、３１２、３１４は、ホーム又はリミットスイッチを保有しており、
画像化ジオメトリは、＋／−０．０１ｍｍの再現性でこれらのスイッチの位置に
対して参照される。ここでの議論に用いられる特定のジオメトリが図４に示され
ており、これは、放射線療法の処置機器に組み込まれているコーンビームコンピ
ュータ断層撮像システムで実施される画像化ジオメトリをシミュレートするため
にセットされたものである。下の表１は、システム３００のパラメータを示す。

【００２５】アライメントレーザー３１８のセットは、Ｘ線源即ちＸ線管３０２の回転軸３
２０と、回転軸３２０に垂直なソース平面とを視認できるようにし、Ｘ線源即ち
Ｘ線管３０２の焦点３２２と交差する。回転軸３２０は、焦点３２２と検知器面
３２６（＋０．０１ｍｍ）の間で中心光線３２４と交差するように配置されてい
る。平面画像器３２６は、貫通点（中心光線と画像面の交差する点）が、画像化
アレイ（列＃２５６と＃２５７の間、＋／−０．０１ｍｍ）上に、対象物３１６
が３６０度回転されるコーンビームコンピュータ断層写真捕捉のための改良され
た視界サンプリングを与えるために適用される１／４画素オフセットの状態で、
センタリングされるように配置されている。ステージ３１０は、位置決めマイク
ロメータで手動制御される。ソース対対象物（ＳＯＤ）及びソース対画像（ＳＩ
Ｄ）距離は、＋／−０．５ｍｍ以内に測定され、線形加速器上の画像化システム
と同じの１．６０のオブジェクション倍率を与える。このジオメトリ用のコーン
角度は−７．１度である。

【００２６】捕捉手順で使用される放射線撮影用照射は、ゼネラルエレクトリックのＭａｘ
ｉ−ｒａｙ７５の様な３００ｋＨＵのＸ線管３０２と、ゼネラルエレクトリック
のＭＳＩ−８００の様な１００ｋＷの発電器を計算機制御して作り出される。Ｘ
線管３０２は、光線を更に強化するための追加の０．１２７ｍｍＣｕのフィルタ
ー付の２．５ｍｍＡ１の合計最小フィルターと、０．６ｍｍの公称焦点サイズを
有している。１００ｋＶ光線は、それぞれ、５．９及び１３．４ｍｍＡ１の第１
及び第２ＨＶＬで特徴付けられている。発電機の加速能力は、１週間に亘ってモ
ニターされ、＋／−１％以内に安定していることが確認された。全ての照射線量
は、ＲＴＩエレクトロニクスのシリコンダイオード検知器付モデルＰＭＸIIIの
様なＸ線マルチメータを用いて測定された。

【００２７】コーンビームコンピュータ断層写真捕捉のための照射線量は、対象物３１６が
無いときの回転軸３２０における空気への照射線量に換算して報告された。照射
線量を報告する同じ方法を、従来のスキャナー上で捕捉された画像に対して使用
することができる。従来のスキャナーの場合、単位チャージ当たりの照射線量は
、ガントリー回転を使用禁止にし、コリメータを１０ｍｍスライス厚さにセット
して計測され、それによってシリコンダイオードの完全な適用範囲が保証される
。１００ｋＶｐ時の単位チャージ当たり照射線量は、ベンチトップ及び従来型ス
キャナーそれぞれに対して、９．９ｍＲ／ｍＡｓと１４．９ｍＲ／ｍＡｓであっ
た。

【００２８】平坦パネル画像器３０６は、５１２ｘ５１２アレイのＳｉ：Ｈフォトダイオー
ドと薄膜トランジスタを組み込んだ、ＥＧ＆Ｇハイマン・オプトエレクトロニク
ス（ＲＩＤ５１２−４００ＡＯ）であってもよい。この画像器の電子機械特性を
表１に示す。平坦パネル画像器３０６は、８つの現存するフレーム率（毎秒５フ
レームまで）の内の１つで読み出され、図４に概略的に示すホストコンピュータ
３２８と非同期で作動する。各画素からのアナログ信号は、相関付けられた二重
サンプリングノイズ低減回路を特徴とするＡＳＩＣ増幅器によって積分される。
デジタル化は、１６ビット解像度で実行される。値は、ＲＳ４２２バス経由でホ
ストコンピュータ３２８内のハードウェアバッファに転送される。ホストコンピ
ュータ３２８内のプロセッサには、一揃いのフレームをホストメモリに転送する
準備が整ったときに割り込みが行われる。

【００２９】

【表１】表１

【００３０】コーンビームスキャニング手順は、放射線撮影用照射、アレイ読み出し、対象
物回転を順次繰り返すことを含んでいる。この手順のタイミングは、平面画像器
読み出し電子機器の非同期フレームクロックによって駆動される。従来からの、
６．４秒のフレーム時間が使われた。平面画像器３０６からの周期的なフレーム
転送の間に、ホストコンピュータは、モーター付の回転ステージ３０４を前進さ
せ、Ｘ線発生器即ちＸ線管３０２をトリガする。Ｘ線管３０２のローターは、ス
キャニング手順を通して回転するままに保たれる。制御ソフトウェアを使えば、
オペレータは、照射の間のフレームの数を指定することができる。これは、連続
する投影における遅れの量を低減する方法を研究するための機構として設計され
た。平面画像器３０６のベアビーム領域内の９個の画素のグループからの検知器
信号は、各放射線撮影用照射の安定性を測定し立証するためにモニターされてい
る。照射線量の外側許容差は、トラップされ同じ投影角度で繰り返される。各投
影画像は、フレーム転送とモーター回転の間にハードディスクに書き込まれる。
投影が捕捉された後、充満及び薄暗いフィールド画像（各２０個）のセットが、
投影画像の平坦なフィールドの処理のためのゲインとオフセットを構成するため
に集められる。

【００３１】ゲインとオフセットの補正に加えて、予め構築された不安定な画素のマップを
使って、中央値フィルター（３ｘ３）が行われる。最後に、各投影の信号は、Ｘ
線照射線量における小さな変動に対処するため正規化されるが、これは、対象物
の影の十分外側の検知器の周辺にある９個の画素の集団を使って実行される。

【００３２】立体的コンピュータ断層撮影データのセットが、フィルター背面投影技法を使
って投影から再構成される。再構成に使用されるフィルターは、ウェブの３パラ
メータ公式を使って構築される。パラメータとその対応する値を表１に示す。現
在の設定においては、再構成視界は、直径１２．４ｃｍの円柱、長さ約１２．１
ｃｍに限定され、再構成される対象物の横方向の広がりは、この円柱内に収まら
なければならない。出来上がった立体データセット中の３Ｄ画素値は、線形に縮
尺され、空中ではゼロ水中では１０００の平均ＣＴ数を作り出す。単一の投影（
５１２ｘ５１２）をフィルター（１００エレメントカーネル）し、２８１ｘ２８
１ｘ５００の３Ｄ画素のデータセット上へ背面投影するために必要な時間は、１
分２１秒だった。

【００３３】平面画像器３０６の基本的な信号及びノイズ特性が測定された。検知器のゲイ
ンと線形性を図５（ａ）に示す。１２０ｋＶｐのＸ線ビームエネルギに対し、検
知器ゲインは、１８．２ｘ１０⁵ｅ／ｍＲ／画素（１００ｋＶｐで１７．８ｘ１
０⁶ｅ／ｍＲ）と測定された。検知器は、その感知範囲（５ｍＲ）の５０％まで
は、照射線量に対し優れた線形性を示した。各種の追加的電子ノイズソースとそ
の強さを表１に示す。合計追加電子ノイズは、フレーム時間に依存することが分
かっており、２００ｍｓのフレーム時間における１３，３００ｅから２５，６ｓ
のフレーム時間における２２，５００ｅまでの範囲にある。高フレーム率では、
増幅器ノイズ（１２，７００ｅ）が支配的成分である。ゼロ周端数検知量子効率
（ＤＱＥ）上での増幅器ノイズの有意性が、ＦＰＩ３０６における信号及びノイ
ズ伝播を分析するカスケードシステムモデルを使って研究された。

【００３４】図５（ｂ）は、ＲＩＤ５１２−４００ＡＯ並びに増幅器ノイズの低減された２
つの仮定の画像器に関する、照射線量に対する検知量子効率の依存性を示してい
る。検知器に関する基本的量子効率は約０．５７であり、エネルギー吸収ノイズ
及び追加的ソースによる損失が、検知量子効率を、１ｍＲを超える照射線量にお
いて０．４１まで低減する。０．１ｍＲ以下の照射線量に対しては、検知量子効
率は、ＥＧ＆Ｇ検知器で見られる値に匹敵する増幅器ノイズ値のため急速に低下
する。このように、厚肉／高密度の対象物（例えば、骨盤（３０ｃｍまでの水）
）では、検知器に対する放射線量を十分に減じ（例えば０．００１ｍＲまで）て
、増幅器ノイズ（及び／又はＸ線コンバータ、例えばＣｓｌ；Ｔｌ）を改良する
ことになり、検知量子効率を大幅に改良する。

【００３５】検知器の暗信号の一時的安定性を図５（ｃ）に示す。このグラフは、選択され
た「代表的」画素のグループに対応している。暗信号は、作動の最初の２時間は
相当ドリフトしており、これは、平坦パネル画像器の囲いの中における温度変化
に関係している。温度が安定すると、暗信号も安定する。これらの結果に基づい
て、全てのコーンビームコンピュータ断層撮影スキャンは、アレイに少なくとも
２時間通電した後、実施される。アレイのある領域では、熱的平衡状態に達した
後も暗信号が安定しない。これらの領域は、アレイ製造工程におけるばらつきの
結果であると想定される。

【００３６】コンピュータ断層撮影においてはシーンが連続的に変化するので、高速読み出
しと、最小の一時的ぼけ即ち「遅れ」特性を備えた検知器が必要である。この様
な特性は、短い、フレーム内Ｘ線照射を使って測定されてきた。図５（ｄ）は、
フレーム数ゼロの捕捉期間内に１回の放射線照射を行った結果の画像信号を示す
。後に続くフレームは、フレーム数１から９に対して、〜４％から〜０．０４％
の範囲の遅れ信号を呈している。遅れは、フレーム時間ではなくフレームの数だ
けに依存していることを示しており、注目に値する重要なことである。

【００３７】再構成に先立ち、投影は、オフセットとゲインにおける静的な画素対画素変動
に対して補正される。暗視界信号の相当な変動又は異常信号応答を伴う欠陥画素
は、中央値フィルターされる。その結果の投影は、再構成の前に、追加の１２８
列によりパディングされる。パディングされた画素の値は、行毎に、アレイの周
辺における７画素の平均値にセットされる。最後に、Ｘ線管出力の小さな変動に
対処するため、各投影内の信号は、上記ベアビームモニター画素（９画素）から
測定された信号を使って正規化される。構成前処理は、カリフォルニア州、サニ
ヴェイル、サンマイクロシステムズ社のエンタプライズ４５０のような、２５０
ＭＨｚのUltraSparcプロセッサで行うことができる。

【００３８】フェルドカンプフィルターされた背面投影アルゴリズムを使って、データセッ
トを再構成することができる。画像は３Ｄ画素５６１ｘ５６１ｘＮの直角座標マ
トリクス上に再構成されるが、Ｎはスライスの数であり、関心対象物によって変
わる。この再構成に用いられる３Ｄ画素のサイズは、通常、０．２５ｘ０．２５
ｘ０．２５ｍｍである。再構成に用いられるフィルターは、ウェブの数学的表現
形式に従う。表１は、これらの研究に使用されるフィルターを指定する３つのパ
ラメータを含んでいる。再構成を完了すると、オフセットと縮尺のパラメータは
、９ｍｍセットの再構成と捕捉のパラメータに関して一定である。立体的コーン
ビームコンピュータ断層撮影データセットの再構成は、これもUltraSparcシステ
ムで行うことができる。

【００３９】三次元（３Ｄ）視野（ＦＯＶ）に亘る、画像化システム３００の応答の均一性
を、円柱水槽（直径１１０ｍｍ）を画像化することによって研究した。同じファ
ントムをスキャンするのに、従来型のスキャナーも使用した。再構成された体積
を通して、半径及び垂直プロフィール両方に沿って、応答を検証した。

【００４０】水槽の再構成された画像内のノイズを、Ｘ線照射線量の関数として研究した。
照射線量１３１、２６１、６５３、１３１０、３２６０、６５３０ｍＲで画像を
取得した。一辺０．２５ｍｍの３Ｄ画素ディメンジョンを有する５６１ｘ５６１
ｘ１１マトリクス上に画像を再構成した。再構成全体を通して、再構成フィルタ
ーは、図１に指定するパラメータに固定した。これらのパラメータを変動させる
と、再構成された画像のノイズ特性に相当な影響を生じさせることができる。こ
れらの画像セットのノイズ特性は、データセットを通して５ｘ５ｘ１領域内のＣ
Ｔ数における標準偏差の分析と、３Ｄデータセットからのノイズパワースペクト
ラム（ＮＰＳ）の計算とによって分析した。両分析方法を、照射線量の関数とし
て実行した。ノイズの相対的安定性を、３Ｄデータセット全体に亘るノイズの均
一性を検証することによって評価した。これらの結果は、データセットのノイズ
特性の場所による変動は僅かに過ぎないことを示している。安定性は、ノイズパ
ワー結果の適正な解釈に必要な状態なので、これらの初期の結果は、ノイズパワ
ー分析の適用に対する支持を提供する。

【００４１】ノイズパワースペクトラム（ＮＰＳ）を、既知の２Ｄ投影画像の分析に使用さ
れる方法の拡張によって、立体的データから分析した。立体データは、水柱内の
平均ＣＴ数が１０００となるように正規化した。水柱内の四角形の領域（２５６
ｘ２５６ｘ２０の３Ｄ画素(voxels)）を立体から取り出し、小数の３Ｄ画素欠陥
（常に＜１％）を３ｘ３中央値をフィルターした。３Ｄフーリエ変換の収斂性２
Ｄ中央スライスを得るため、２０のスライスをＺ方向に沿って平均したが、これ
以上のスライスを平均してもノイズパワースペクトラムには影響せず、即ちデー
タは収斂性であることが分かった。別々のスキャンにおける８１個のスライスの
平均から形成された背景スライスを、背景のトレンドを低減するため減算した。
データに対する平面適合の減算によって、低周波数トレンドを更に低減し、２Ｄ
ゼロ平均のリアリゼーションを作り出した。二次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）
を、リアリゼーション内の１６個の６４ｘ６４の非重複領域の集合から計算し、
結果を平均した。結果は、３Ｄ画像サイズとＺ方向の平均に対処するため正規化
し、ノイズパワースペクトラム下の立体を標準偏差の二乗と比較した。結果とし
て得られたノイズパワースペクトラムは（Ｕｘ，Ｕｙ）ドメイン内の中央スライ
ス即ち（ｘ，ｙ）ドメインに対するフーリエ・カウンターパートを表している。
Ｕｘ軸に沿うストリップを、１−Ｄパワースペクトル、ＮＰＳ（Ｕｘ）を示すた
めに抽出したが、これらは種々の照射線量レベルである。

【００４２】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００のノイズ特性を、従来型コ
ンピュータ断層撮影スキャナーのものと比較した。意味のある比較とするために
は、２つのシステムは、信号変動の領域に亘って同一の応答を提示しなければな
らない。電子密度ファントム（図６（ｂ）に示す）を２つのシステムでスキャン
することによって、応答を試験した。直径１１０ｍｍの水槽中に、水に近い係数
を有する７つの挿入物を挿入した。挿入物は、公称ＣＴ数を有するＲＭＩ電子密
度ファントムから取った。図６（ｂ）では、頂部から時計回りに、ＣＴ固体水（
ＣＴ＃１００１）と、ＢＲ−ＳＲ１胸部（ＣＴ＃９４５）と、ＢＲ−ＳＲ２脳（
ＣＴ＃１００５）と、Ｃ１３３レジンミックス（ＣＴ＃１００２）と、ＬＶ１肝
臓（ＣＴ＃１０８２）と、ポリエチレン（ＣＴ＃８９７）である。このファント
ムを、等しい照射線量とｋＶｐで、コーンビームコンピュータ断層撮像システム
３００と従来型スキャナーの両方を使って画像化した。

【００４３】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００により報告された（水に対
する）減衰係数を、従来型スキャナーによるものと比較した。測定データに対す
る一次適合を計算して、２つのシステムの相対線形性を求めた。従来型スキャナ
ーのノイズ特性も上記水柱テストファントムを使って測定し、画像を、１００ｋ
Ｖｐ、スライス厚さ１ｍｍ、４つの異なる照射線量レベル（７４３、１４９０、
２９７０、５９４０ｍＲ）で取得した。３つの画像を各照射線量レベルで取得し
た。高解像度ヘッド（＃１Ｈ）フィルター、標準ヘッド（＃２）フィルター及び
平滑腹腔（＃３）フィルターを使って、従来型スキャナーで再構成を行った。ノ
イズ分析は、コーンビームコンピュータ断層撮影データセットに適用したものと
同じである。各システム上で測定されたノイズ結果を比較するために、コーンビ
ームコンピュータ断層撮影データセットの分析を繰り返したが、コーンビームコ
ンピュータ断層撮影データは、従来型スキャナーによって与えられたと等価（０
．５ｘ０．５ｘ１ｍｍ）な３Ｄ画素サイズを作り出すため、２ｘ２ｘ４の３Ｄ画
素に亘る第１平均だった。

【００４４】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の空間周波数伝達特性を、
図６（ｃ）に示すワイヤテスト対象物を使って測定した。テスト対象物は、直径
５０ｍｍの水槽内に吊り下げられた直径０．２５４ｍｍの鋼線で構成されている
。このファントムを、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００上で、
１００ｋＶｐで、ワイヤを回転軸３２０に対して３０ｍｍオフセットするように
センタリングして画像化した。出来上がった画像は、表１に記載したフィルター
を使って、０．１ｘ０．１ｘ０．２５ｍｍ³の高解像度再構成グリッド上に再構
成した。６個の（それぞれ厚さ０．２５ｍｍの）隣接するスライスを平均して、
低ノイズ点散開関数（ＰＳＦ）を作った。２Ｄ変調伝達関数（ＭＴＦ）を通る直
交スライスを、先ず、点散開関数のラドン変換を計算し（即ち、ｘ軸かｙ軸何れ
かに沿って積分し）次に、１Ｄフーリエ変換を計算することによって、計算した
。各１Ｄプロフィールを単位面積に対して正規化した。補正を行って鋼線の有限
な直径を補償した。比較のため、同じテストを、従来型スキャナー上で、１００
ｋＶｐで、１．５ｍｍのスライス厚さに対して行った。３つの異なる再構成フィ
ルター（高解像度ヘッド（＃１Ｈ）フィルター、標準ヘッド（＃２）フィルター
、平滑腹腔（＃３）フィルター）を使って、画像を再構成した。

【００４５】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００と従来型スキャナーの相対
的画像化性能を、ファントムと小動物を使って比較した。柔らかい組織に対する
検知特性の簡単な比較を、図６（ｂ）に示すファントムで行った。６個の円柱そ
れぞれの間のＣＴ数が近接性しているため、このファントムが、コントラストの
感度特性と、柔らかい組織に対する検知特性を検証するための有用なテスト対象
物となり、ファントムの画像を、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３
００と従来型スキャナー両方で取得した。多数の高解像度コーンビームコンピュ
ータ断層撮影スライスを平均して従来型スキャナーで使用されているのと等価な
スライス厚さ（１．５ｍｍ）を作り出した。２つの異なるシーンにおいて、等し
い照射線量（２９８０ｍＲ）とｋＶｐを用いた。

【００４６】柔らかい組織に対する感度特性の第２のテストを、図６（ｄ）に示す、他の目
的で既に安楽死させた実験用のラットを画像化することによって行った。上記と
同じスキャニング手順に従って、両システムにおいて、空気中で、１００ｋＶｐ
で２９８０ｍＲの軸上照射線量を掛けた。得られた３Ｄデータを０．２５ｘ０．
２５ｘ０．２５ｍｍ³の３Ｄ画素サイズで再構成した。対象物は、従来型のコン
ピュータ断層撮影スキャナーでも、１．５ｍｍのスライス厚さでスキャンした。
このスキャンは、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００のと同じ画
像化放射線量を加えた。相互比較のために、コーンビームコンピュータ断層撮影
データセットからの６つのスライスを平均して、従来型のスキャンと等しいスラ
イス厚さを作った。画像器は、比較できるように、互換性のあるウィンドウとレ
ベルで表示した。

【００４７】図７（ａ）から（ｄ）に、コーンビームコンピュータ断層撮影スキャナーの応
答の均一性を示す。コーンビームコンピュータ断層撮影３Ｄデータセットを通し
ての、軸方向及び矢状方向のスライスが示されている。画像は、システムの全視
野に亘って比較的均一な応答を提示している。約２０ＣＴ数（２％）の僅かな非
均一性が、画像のヒストグラム等価領域に見られる。この非均一性は、カップ状
とキャップ状のアーチファクトの組合せとして現れる。半径方向のプロフィール
（図７（ｃ））は、この点を、更に従来型スキャナーで得られた結果（点線）と
の比較によって示している。シミュレートされた投影データを使った再構成プロ
セスの内部チェックは、非均一性が再構成プロセスのアーチファクトであり、フ
ィルターパラメータの選定に依存することを示している。再構成に付き物の非均
一性を別にすれば、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の応答は
極めて均一であり、特にＺ方向に沿って均一である。

【００４８】システム応答の均一性を提示するのに加えて、図７の画像は、僅かのアーチフ
ァクトを伴う均一なノイズ特性も提示している。これは、研究した照射線量の全
領域に対して当てはまる。ノイズの強さと均一性を、図８（ａ）から（ｄ）に示
す。ノイズは、半径方向軸に沿って僅かに変動し、垂直方向軸に沿う変動は無視
できる程度である。半径方向位置上での僅かな依存性は、円柱状水槽を横切る伝
達特性の差によるものと思われる。図８（ｃ）は、ノイズの照射線量に対する測
定された依存性も（後に図９（ｂ）に関しても示す）表している。結局の所、コ
ーンビームコンピュータ断層撮像システム３００は、アイソセンターにおける空
気中での６５６０ＭＲの照射線量に対して約２０ＣＴ数のノイズレベルを達成す
ることができる。

【００４９】照射線量の関数としての、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００
に関して測定されたノイズを、図９（ｂ）の一番上の曲線に示す。ノイズは、最
低放射線量における−８０単位から、最高放射線量における−２０単位まで低下
することが分かる。重ねて示されているのは、σ＝ａ＋ｂ／√Ｘの形をした最小
二乗適合であり、σは３Ｄ画素値におけるノイズ、Ｘは空気中でのアイソセンタ
ーにおける照射線量、ａとｂは数字適合から得られる定数である。この照射線量
への逆平方根依存性は、Ｘ線断層撮影再構成に関する基本的なノイズ伝達理論と
合致している。

【００５０】システム応答の線形性と精度を検証するために、各種材料（図６）に対してコ
ーンビームコンピュータ断層撮像システム３００によって報告されたＣＴ数を、
従来型スキャナーによるものと比較した。図９（ｂ）に示すように、コーンビー
ムコンピュータ断層撮像システム３００のＣＴ数は、従来型スキャナーのものと
よく一致している。ＣＴ数全範囲での最大不一致は８単位であり、平均不一致は
５．７であった。相関係数が高いということは、検証した範囲では、コーンビー
ムコンピュータ断層撮像システム３００によって報告された値が減衰係数に比例
しているということを示している。

【００５１】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００と従来型スキャナーの３Ｄ
画素ノイズを、照射線量の関数として比較した結果を図９（ｂ）に示す。白丸と
点線で示しているのは、高解像度ヘッド（＃１Ｈ）再構成フィルター、又は標準
ヘッド（＃２）再構成フィルターを使った従来型スキャナーに関する結果である
。どちらの場合もノイズは照射線量と共に減少している。２つのシステムを正確
に比較するためには、両方のデータセットを等価な３Ｄ画素サイズで、同じ再構
成フィルターを使って再構成する必要がある。等価な３Ｄ画素サイズに対する要
件は、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００に関するノイズ分析を
、スキャナーのものと等価な３Ｄ画素サイズを与えるために平均された立体デー
タで繰り返すことによって達成される。

【００５２】再構成フィルターが３Ｄ画素ノイズに及ぼす影響を明らかにするため、高解像
度ヘッド再構成フィルターと標準ヘッド再構成フィルターの両方を使って再構成
を行った。コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の等価３Ｄ画素サ
イズにおけるノイズを、最小二乗適合を行った下側の実線曲線を重ね合わせて示
す。等価３Ｄ画素サイズでは、低照射線量において、コーンビームコンピュータ
断層撮像システム３００のノイズは、標準ヘッドのコンピュータ断層撮影スキャ
ナーのものよりも明らかに高い。しかしながら、高解像度ヘッドの従来型スキャ
ナーの結果と比較すると、照射線量が非常に高い領域を除いて、残り全領域でノ
イズは低くなっている。２つのシステムを正確に相互比較するには、再構成フィ
ルターと再構成マトリクスを注意深く適合させなければならないことは明らかで
ある。にもかかわらず、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００を使
って得られた結果は、このシステムで使用された初期の試作品である平坦パネル
検知器が、最近の電子機器設計のものより５から１０倍高い非常に高レベルの付
加的電子ノイズ呈することが知られているので、自信を持たせるものである。

【００５３】ノイズパワースペクトラム測定の結果を、図１０（ａ）−（ｃ）に要約してい
る。軸平面内の２Ｄノイズパワースペクトラム（図１０（ａ））は、フィルター
された背面投影再構成を採用しているシステムに典型的なスペクトル形状を呈し
ている。スペクトル密度はゼロ周波数近くで減少（しかしゼロにはならない）し
、ランプフィルター（例えば−０．５ｍｍ^-1にピークがある）のゆえに中間周波
数で増加し、システムのローパスノイズ特性（例えば、２Ｄ画像ぼけとアポディ
セイションウィンドウの選択）のために高い周波数では下がっている。Ｕｘディ
メンションに沿うノイズパワースペクトラムのスライスを、各種照射線量レベル
に対して図１０（ｂ）に示す。平均信号レベルは各ケースに対し固定されている
（即ち、水ファントム内ではＣＴ＃＝１０００）ので、ノイズパワースペクトラ
ムは照射線量が増加すると共に減少する。具体的には、ノイズパワースペクトラ
ムは、図９（ｂ）の数値的適合の形態と合致する様式で照射線量に逆比例してい
るように見える。図１０（ｃ）に示すように、−１．３Ｒで（空気中でアイソセ
ンターにおいて）測定されたノイズパワースペクトラムは、ゼロ周波数近くで−
３０ｍｍ³で、中間周波数では−４倍に増加し、次に、ナイキスト周波数におけ
るスペクトル密度の初期レベル近くまで低下する。

【００５４】図１０（ｃ）に重ね合わせているのは、３つの再構成フィルターを使った従来
型スキャナーの測定結果であり、そして、相互比較を容易にするため、コーンビ
ームコンピュータ断層撮像システム３００のノイズパワースペクトラムの結果を
等価３Ｄ画素サイズに関して示している。＃２と＃３のフィルターに関しては、
従来型スキャナーは、上記の特性形状を有するノイズパワースペクトラムを呈し
ているが、高解像度＃１フィルターは、高周波数ノイズを相当に増幅しているよ
うに見える。コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００は、＃２及び＃
１Ｈフィルターを用いた従来型スキャナーに匹敵する低周波数ノイズパワースペ
クトラムを呈しているように見える。再構成フィルターの選定がノイズ及び空間
解像度に相当な影響を与えることができるとすれば、コーンビームコンピュータ
断層撮像システム３００に、最初の最適化されていない形状でも、最もよく合致
する様に見える２つのケースは、従来型スキャナーに匹敵するノイズ性能を提供
しているように考えられる。図９（ｂ）で明らかなように、コーンビームコンピ
ュータ断層撮像システム３００は、低照射線量では、従来型スキャナー（＃１Ｈ
）よりも低い３Ｄ画素ノイズを呈する。同様に、コーンビームコンピュータ断層
撮像システム３００は、低減された高周波数ノイズパワースペクトラムを呈する
。これら初期の結果は、ＦＰＩと読み出し電子機器における現在進行中の改良を
考慮すると、特に期待させるものがある。

【００５５】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００のワイヤテスト対象物に対
する応答を、図１１（ａ）に示す。全体的には。ＰＳＦは（システムの画像遅れ
特性に関係すると思われる小さな縞状のアーチファクトを除けば）対称で、０．
６ｍｍの全幅半値（ＦＷＨＭ）を有している。システムＭＴＦを、軸上及び軸外
しワイヤ両方の結果に対し図１１（ｂ）に示す。この結果は、Ｚ＝０の平面にお
けるシステムの周波数パスが、確認した比較的小さな（−３０ｍｍ）範囲ではそ
れほど変化しないことを示唆している。再構成フィルターの強い影響は、従来型
スキャナーのＭＴＦ結果に現れ、これも図１１（ｂ）に示されている。

【００５６】標準ヘッド（＃２）フィルターは、高解像度ヘッド（＃１Ｈ）フィルターに比
べ、システムの信号パスを大幅に低減する。その結果は、従来型スキャナーのＭ
ＴＦが、高解像度ヘッド（＃１Ｈ）フィルターを使用した時のコーンビームコン
ピュータ断層撮像システム３００のものに匹敵することを示している。この観察
は、図９（ｂ）に示すノイズ結果に合致する。コーンビームコンピュータ断層撮
像システム３００と従来型スキャナーの解像度は、Ｚディメンジョンでは比較さ
れていない。しかしながら、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００
のＺディメンジョンにおける空間解像度は、軸平面で測定したものに匹敵すると
期待される。勿論、従来型スキャナーの空間解像度は、通常は１ｍｍ以上である
スライス厚さの選択により制限される。コーンビームコンピュータ断層撮像シス
テム３００のほぼ等方性の解像度は、検出と局所限定に関して相当に有利である
と期待される。

【００５７】図１２（ａ）及び１２（ｂ）は、等価なｋＶｐ及び照射線量下で、コーンビー
ムコンピュータ断層撮像システム３００と従来型コンピュータスキャナーで得ら
れた、低コントラストファントムの軸方向画像スライスを示す。各場合のグレイ
スケールウィンドウは、表示されるコントラストを最大化するため極めて狭く、
コーンビームコンピュータ断層撮影画像に関する僅かな信号の非均一性痕跡（先
に論じたカップ状／キャップ状アーチファクト）にもかかわらず、各挿入物の視
認性は従来型スキャナーに匹敵する。各物質に対する平均信号値は図９（ａ）に
示すとおりである。システム応答における（例えば、検知器応答、Ｘ線スペクト
ル等による）僅かな差異は、水に非常に近いＣＴ＃の物質に関してコントラスト
の逆転を起こしかねない。例えば脳挿入物（右下）の場合、コーンビームコンピ
ュータ断層撮像システム３００と従来型コンピュータスキャナーによって報告さ
れる平均値の間の僅かな差異（−５ＣＴ＃）であっても、水に対する物質の密度
を明らかに逆転させるのに十分である。最小検知可能コントラストは、恐らくは
コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の方が優れている（例えば、
脳とＣＢ−３挿入物の視認性）が、より制御された定量的な観察研究によって検
証する余地を残している。

【００５８】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の全体的性能を、図１３（
ａ）−１３（ｉ）に示す立体的データセットの画像に提示する。安楽死させたラ
ットのこれらの画像は、このシステムの軟らかな組織に対する感度と、高い空間
解像度を明示している。例示している画像は、コーンビームコンピュータ断層撮
像システム３００で作り出されたデータの量と均一な品質を示すため、立体的セ
ットを通して様々な領域（例えば、肺（ａ，ｂ，ｃ）と、腎臓（ｄ，ｅ，ｆ）と
、脊柱（ｇ，ｈ，ｉ）の領域）から抽出したものである。軟らかな祖域構造がは
っきりと視認できるできることは、スキャナーの軟らかな組織に対するコントラ
スト感度を明示している。

【００５９】図１３（ａ）から図１３（ｃ）において、ウインドウとレベルはラットの肺の
特徴を強調するようにセットされている。肺の詳細に加えて、幾つかのそれとわ
かるストリークのアーチファクトがある。このアーチファクトの原因は知られて
いないが、検知器の遅滞効果、又は、ビーム硬化と関連していると考えられる。

【００６０】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の軟らかな組織に対するコ
ントラスト感度を図１３（ｄ）から図１３（ｆ）に示す。図１３（ｄ）から図１
３（ｆ）において、ウインドウとレベルは脂肪組織と筋肉を画像に示すようにセ
ットされている。各画像の十字線はラットの左の腎臓の位置を示している。これ
らの画像は、腎臓のような３Ｄ構造を画像に示すことについて、ほとんど等方性
解像度の利点を示している。胃、腸、肝臓などの他の組織も、明瞭に見ることが
できる。

【００６１】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の等方性解像度の性能は図
１３（ｇ）から図１３（ｉ）に明らかにされている。図１３（ｇ）から図１３（
ｉ）において、同じようなラットのデータのセットが、骨のような特徴を表示す
るために選択されたウインドウとレベルで表示される。骨盤における椎間のスペ
ースと非皮質の骨の明瞭な可視度がすばらしい。この詳細のレベルは、リニアア
クセレータのジオメトリをまねたスケールで作動するコーンビームコンピュータ
断層撮像システム３００で生じたことを記憶しておくべきである。したがって、
この詳細のレベルは、機械的な曲げを正確に補正したとすれば、装置の臨床的な
実行において予期されるであろう。体積測定のデータのセットが図１４に更に示
されている。図１４において、体積の表現はデータのセットの完全な３Ｄ特性を
明らかにしており、コーンビームコンピュータ断層撮影データ内に含まれた詳細
のレベルを示している。図１３および図１４に表されているデータの全てが、単
一の回転によって行われた単一の補足で得られたことに注目するのは興味がある
。

【００６２】最後に、コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００によって生じた画
像の品質を、在来のスキャナーによって生じた画像と比較することによって評価
した。図１５（ａ）および図１５（ｂ）は、２つのシステムで補足されたラット
の軸線方向のスライスを示す。等しい照射で、２つのシステムによって生じた画
像は、等方性解像度とコントラスト感度の両方において、類似の品質のものであ
る。平坦パネル画像器を基礎とするコーンビームコンピュータ断層撮影画像は、
すばらしい等方性解像度を示し、軟らかな組織の境界の明瞭な描写と消化管の詳
細を与える。コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００の等方性解像度
は、在来のスキャナーの等方性解像度を越えていることは明らかである。しかし
ながら、在来のコンピュータ断層撮影スキャナーに関して利用できる改造マトリ
クスの制約は、コーンビームコンピュータ断層撮影画像の画素サイズの２倍の画
素サイズに制限されるということに注目すべきである。平坦パネル画像器を基礎
とするコーンビームコンピュータ断層撮影画像における画素の明らかな欠如は、
この詳細のレベルが、現行のシステムの等方性解像度の物理的な限界を表すこと
を示す。

【００６３】これらの調査の目的は、コーンビームコンピュータ断層撮像システム、特に、
医療リニアアクセレータでの放射線療法の指導に使用するための断層撮影画像シ
ステムにおける検知器として、平坦パネル技術の適用性を評価することにある。

【００６４】我々の研究の量的結果および質的結果は、平坦パネル検知器の技術を基礎とす
るコーンビームコンピュータ断層撮影スキャナーは、高性能なコンピュータ断層
撮影のための実現性がある手段であることを示唆している。信号応答の均一性の
最初の研究は、このシステムの応答が視野にわたって＋／−２％の範囲内で均一
であり、再構築アーチファクトに帰することができるｘ−ｙ平面での組み合わさ
れた吸角法とキャッピングのアーチファクトとして明らかな非均一性のわずかな
程度がある。応答の線形性は軟らかな組織のテスト材料の範囲を用いて表示され
、＋／−０．６％の範囲内で線形であることがわかった。照射に対する画像ノイ
ズの測定は、プロトタイプのコーンビームコンピュータ断層撮像システム３００
は、在来のスキャナーに匹敵する機能を行い、理論により予期された逆平方根の
放射依存性を示している。２つのシステムに関するノイズパワースペクトラムお
よび空間周波数応答の調査は、これらの結果を補強し、体積のコンピュータ断層
撮像システムに関する一層広範囲の（観察によって立証できる、および、理論的
な）周波数依存特性を発揮する利点を示す。

【００６５】挙動の量的な測定に加えて、低収縮なファントム（人体模型）および小動物の
解剖模型の画像により、これらの測定から引き出された結論を確かめ、放射腫瘍
学における組織の位置に関して充分である以上の優秀な詳細と、軟らかな組織の
収縮を示す。

【００６６】ここに表した結果は、体積の画像化に関するこのアプローチの可能性を示して
いる。しかしながら、この研究は、小さな対象物サイズおよび小さなコーン角の
状態のもとに行われた。これらの状態は、この調査に使用された検知器のサイズ
によって押しつけられている。大きな検知器を用いた画像化により、コーン角を
大きくすることができ、コンピュータ断層撮影について、対象物の厚さを大きく
することができる。もっと大きな検知器についての性能に対する、ここに表した
結果にもとづく性能の外挿を、いくらか用心して行うべきである。大きな視野を
用いた、大きな対象物の画像化により、散乱は大きくなり、伝播は小さくなる。
散乱の増大により、再構築された画像（例えば、吸角法及び／又はストリーク）
に非均一性を導入し、付加的なＸ線の特定量のノイズを画像信号に加えることに
よって、コンピュータ断層撮影の画像化性能に不利な影響を与えることを予期せ
ざるをえない。検知器に到達する散乱の大きさは、利用されるコーン角とエアギ
ャップに大いに依存しており、研究により、これらの距離での散乱は在来の放射
線写真装置と比較すると減るであろう。Ｘ線の散乱の問題の大きさを定量化する
ことと、この問題を減らす方法を開発することは、継続観察の領域である。

【００６７】大きいコーン角でのＸ線の散乱の懸念に加えて、大きな対象物のスキャニング
により、検知器に達する影響を著しく減らすであろう。この伝播の減少により、
平坦パネル検知器の性能に不利な影響を及ぼすであろう。現在入手可能な平坦パ
ネル画像器は、平坦パネル読出し電子機器における付加的なノイズの存在により
、Ｘ線透視装置の照射速度での在来の画像インテンシファイヤより劣る性能を示
す。付加的なノイズにより、画像器の検知量子効率を、画像を形成するＸ線の数
に依存させる。これらの観察に使用される平坦パネル画像器３０６について、そ
して、ＣｓＩ：ＴＩの使用による高いＸ線量の検知効率と、読出し電子機器の改
良による付加的なノイズの減少を含む画像器３０６の設計における最も最近の進
歩を具体化する仮定の検知器について、この依存性を図１６に示す。

【００６８】ゼロ周波数の検知量子効率は、信号ノイズ伝播についてのモデルを使用して計
算され、それは測定結果と非常によく一致していた。Ｘ線コンバータおよび電子
機器ノイズの改良により、コンピュータ断層撮影に必要とされる照射の広い範囲
にわたって、検知量子効率の照射依存性を著しく減少させることが、図１６から
明らかである。減少の大きさは、システムにおける増幅器のノイズに大きく依存
する。これらの研究に使用されるプロトタイプの画像器について、増幅器のノイ
ズは非常に高く、１２，７００ｅである。例えば、骨盤解剖学のコンピュータ断
層撮影における伝播される低い照射について、検知器は、１０％未満のゼロ周波
数の検知量子効率を達成するであろう。これと比較して、上記した設計（たとえ
ば、高品質のＣｓＩ：ＴＩコンバータと、３０００３、或いは、それより良い
増幅器のノイズ）における最近の進歩を組み込んだ画像器は、すべての伝播で、
高い検知量子効率（−６５％）を達成し、低い照射レベルにおいてさえ、４０％
を超える検知量子効率を維持する。画像器の設計におけるこのような品質の向上
は、平坦パネル画像器の製造者の現在の能力の範囲内であり、これにより、人間
のコーンビームコンピュータ断層撮影における平坦パネル画像器の適用を容易に
するであろう。さらに、これらの改良は、インターベンショナルＸ線透視検査用
の在来の画像インテンシファイヤシステムに代わって平坦パネル画像器の使用を
予期する、デジタル画像化における他の力によって大いに駆り立てられる。この
理由により、このよな特徴をもつ画像器が、次の５年以内に利用可能になるであ
ろうことを予想することができる。

【００６９】全体的に、平坦パネルの操作特性は、コーンビームコンピュータ断層撮影スキ
ャニングジオメトリにおける捕捉と互換性が高い。画像インテンシファイヤー又
はレンズベースシステムとは異なり、平坦パネル検知器は、回転ジオメトリのも
とで幾何学的に頑丈であり、画像の歪みの問題がない。ピクセル要素へのアナロ
グ・デジタル変換器及び比較的大きな電荷信号の近傍では、パネルを高周波パワ
ー環境において頑強にし、これは、特に、放射線療法への適用に興味深い。これ
らの検知器の高読取り速度によって、３００投影像のシーケンスを１０秒（３０
fpsで運転）内に映像化することができる。これは、医療リニア加速器のガント
リー(gantry)のための許容回転速度を満足するのに十二分である。実際、国際電
気機械機関（IEC）は、リニア加速器について毎分１回転以下を推奨しており、
治療室においてコーンビームコンピュータ断層撮影ガイダンスの利点に照らして
、そのような規制を再考するのが合理的であろう。現在、検知器サイズ及び縦横
比は、デジタル照射線画像測定の必要性に依存し、放射線画像測定フィルムのサ
イズと同等な検知器を作る。もし、ガントリー回転中、ft検知器と看者との間に
十分な隙間を維持すべなら、これらのサイズは再構築の視野を限定する。この問
題は、３６０°のガントリー回転を使用するオフセット検知器スキームを使用す
ることにより取り組むことができる。究極的には、特注の検知器をコーンビーム
コンピュータ断層撮影（例えば、25×50cm2の面積のパネル）の要件を満たすサ
イズ及び縦横比で設計することができる。

【００７０】この技術が示す潜在能力によれば、コンピュータ断層撮影のための新たな分野
への適用の可能性が大きい。この技術に基づく撮像システムは、（キロボルト又
はメガボルトのエネルギー）における非破壊検査、特定の治療状態のモニター、
及び、勿論、治療のためのナビゲーション映像を含む、特定の撮像の問題に取り
組むように構成することができる。パネルの小型性によって、平坦パネル画像装
置に基づくコンピュータ断層撮影を、従来のコンピュータ断層撮影スキャナでは
不可能と考えられていた状況に応用可能となる。コーンビームコンピュータ断層
撮影のアプローチは、従来のスキャナと比べて、コストを大きく削減する２つの
重要な特徴を提供する。第１に、捕捉のコーンビーム特性は、撮像捕捉中、患者
（対象物）を移動させる追加の機構を必要としない。第２に、コーンビームの使
用は、ファンビームの使用とは反対に、X線の使用を著しく増加させ、三次元走
査に必要なX線管熱容量を低減させることができる。同じソース及び検知ジオメ
トリーのため、効率は、概ねスライス厚さに相当する。例えば、Ｘ線使用率は、
従来のスキャナにおける３ｍｍスライスから、コーンビームシステムの１００ｍ
ｍスライスに対応するコーンアングルへ、３０倍に増加する。これによって、熱
負荷容量が大きく減少する。我々の経験からでは、５２００kHU Ｘ線管は、コス
トが約７０,０００ドルであるところ、６００kHU Ｘ線管（１０分の一の容量）
は、コストが約６、０００ドルである。

【００７１】コーンビームコンピュータ断層撮影は、核医学及び工業検査のような分野にお
いて、１０年以上の間、活発な研究開発の課題であった。しかし、最近になって
、診断コンピュータ断層撮影領域においても見かけ始めた。この領域における発
展は、ほとんどマルチスライス検知器に限定されている。この模索において、高
性能コンピュータ断層撮影のための別の検知器の使用が研究されている。この模
索の結果によって、放射線治療のためのコーンビームコンピュータ断層撮像シス
テムにおけるこれらの検知器の使用のため、また、コーンビームコンピュータ断
層撮影の完全に三次元化の利点を利用する診断及び介在されるコンピュータ断層
撮影作業のための顕著な潜在的可能性がある。

【００７２】コーンビームコンピュータ断層撮像システム３００に関して前に示した好結果
に基づき、医療リニア加速器における放射線治療を案内するための、平坦パネル
画像装置に基づくキロボルトコーンビームコンピュータ断層撮影スキャナのいく
つかの実施例が明らかになった。例えば、図１７（ａ）−（ｅ）及び図１８は、
壁取り付け式コーンビームコンピュータ断層撮像システム４００の実施例の概略
図である。コーンビームコンピュータ断層撮像システム４００は、Ｘ線管４０２
及びガントリー４０６に設けられた平坦パネル画像装置４０４のようなＸ線源を
含む。Ｘ線管４０２は、約３０KeVから１５０KeV、好ましくは、１００KeVの範
囲のエネルギーを有するコーン又はピラミッド形のＸ線４０７のビームを生成す
る。平坦パネル画像装置４０４は、アモルファスシリコン検知器を使用する。

【００７３】システム４００は、患者の体積物標の治療を可能にするように、Ｘ線管４０２
のパワーレベルよりも高いパワーレベルで運転する、リニアソース４０９のよう
な別個の放射線治療Ｘ線源を含む、既存の又は新しい放射線治療システム７００
に改装してもよい。リニアソース４０９は、４MeVから２５MeVまでの範囲を有す
る光子又は電子のような、Ｘ線又は粒子４１１のビームを生成する。システム４
００は、また、それらの間に介在された患者とリニアソース４０９とを整列させ
る画像装置（図示せず）を含む。画像装置は、患者を貫通するビーム４１１の面
影に基づいて患者の投影像を形成する。Ｘ線源４０２と４０９は、分離し、また
、同じ構造に含まれ、又は、異なるエネルギーのＸ線を生成することができる単
一源に組み合わせてもよい。

【００７４】図１７（ａ）−（ｅ）及び図１８−図１９に示すように、平坦パネル画像装置
４０４は、医療リニア加速器４０９のガントリー４０６の平らで円形の回転ドラ
ム４０８の面に取付けることができ、Ｘ線管４０２によって作られたＸ線４０７
が、放射線治療源４０９によって生成される治療ビーム４１１に対して略直角で
ある。平面画像装置４０４の取り付けは、三脚を形成する３つの１ｍ長のアーム
４１０，４１２、及び４１５を含む画像装置支持システム４１３によって達成さ
れる。図１８及び図１９（a）−（b）に示すように、サイドアーム４１０及び４
１５は互いに同一形であり、また、端部がAx９５ガイ枢軸（Guy pivot）に取付
けられており、Ax９５ガイ枢軸は枢軸４１７の整列ねじ孔及びプレート４３３及
び４３５のそれぞれのねじ孔４２５及び４３１を介して、ねじによってねじ止め
されている。図１７（b）及び図１８に示すように、アーム４１０及び４１５の
ための取り付け部４１４は、平面画像装置４０４を含む面に対して平行且つ約３
０cmだけ偏位した面４２１内に含まれたラインセグメント４１９に沿って、互い
に整列していいる。取り付け部４１４は、互いに約７０cm離間していおり、且つ
、放射線治療源４０９から２７０°の個所に、ドラム４０８に取付けられた画像
装置取り付け部４２３と交差する面に対して対称的に配置されている。

【００７５】図１８及び図１９（a）−（b）に示すように、各取り付け部４１４は、ねじ付
雄部材４１８をドラム４０８を貫通して形成された孔４３７を通して挿入するこ
とによって、ドラム４０８の端部４１６に取付けられている。一旦、挿入された
ら、ねじ付雄部材４１８は、ナット４２０をねじ付雄部材４１８に締付けること
によって、ドラム４０８に対して取付けられる。アーム４１０及び４１５の他端
は、Ax９５ガイ枢軸４２２に取付けられており、また、Ax９５ガイ枢軸４２２は
、0.95cm（3/8インチ）厚のアルミニウム製正方形プレート４２４の後側に取付
けられており、更に、正方形プレート４２４は、ボルト（図示せず）によって平
坦パネル画像装置４０４の後ろに取付けられている。

【００７６】図１７（d）−（e）に示すように、平坦パネル画像装置４０４は、プレート４
２４に対に対して２つの予め設定された位置がある。図１７（ｄ）に示すように
、平坦パネル画像装置４０４は、アーム４１２の端部を中心として中心決めされ
ている。広い視野を提供するため、偏位平坦パネル画像装置４０４は、図１７（
ｅ）に示すように使用可能であり、画像装置４０４は、ボルトによって、プレー
ト４２４の側面に対して取付けられている。平坦パネル画像装置４０４をプレー
ト４２４に対して移動させ、コーンビームコンピュータ断層撮像システムの視
野を変化させる容易な方法を提供するため、動力化されたシステムを使用しても
よい。

【００７７】中央アーム４１２は、また、ドラム４０８及び平坦パネル画像装置４０４に取
付けられている。中央アーム４１２は、Ax９５ガイ枢軸４２７に取付けられた一
端を有し、一方、Ax９５ガイ枢軸４２７は、図１７（ｂ）及び１８に示されたド
ラム４０８に形成された、ねじ孔付三角形補強プレート４２６に取付けられてい
る。プレート４２６は、映像システム４００の等角点４３０と交わる回転軸４２
８から約４３３．８ｍｍである。中央アーム４１２の第２端部は、Cx９５A直角
アングルジョイント４２５を介してプレート４２４に取付けられている。

【００７８】図１７（b）及び図１８に示すように、アーム４１２の端部は、ラインセグメ
ント４１９の直角二等分線である線に沿って配置されており、また、約３０cmの
距離Dによって、ラインセグメント４１９に沿って計測するとき、取り付け部４
１４の間の中間点から半径方向に離間している。図１７（b）及び図１８に示すように、アーム４１０、４１２及び４１５の他
端は、プレート４３４の後ろ側縁部４２９から約２０cm、かつ、プレート４３４
の左及び右縁部の間の略中間に位置するように、プレート４２４に取付けられて
いる。

【００７９】一旦、アーム４１０、４１２及び４１５が、ドラム４０８及びプレート４２４
に取付けられたら、アームは、平坦パネル画像装置４０４が、背面が約６０mmの
距離Lによって、等角点４３０から離間した位置に移動するように枢着すること
ができる。映像支持システム４１３の１つの利点は、既存の独立型放射線治療装
置を、それに取付けられた平坦パネル画像装置を有することができるように、改良して使用可能である。画像装置支持システム４１３は、非常に高剛性（すな
わち、引張り及び圧縮で一定）であり、画像装置４０４の運動を減少させ、従っ
て、より明瞭な映像データに導く。

【００８０】 X線管４０２は、また、平坦パネル画像装置４０４の反対側に位置するように
、既存の独立型治療装置を改造することができることに留意すべきである。図１
７（a）−（e）に示すように、X線管４０２は、一対の前面及び背面４４２、４
４４及び一対の側面４４６で構成された管支持部４４０に取付けられている。マ
ルチリーフコリメーター（multi-leaf collimator）４４８は、管支持部４４０
の内部に支持されている。正面及び背面４４２及び４４４はそれぞれ、互いに整
列し、かつ、ドラム４０８にボルト止めされたベアリングハウジング４５６に取
付けられた３つの円筒状支持アーム４５４を受入れる３つの孔４５０、４５２を
含む。管支持部４４０及びX線管４０２は、支持アーム４５４に沿って摺動可能
である。ケーブル支持部４５８は、管支持部４４０及びベアリングハウジング４
５６との間に架橋されており、また、X線管４０２を操作するのに必要な配線を
含むことに留意すべきである。

【００８１】図２０(ａ)及び(ｂ)に、図１７の平面画像器４０４用の変形例の画像器支持装
置を示す。特に、図２０(ａ)及び(ｂ)に示す画像器支持装置５０７は、単一の枢
動アーム５１０を含み、この枢動アーム５１０は、放射線療法ソース４０９の下
コーナーに枢動自在に取付けられている一方の端部を有する。枢動アーム５１０
の他方の端部５１２は、平面画像器４０４の端部に枢動自在に取付けられている
。枢動アーム５１０及び平面画像器４０４は、図２０(ａ)の引っ込み位置から図
２０(ｂ)の延長位置まで及びその反対に可動である。枢動アーム５１０及び平面
画像器４０４の移動は、手動で又はモーターを介しての何れかによって移動され
るのが良い。

【００８２】支持構造を簡単化し且つ全体システムの機械的複雑さを軽減するために、画像
器支持装置５０７を使用するとき、Ｘ線管４０２が放射線療法ソース４０９の第
２の下コーナーに取付けられていることに注目すべきである。Ｘ線管４０２の位
置は、Ｘ線管４０２と患者へのスタッフの接近との干渉も軽減する。この実施形
態では、Ｘ線管４０２から回転軸線４２８までの距離が放射線療法ソース４０９
から回転軸線４２８までの距離と必ずしも等しくないことに注目すべきである。
また、図２０(ｂ)に示す枢動アーム５１０の延長量は、コーンビームコンピュー
タ断層撮影のための所望の視野に応じて変化する。もし機能的構造が十分正確に
設計されていれば、枢動アーム５１０は、ガントリーの回転中の画像取得中の回
転によって引き起こされる画像器４０４と患者又はテーブルとの潜在的な衝突を
動的に回避することを可能にするように出入りすることができることに注目すべ
きである。放射線療法ソース４０９のヘッドは、図２０(ａ)の引っ込み位置にあ
る間に画像器４０４に対する放射線によって引き起こされる損傷を制限する追加
の鉛製シールド材を画像器側面に設けるように変更されていても良い。これは、
画像器４０４の寿命期間を増大させる。

【００８３】図１７の平面画像器４０４用の第２の変形例の画像器支持装置を、図２１(ａ)
及び(ｂ)に示す。特に、図２１(ａ)及び(ｂ)に示す画像器支持装置６０７は、単
一のＣ字形アーム６１０を含み、このＣ字形アーム６１０は、放射線療法ソース
４０９の前部又は後部に取付けられたアーム支持部６１１に取付けられている。
Ｃ字形アーム６１０の一方の端部には、Ｘ線管４０２が取付けられ、Ｃ字形アー
ム６１０の他方の端部には、平面画像器４０４が取付けられている。Ｃ字形アー
ム６１０は、アーム支持部６１１内を手動で又はモーターを介しての何れかによ
り移動され、その結果、Ｘ線管４０２及び平面画像器４０４は、一定の弧に沿っ
て移動することができる。

【００８４】この実施形態では、Ｘ線管４０２から回転軸線４２８までの距離が放射線療法
ソース４０９から回転軸線４２８までの距離と必ずしも等しくないことに注目す
べきである。Ｃ字形アーム６１０は、一定の円の弧の形状をなす必要はない。ま
た、Ｃ字形アーム６１０の回転軸線は、放射線治療ソース４０９の回転軸線４２
８と必ずしも一致せず、それにより、同じ装置が、Ｃ字形アーム６１０の半径を
変更することなしに、面からイソ(iso)センターまで異なる距離を有する機械に
取付けられることを可能にする。

【００８５】図２１(ａ)及び(ｂ)のＣ字形アーム６１０の使用により、コーンビームコンピ
ュータ断層撮影を得る際、多大な柔軟性を許容する。例えば、画像データを、ガ
ントリー４０６のドラム４０８を回転させることだけによって得ることができる
。画像データを、Ｃ字形アーム６１０をガントリー４０６と独立に円形経路内で
移動させることによる第２の仕方で得ることができる。画像データを、円形経路
に沿う画像を発生させるようにＣ字形アーム６１０及びドラム４０８を協働的に
作動させることによって得ることができ、その結果、角度方向の取得範囲が増大
され、ガントリーの角度方向速度の不安定性が処理される。画像化の第４の仕方
は、一定球面上のサイン曲線軌道を含む非円軌道運動を行わせるように、ドラム
４０８を回転させ且つＣ字形アーム６１０をガントリーの取付け箇所を中心にサ
イン曲線パターンで枢動させることを含む。そのような非円軌道運動は、タイ(T
uy)の条件を満たすことによって、画像再構成をより完全にすることが可能であ
る。

【００８６】図２２は、可動式コーンビームコンピュータ断層システム７００を示す。この
実施形態では、システム７００は、可動プラットフォーム７０２上にあり、その
結果、システム７００を、回転式放射線療法ソース４０９(図示せず)に対してテ
ーブル４４３上に位置決めされた患者４４１に対して移動することができる。コ
ーンビームコンピュータ断層システム７００は、Ｃ字形アーム７０４の一方の側
に位置決めされたＸ線管４０２のようなＸ線ソースと、Ｃ字形アーム７０４の一
方の側の反対側に位置決めされた平面画像器とを含む。Ｃ字形アーム７０４は、
作動の際、２つの回転軸線を中心に回転することができる。システム７００は、
放射線療法システム(図示せず)まで移動され、システム７００を、放射線療法シ
ステムのアライメントを助ける画像を発生させるのに使用することができる。

【００８７】上述したコーンビームコンピュータ断層システム４００及び図１８乃至図２２
に示した画像器支持装置の種々の実施形態について、システム４００の操作を以
下に説明する。以下の説明において、放射線療法ビーム４１１の用語「形状」は、
ビームの方向と垂直な平面内におけるビームの空間的な分布、又は、いくつかの
ビーム制限装置を通して透過された後のビームの周波数をいうものと理解される
。用語「計画作成用画像」は、放射線療法の治療計画作成のために使用される治療
デリバリの前に、コーンビームコンピュータ断層システム４００によって取得さ
れた患者の画像をいう。用語「努力(constrained)計画セット」は、所定の患者
のための複数の放射線療法治療計画をいい、各放射線療法治療計画は、計画作成
用画像の病変箇所及び／又は向きと比較したそれらのいくつかの摂動を仮定して
計算される。例えば、努力計画セットを、各計画がｙ及び／又はｚ軸線を中心と
する病変の異なる大きさの回転と一致するように計算しても良い。

【００８８】コーンビームコンピュータ断層撮像システム４００は、好ましくは、Ｘ線管４
０２および、治療位置における治療台上の患者の三次元画像を形成することがで
きる図２３（ａ）−（ｄ）に示されたジオメトリの任意の１つの平坦パネル画像
器４０４を含む。Ｘ線管４０２は、パルス化されたまたは連続的なＸ線ビーム４
０７を発生するように操作することができる。平坦パネル画像器４０４は、１．
）入射Ｘ線を電子画像に変換する機構（例えば、各画素における感光素子と組み
合わされたシンチレータ、または光伝導体）、２．）各画素における電子の電荷
を統合し、蓄積する機構（各画素に位置する光ダイオード、キャパシタ等のキャ
パシタンス）、３．）装置から電子の電荷を読み出す機構（関連した切換制御ラ
インおよび読み出しラインを備えた各画素における薄膜トランジスタスイッチ等
）を組み込んだ画素の能動マトリックスを含む。Ｘ線管４０２および平坦パネル
画像器４０４は好ましくは、患者の長手方向軸線を中心とした円形軌道（および
その変形）を移動する。図１８−２２で使用されている画像器支持システムに応
じて、画像器支持システムは、図２３（ｂ）に示されたｘ方向および／またはｚ
方向のオフセットに順応しなければならない。ｘ方向、ｙ方向および／またはｚ
方向におけるＸ線管４０２および／または平坦パネル画像器４０４の組み合わさ
れた動きは軌道と呼ばれ、患者を中心とした円形であってもよいし、非円形、例
えば、直線、正弦曲線、円、および／またはランダムな経路の幾つかの組み合わ
せであってもよい。例えば、ソース４０２および画像器４０４が互いに独立に移
動する場合には、ソース４０２は、円筒面に束縛された正弦曲線経路または鋸刃
経路を移動し、画像器４０４は、円筒面上の円形経路を移動するのがよい。この
筋書では、コリメータは、ソース４０２および画像器４０４の許された独立した
動きにもかかわらず、照射場の形状を、これが画像器４０４に閉じ込められるよ
うにリアルタイムで調節する。

【００８９】コーンビームコンピュータ断層撮影画像の捕捉は、複数の二次元画像の捕捉を
伴い、これらの複数の二次元画像において、各々の画像は好ましくは、患者４４
１に対するＸ線ビーム４０７および平坦パネル画像器４０４の異なる向きに対応
し、例えば、Ｘ線管４０２および平坦パネル画像器４０４は、図２３（ｄ）に示
された患者を中心とした円形または非円形経路を横断する。コーンビームコンピ
ュータ断層撮影画像は好ましくは、治療位置において、かつ治療供給直前におけ
る治療台上の患者について捕捉されることに留意されたい。コーンビームコンピ
ュータ断層撮影画像の捕捉の好ましい方法に伴う処理が図２４に示されており、
概念的に種々のオフラインおよびオンライン処理および、二次元画像の捕捉およ
び三次元画像の再構築のための機構に分割される。

【００９０】図２４に概略的に示されたオフライン処理は、Ｘ線照射がなく（ダークフィー
ルドと呼ばれる）、およびＸ線照射により（投て射フラッドフィールドと呼ばれ
る）捕捉される複数の二次元画像の捕捉を含む。かかるダークフィールドおよび
フラッドフィールドは、画像動作および応答特性における不均一性から生じる画
像形成システムにおける静的不均一性を補正するために使用される。二次元画像
における欠陥画素を特定し、補正するための機構（例えば、異常画素座標を特定
する画素欠陥マップ、および対応する画素値にフィルタを適用すること）も含ま
れる。第３に、以下に説明する非理想軌道の修正のためのメジャーおよび方法が
使用されることが好ましい。

【００９１】図２４に概略的に例示されたオンラインプロセスは、１）X線管の制御および
監視、２）X線管４０２および平坦パネル画像器４０４が縦走する軌跡の制御お
よび監視（例えば、ガントリー４０６を回転させることにより行われる）、およ
び、３）平坦パネル画像器４０４の制御および読出しを含んでいる。X線ソース
４０２はパルス式または連続式の態様のいずれかでX線を生成し、X線管出力の大
きさの変動は出力モニタにより監視されており、このモニタは、X線管コリメー
タアセンブリの内部に設置されたダイオードのような放射線感受性の電子素子を
備えているのが好ましい。代替例として、出力モニタはX線管４０２の外部の、X
線管出力の変動を測定できるようになる位置に設置されればよく、或いは、平坦
パネル画像器４０４上の画素を利用して出力が測定されるようにし、これらピク
セルが複数の２D投影画像中で患者により遮蔽されないようにしてもよい。X線管
４０２と平坦パネル画像器４０４の患者の周囲の軌跡は、ガントリー４０６のコ
ンピュータ制御下の回転により、また、各２D画像が得られるガントリー角度の
厳密な測定と組み合わせることで制御されるのが好ましい。X線ソース４０２と
平坦パネル画像器４０４の両方ともが図２２のポータブル式の実施形態のような
治療ガンとリー４０６上に搭載されるわけではない実施形態については、各２D
画像ごとにこれら２つの構成要素の位置を測定および記録する類似の機構が採用
される。第３に、複数の２D画像は制御／取得用コンピュータにより平坦パネル
画像器４０４から読み出される。平坦パネル画像器４０４の読出しは、図１８か
ら図２２を参照しながら先に説明された実施形態ように、X線管４０２と平坦パ
ネル画像器４０４の支持構造体と同期するのと同様に、X線管４０２の動作とも
同期するのが好ましい。X線露光、ガントリー回転、および、平坦パネル画像器
読出しのタイミングは、１）制御／取得用コンピュータ、または、２）能動呼吸
制御用装置、電子式心臓噴門制御用装置のような外部トリガ機構（噴門制御ソー
ス）のいずれかにより同期されるのが好ましい。前者の場合については、好まし
い実施形態は、１）X線ソース４０２により生成されるX線パルス、２）ガントリ
ー回転（例えば、〜１°から〜360°の増分の）、および、３）平坦パネル画像
器読出し（例えば、X線管出力およびガントリー回転の制約と一致した読出し速
度の）といったコンピュータ制御を含んでいる。後者の場合については、好まし
い実施形態は、噴門制御ソースがX線の生成、ガントリー回転、および、平坦パ
ネル画像器読出しを患者４４１の解剖学的構造の運動と同期した態様で誘発し、
画像の再構築において器官モーションの身体に有害な効果を低減するようにして
いる。

【００９２】好ましい実施形態は、高速のコーンビームコンピュータ断層撮像画像再構築用
の機構（再構築エンジン）を備えている。複数の２D投影図がまず、暗色場また
はフラッド場の補正により処理され、軌跡の非理想化性（後段）、管出力の変動
、および、ガントリー回転のそれぞれの測定値を処理済みの２D投影図と一緒に
利用して、患者４４１の３Dコーンビームコンピュータ断層撮像再構築画像を形
成する。多様なコーンビーム再構築技術が当該技術で公知であり、その中には、
コーンビームフィルタ処理逆投射が含まれる。ここでは、コーンビームコンピュ
ータ断層撮像画像が、オンライン処理プラニング用のシステムに対して利用可能
とされる。

【００９３】２D画像取得と病巣位置探知誤差の補正との間で暫時、患者４４１は１種以上
のガントリー角度で平坦パネル画像器を用いて得られる周期的放射線写真により
監視されるのが好ましい。好ましい実施形態では、これらのモニタ用放射線写真
は、患者４４１の期分内モーションをチェックするために分析される（例えば、
異なる画像の計算により）。

【００９４】好ましい実施形態は、病巣位置探知誤差の補正のためのコンピュータ制御され
た治療台４４３を備えている。治療台４４３は、X軸を中心とした回転はもとよ
り、X方向、Y方向、Z方向それぞれの患者４４１の並進をも可能にするのが好ま
しい。Y軸（傾斜）およびZ軸（回転）を中心とした回転は、かかる運動により補
正されるが（条件付きのプランセットから適切なRTTPを選択することにより、そ
のような誤差を補正するのとは対照的に）、但しこれは、重力効果のせいでかか
る運動が病巣４４４および／またはその周囲の構造体の位置および配向に不確定
性を生じないのであればという条件のもとでのことである。更に、治療台４４３
は放射線透過性材から構成されて、コーンビームコンピュータ断層撮像画像の取
得に著しく干渉することがないようにするのが好ましい。

【００９５】好ましい実施形態は、放射線療法源４０９、マルチ−リーフコリメータような
コリメート構造体、及びイメージャを含む放射線療法装置を使用して行われる放
射線療法送出装置の較正方法を含む。イメージャ４４６は放射線療法ガントリー
４０６に取り付けられた支持アームの放射線療法源４０９と対向して置かれてお
り、好ましい実施形態では、高エネルギービーム４１１の画像用に設計された平
らなパネルイメージャ４０４である。較正方法は、好ましくはルーサイトキュー
ブに埋設され、且つ図２５に示すようにガントリーの回転の等中心４３０に関し
て既知の位置に置かれた基準ＢＢ４４８を採用する。キューブ４５０は正確に水
平に置かれ、そしてキューブ面上のマークがキューブ内の等中心の位置を投射す
る。基準ＢＢ４４８は、ガントリー４０６が好ましくは時計回りに及び反時計周
りに３６０°回転するとき、放射線療法源４０９及びイメージャ４４６を使用し
て角度の増分で画像形成される。各画像では、基準ＢＢ４４８は、好ましくは自
動質量中心計算によって位置決めされ、マルチ−リーフコリメータの各リーフの
縁及びコリメータの縁は最大信号勾配の計算によって位置決めされる。測定され
た反射から特定の振幅のシヌソイドを減算した後、余りはリーフ位置の不完全さ
を表す。これらの余りは、マルチ−リーフコリメータのコントローラに取り込ま
れて算出される。別のやり方は「修正された」リーフ位置を発生させるようにプ
ラニング装置を修正することにある。較正後、治療室内の患者位置決め用レーザ
を、ルーサイトキューブに位置した一組のレーザ整合マークに調整する。

【００９６】好ましい実施形態は、更に、放射線療法源４０９のジオグラフィに対してコー
ンビームコンピュータ断層撮影画像ジオグラフィを較正する較正器を含む。コー
ンビーム較正断層撮影ジオグラフィの較正は好ましくは、基準ＢＢ４４８を移動
させないでマルチ−リーフコリメータリーフ較正にすぐ続いて行われる。同じ手
順がＸ−線源４０２及び平らなパネルイメージャ４０４を使用して行われるが、
この場合には、余りが再構成処理の背景映写軌道を調整するのに使用される。基
準ＢＢ４４８の画像は好ましくは、３−Ｄ質量中心アルゴリズムを使用して分析
され、等中心４３０の位置は質量中心からの単純なオフセットとして計算される
。かくして、等中心４３０をコーンビームコンピュータ断層撮影画像の３−Ｄマ
トリックス内に明快に認識することができる。

【００９７】好ましい実施形態では、コーンビームコンピュータ断層撮影画像装置４００及
び放射線療法装置の相互較正を総合ジオメトリー及び線量測定用の機構（模型）
でテストする事ができる。模型は好ましくは、満水又は水当量体積を含み、この
中に線量測定インサートを種々の位置にしっかりと入れる。線量測定インサート
は好ましくは、１）電子線量計の検出器マトリックスか、２）放射線敏感性ゲル
線量計の体積のいずれかを含む。前者の場合には、線量計は水当量インサート内
に埋設され且つコンピュータ断層撮影画像の明白な識別を可能にするように非対
称に置かれる。その上、各線量計は、他の検出器の線量測定に読み取り影響を及
ぼすほど小さい。線量計マトリックスからの電子信号は好ましくは２つの方法の
いずれかで使用される。すなわち１）完全な送出の線量測定をすべての検出器か
らの信号を記録し、且つ計算値と比較することによってテストすることができ、
それによって送出の点線量検査並びに日常の予備治療質の確保をもたらし、及び
又は２）複合画像装置及び送出装置の正確さ及び精密さを検出器に線量を記録す
ることによって判断することができる。と言うのは、リーフの幾何学的縁を推論
してプラニング装置の線量計算と比較することができるからである。このてすと
は好ましくは、体積内で線量測定インサートを移動させることによって装置のリ
ーフのすべてについて行われる。放射線敏感性ゲル線量計の場合には、与えられ
た治療スキームによって送出される３−Ｄ線量分布の測定を量的に評価すること
ができる。

【００９８】好ましい実施形態は、更に、治療位置で治療テーブル４４３に載った患者４４
１のコーンビームコンピュータ断層撮影画像の獲得にすぐ続いて物標体積を描く
ことを含む。物標体積／病変４４４及び又はそれを取り囲む組織の位置測定を、
例えば、トランス軸上、矢状、冠状、及び又は斜めスライスのある組み合わせで
組織の輪郭によって手で行う事ができる。変形例として、物標体積／病変４４４
及び又はそれを取り囲む組織を当該技術で認識されているように、自動位置測定
アルゴリズムによって描く事ができる。このやりかたでは、プラニング画像に定
められた物標体積／病変４４４は所定のオンラインコーンビームコンピュータ断
層撮影画像に重ねられ、画像を、プラニング画像と比較される画素値の標準偏差
を最小にするような方法で基準物標輪郭を移動させたり回転させたりして合わせ
る。プラニング画像では、骨組織が定められ、プラニング画像と骨組織のオンラ
インコーンビームコンピュータ断層撮影画像との（較正された等中心位置との）
合致は骨の解剖的組織の設定誤差（回転及び移動）を決定する。骨組織に対する
軟組織物標の運動は、均質な領域をカバーするまで物標体積を移動させたり回転
させたりして量が計られる（すなわち画素値の差の標準偏差を最小にする）。

【００９９】今回の会議のための治療プランを、ＲＴＴＰの再計算、前に計算した一組のプ
ランからの修正されたＲＴＴＰの選択、及び又は患者の移動、回転及び又は傾斜
を含む、多数の方法又はその組み合わせによってコーンビームコンピュータ断層
撮影画像データに基づいて修正することができる。選ばれた方法は、線量が病変
の位置／向きの不確実さを生ぜしめないように今回の治療会議のための修正され
たプランを提供し、従って、この方法は、断片内組織運動作用を最小にするため
に短時間枠内で完了させなければならず、そして患者の解剖的組織を著しくゆが
めるべきではない。コーンビームコンピュータ断層撮影画像データに基づいたＲ
ＴＴＰの再計算はこのような時間の制約で一貫していなければならない。同様に
、患者の移動、回転及び又は傾斜は、例えば重力の作用により、コーンビームコ
ンピュータ断層撮影画像で測定されたものと比較される患者の解剖学的組織を混
乱させるべきではない。

【０１００】好ましい実施形態は、迅速な病巣位置探知、適切なRTTPの選択、線量測定の再
調査、処方箋の放射線治療配給システムへの転送についての簡素化されたプロセ
スを必要とする。放射線治療処置手順のオンラインコーンビームコンピュータ断
層撮像ガイダンスのプロセスが図２６に例示されており、これは、概念的にシス
テムを１）オフライン治療プロセス、２）オンライン選択およびオンライン補正
の事前実施事項、および、３）オンライン画像化および治療プロセスへと分離す
る。

【０１０１】好ましい実施形態におけるオフライン治療プロセスはプラニング画像で始まり
、この画像に基づいて、目標量とその周囲の構造体の外形が画定され、目標変形
、配給精度、および、輪郭形成精度が適用される。目標線量の均一性や正常な組
織の容量の拘束が処方箋と一致している状態で、多様な角度から患者４４１に向
けられる多数の放射線治療ビーム４１１のような所与の治療部位の放射線治療に
必要な所与のプロトコルに従って、逆プラニングが実施される。この基準プラン
に加えて、複数の追加プラン（条件付プランセット）が目標量の多様な並進およ
び／または回転の関数として生成される。プランは、可能な並進および／または
回転ごと（例えば、Y軸を中心とした目標量の回転）わずかに増分して生成され
るのが好ましい。

【０１０２】病巣位置探知誤差のオンラインプラン選択およびオンライン補正の好ましい実
施形態では、目標量／病巣４４４、および、この病巣とプラニング画像における
骨の構造との関係は事前実施事項として使用され、条件付プランセットは放射線
治療システムに転送されて、オンライン処置手順の前に配給可能性を検証する。
オンライン治療プロセスでは、患者４４１は治療台４４３上で治療位置に配置さ
れ、コーンビームコンピュータ断層撮像画像が上述のように取得される。目標量
／病巣４４４およびその周囲の構造は、コーンビームコンピュータ断層撮像デー
タの形式で輪郭形成され、それにより、プラニング画像における位置と配向に関
する目標量／病巣４４４の並進および／または回転を識別する。上述のように、
並進はコンピュータ制御された治療台４４３の並進により補正することができ、
回転は条件付プランセットから適切なプランを選択することにより補正すること
ができる。プラニング画像に関するコーンビームコンピュータ断層撮像画像で観
察される病巣４４４の並進は治療台４４３上の患者のY方向および／またはZ方向
への並進により、かつ／または、X軸を中心とした回転により、補正される。病
巣４４４の配向（すなわち、Y軸および／またはZ軸を中心とした回転）は、病巣
４４４の測定された回転に最も緊密に対応する修正されたRTTPを先に計算した条
件付プランセットから選択することにより、補正される。一方で、患者４４１の
放射線監視処理を利用して、患者４４１の期分内モーションをチェックすること
もできる。更に、治療処置手順の直前、その最中、または、その直後に得られる
コーンビームコンピュータ断層撮像画像は、治療配給の最中に患者の解剖学的構
造の位置を正確に表示するために得ることができるが、その位置は、オフライン
再調査、評価、および、その後の治療期間の修正のために記憶させることができ
る。配給システムに処方箋を転送した後で、患者のセットアップおよびコーンビ
ームコンピュータ断層撮像画像から決定された治療プランに従って、治療プラン
が実行される。

【０１０３】先の説明は本発明の具体的な実施形態を単に開示し、説明しているにすぎない
。当業者なら、そのような説明から、また、添付の図面および前掲の特許請求の
範囲に基づいて、前掲の特許請求の範囲で限定されているような本発明の精神お
よび範囲から逸脱せずに、上述の実施形態に多様な変更、修正、および、改正を
行うことができることを認識するだろう。例えば、コーンビームコンピュータ断
層撮像システムは、動物実験識別、非観血性で非破壊性の成分構造試験を実施す
るのに適するようにされてもよい。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１（ａ）から図１（ｃ）は従来の放射線治療装置の幾何学的形
状および動作を示す概略図である。

【図２】コーンビームコンピュータ断層撮像画像化処理用の補助装置を備
えている公知の放射線治療装置を示す概略斜視図である。

【図３】本発明の第１の実施形態に従って、ベンチトップ型のコーンビー
ムコンピュータ断層撮像システムが平坦パネル画像器を採用しているのを示す図
である。

【図４】図３に示されたコーンビームコンピュータ断層撮像システムの幾
何学的形状と処置手順を例示する概略図である。

【図５】図５（ａ）から図５（ｄ）は、図３のコーンビームコンピュータ
断層撮像システムで使用される平坦パネル画像器の基本的性能特性を描いたグラ
フである。

【図６】図６（ａ）から図６（ｄ）は、本発明のコーンビームコンピュー
タ断層撮像システムの性能を検査する試験で使用される多様な物体を示し、その
中に、均一なウエーハシリンダ、水浴槽中の６個の低コントラスト挿入物、水浴
槽に関連する張力下にあるスチールワイヤ、および、安楽死させたラットがそれ
ぞれ含まれているのを例示した図である。

【図７】図７（ａ）から図７（ｄ）は、本発明のコーンビームコンピュー
タ断層撮像システムの反応の均一性を描いており、その中に、均一な水浴槽の容
積画像により軸線方向切片およびサジタル切片、放射方向プロファイル、および
、垂直方向信号プロファイルがそれぞれ含まれているのを例示した図である。

【図８】図８（ａ）から図８（ｄ）は、本発明のコーンビームコンピュー
タ断層撮像システムのノイズ特性を例示しており、その中に、均一な水浴槽の容
積再構築による軸線方向ノイズ画像およびサジタルノイズ画像、放射方向ノイズ
プロファイル、および、垂直方向ノイズプロファイルがそれぞれ含まれているの
を示した図である。

【図９】図９（ａ）から図９（ｂ）は、本発明のコーンビームコンピュー
タ断層撮像システムと、従来のコンピュータ断層撮像スキャナとの反応線形成と
ボクセルノイズとをそれぞれに描いた図である。

【図１０】図１０（ａ）から図１０（ｃ）は、本発明のコーンビームコン
ピュータ断層撮像システムに基づくノイズ−電力スペクトルを描いており、その
中に、軸線方向ノイズ−電力スペクトルの灰色スケールプロット、多様な露光時
に測定されたノイズ−電力スペクトル、および、本発明のコーンビームコンピュ
ータ断層撮像システムについて従来のコンピュータ断層撮像スキャナと比較した
場合のノイズ−パワースペクトルがそれぞれ含まれているのを示した図である。

【図１１】図１１（ａ）から図１１（ｂ）は、本発明のコーンビームコン
ピュータ断層撮像システムの空間分解能を描いており、その中に、図６（ｃ）に
例示されたスチールワイヤの軸線方向切片画像の表面プロット、および、本発明
のコーンビームコンピュータ断層撮像システムについて測定された変調伝達関数
と従来のコンピュータ断層撮像スキャナについて測定された変調伝達関数がそれ
ぞれに含まれているのを示した図である。

【図１２】図１２（ａ）から図１２（ｂ）は、本発明のコーンビームコン
ピュータ断層撮像システムと従来のコンピュータ断層撮像スキャナからそれぞれ
に得られる低コントラストファントムの画像を示す図である。

【図１３】図１３（ａ）から図１３（ｉ）は、図６（ｄ）に例示された安
楽死させられたラットのコーンビームコンピュータ断層撮像画像を示しており、
図１３（ａ）から図１３（ｃ）は肺の領域を、図１３（ｄ）から図１３（ｆ）は
腎臓の領域を、図１３（ｇ）から図１３（ｉ）は下位脊椎の領域を示した図であ
る。

【図１４】図１４（ａ）から図１４（ｄ）は、図６（ｄ）に例示された安
楽死させられたラットのコーンビームコンピュータ断層撮像画像の容積レンダリ
ングであり、椎骨の構造の輪郭を形成する際に達成された空間分解能の程度を例
示し、腹部の軟組織構造と一緒に骨格解剖構造を示した軸線方向平面とサジタル
切取り平面の容積レンダリング、骨格特性のみを示したウインドウをラットの脊
椎および肋骨の領域の拡大図とした軸線方向平面およびサジタル切取り平面の容
積レンダリング、２つの椎骨の一部の拡大図がそれぞれに含まれている図である
。

【図１５】図１５（ａ）から図１５（ｂ）は、本発明のコーンビームコン
ピュータ断層撮像システムと従来のコンピュータ断層撮像スキャナのそれぞれか
ら得られる、図１６（ｄ）に例示された安楽死させられたラットの軸線方向画像
を描いた図である。

【図１６】既存の仮想上の平坦パネル画像器構成について露光の関数とし
て算出された検出量子係数を示したグラフである。

【図１７】図１７（ａ）から図１７（ｅ）は、本発明の第２の実施形態に
従って平坦パネル画像器を採用した壁搭載型のコーンビームコンピュータ断層撮
像システムを複数の角度配向で例示した図である。

【図１８】本発明に従った平坦パネル画像器の支持体の第１の実施形態を
採用した場合の、図１７のコーンビームコンピュータ断層撮像システムを示した
側面図である。

【図１９（ａ）】図１９（ａ）は、図１８の平坦パネル画像器の支持体と
併用される取り付け部の斜視展開図である。

【図１９（ｂ）】図１９（ｂ）は、図１９（ａ）の取り付け部と併用され
る回転結合部の斜視展開図である。

【図２０】図２０（ａ）から図２０（ｂ）は、本発明に従って平坦パネル
画像器の支持体の第２の実施形態を採用した場合の、図１７の壁搭載型のコーン
ビームコンピュータ断層撮像システムの概略正面図である。

【図２１】図２１（ａ）から図２１（ｂ）は、本発明に従った平坦パネル
画像器の支持体の第３の実施形態を採用した場合の、図１７の壁搭載型のコーン
ビームコンピュータ断層撮像システムの概略正面図である。

【図２２】本発明の第５の実施形態に従った平坦パネル画像器を採用した
ポータブル式コーンビームコンピュータ断層撮像システムの図である。

【図２３】図２３（ａ）から図２３（ｄ）は、図１７から図２２のコーン
ビームコンピュータ断層撮像画像化システムの幾何学的形状と動作を例示した図
である。

【図２４】図１７から図２２のコーンビームコンピュータ断層撮像画像化
システムのコーンビーム電算処理画像を得る際に関与するプロセスの実施形態を
例示したフローチャートである。

【図２５】図１７から図２２の画像化および治療配給システムの幾何学的
較正方法の実施形態を例示する斜視図である。

【図２６】患者のコーンビームコンピュータ断層撮像画像化、セットアッ
プ誤差および器官モーションのオンライ補正、および、その後の治療プランのオ
フライン修正に基づいた、図１７から図２２の画像による案内式の放射線治療シ
ステムに関与するプロセスの実施形態を例示するフローチャートである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ｇ０１Ｔ 1/24 Ｇ０１Ｔ 1/24 Ｇ２１Ｋ 5/00 Ｇ２１Ｋ 5/00 ＭＲ 5/02 5/02 Ｘ (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者ジャフリーデイヴィッドエイカナダオンタリオエヌ８ダブリュー２アール７ウィンザーリンカーンロード 2476 (72)発明者ウォンジョンダブリューアメリカ合衆国ミシガン州 48304 ブルームフィールドヒルズテニソンダウンズコート 726 (72)発明者シーワードセンジェフリーエイチアメリカ合衆国ミシガン州 48105 アンアーバーティンバークレストコート 2383 Ｆターム(参考） 2G088 EE02 FF02 GG19 GG20 GG21 JJ05 JJ21 4C082 AA01 AC02 AE01 AG08 AG09 AJ08 AN02 AP07 AP08 4C093 AA25 CA37 EB12 EB13 EB17 EB21 EB22 EC04 EC15 EC16 EC17 EC22 EC28 EC29 EC30 EC32 EC33 EC35 EC43 FF16 FF28 FF42

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射線治療システムであって、経路を移動し且つ対象物に向かって放射線ビームを差し向ける放射線源と、コーンビームコンピュータ断層撮像システムであって、該コーンビームコンピ
ュータ断層撮像システムが、コーンビーム形態のＸ線を前記対象物に向けて放射
するＸ線源と、前記Ｘ線が前記対象物を透過したあと該Ｘ線を受け該対象物の画
像を生成するアモルファスシリコン平坦パネル画像器とを備えたコーンビームコ
ンピュータ断層撮像システムと、コンピュータであって、前記放射線源と前記コーンビームコンピュータ断層撮
像システムとに接続されたコンピュータと、を備え、前記コンピュータが、前記対象物の画像を受け、該画像に基づいて、放射線源
に該放射線源の経路を制御する信号を送る、ことを特徴する放射線治療システム。
【請求項２】前記Ｘ線源が、ｋＶ−Ｘ線源を備えている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３】前記ｋＶ−Ｘ線源が、エネルギが約１００ｋＶのＸ線を照射
する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項４】前記Ｘ線源が、直線加速器を備えている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項５】前記対象物を、前記Ｘ線源および前記アモルファス平坦パネ
ル画像器に対して、移動させるステージを備えている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項６】前記ステージが、回転軸を中心に、前記対象物を、前記Ｘ線
源およびアモルファスシリコン平坦パネル画像器に対して回転させる、請求項５に記載の放射線治療システム。
【請求項７】前記対象物を、前記Ｘ線源と前記アモルファスシリコン平坦
パネル画像器とに対して、移動させるステージを備えている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項８】前記ステージが、回転軸を中心に、前記対象物を、前記Ｘ線
源およびアモルファスシリコン平坦パネル画像器に対して回転させる、請求項７に記載の放射線治療システム。
【請求項９】前記対象物を、前記Ｘ線源と前記アモルファスシリコン平坦
パネル画像器とに対して、移動させるステージを備えている、請求項４に記載の放射線治療システム。
【請求項１０】前記ステージが、回転軸を中心に、前記対象物を、前記Ｘ
線源およびアモルファスシリコン平坦パネル画像器に対して回転させる、請求項９に記載の放射線治療システム。
【請求項１１】前記Ｘ線源の前記Ｘ線が、源平面に沿って、照射される、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項１２】前記Ｘ線源の前記Ｘ線が、前記回転軸に直交する源平面に
沿って、照射される、請求項６に記載の放射線治療システム。
【請求項１３】前記回転軸と源平面を可視化させる整列レーザ装置を備え
ている、請求項１０に記載の放射線治療システム。
【請求項１４】前記アモルファスシリコン平坦パネル画像器が、独立した
検出素子のアレイを備えている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項１５】前記アレイが、二次元アレイである、請求項１４に記載の放射線治療システム。
【請求項１６】前記独立した検出素子の各々が、ａ−Ｓｉ：Ｈフォトダイ
オードを備えている、請求項１４に記載の放射線治療システム。
【請求項１７】前記独立した検出素子の各々が、ａ−Ｓｉ：Ｈフォトダイ
オードに接続されたトランジスタを備えている、請求項１４に記載の放射線治療システム。
【請求項１８】前記コンピュータが、前記アモルファスシリコン平坦パネ
ル画像器からの画像を受け、受けた画像に基づいて前記対象物のコンピュータ断
層撮影画像を生成する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項１９】前記画像が、二次元投影画像である、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項２０】前記コンピュータが、前記アモルファスシリコン平坦パネ
ル画像器から二次元投影画像を受け、該二次元投影画像に基づいて前記対象物の
コンピュータ断層撮影画像を生成する、請求項１９に記載の放射線治療システム。
【請求項２１】第１アームと第２アームとを備えたガントリを備え、前記Ｘ線源が前記第１アームに取付けられ、前記アモルファスシリコン平坦パ
ネル画像機が前記第２アームに取付けられている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項２２】前記ガントリが回転軸を中心に回転する、請求項２１に記載の放射線治療システム。
【請求項２３】前記ガントリが前記第２回転軸を中心に回転する、請求項２２に記載の放射線治療システム。
【請求項２４】前記ガントリが部屋の壁に取付けられている、請求項２１に記載の放射線治療システム。
【請求項２５】前記ガントリが部屋の壁に取付けられている、請求項２３に記載の放射線治療システム。
【請求項２６】前記ガントリが、部屋の床を並進移動できる可動プラット
フォームに取付けられている、請求項２２に記載の放射線治療システム。
【請求項２７】前記ガントリが、部屋の床を並進移動できる可動プラット
フォームに取付けられている、請求項２３に記載の放射線治療システム。
【請求項２８】前記放射線源が前記Ｘ線源のパワーレベルより高いパワー
レベルで作動し、前記放射が、前記対象物の領域の放射処置に効果的な強度およびエネルギのも
のである、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項２９】前記放射線源が前記Ｘ線源のパワーレベルより高いパワー
レベルで作動し、前記放射が、前記対象物の領域の放射処置に効果的な強度およびエネルギのも
のである、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３０】前記Ｘ線源が、前記放射源と一致する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３１】前記Ｘ線源が、前記放射源に対して置換されている、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３２】前記コーンビームコンピュータ断層撮像システムの作動が
、外部トリガとともに、前記対象物が配置されている患者の生物学的プロセスを
制御する、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３３】前記外部トリガが、能動呼吸制御機構を備えている、請求項３２に記載の放射線治療システム。
【請求項３４】前記外部トリガが、心臓ゲーティング機構を備えている、請求項３２に記載の放射線治療システム。
【請求項３５】前記放射源の反対に位置決めされ、前記放射源から前記対
象物を透過した放射に基づいて前記対象物の画像を生成する、画像装置を備えて
いる、請求項１に記載の放射線治療システム。
【請求項３６】画像システムであって、対象物に向かってＸ線を照射するＸ線源と、前記照射されたＸ線に基づいて前記対象物からＸ線を受け、前記対象物の画像
を形成する画像器と、前記画像器を支持構造体に支持する画像器支持システムであって、前記画像器
に取付けられた一端と前記支持構造体に取付けられた他端とを有する第１アーム
と、前記画像器に取付けられた一端と前記支持構造体に取付けられた他端とを有
する第２アームとを備えた画像器支持システムとを、備えている、ことを特徴とする画像システム。
【請求項３７】前記画像器支持システムが、前記画像器に取付けられた一
端と前記支持構造体に取付けられた他端とを有する第３アームを更に備えている
、請求項３６に記載の画像システム。
【請求項３８】前記第３アームが、前記第１および第２アームの一端が接
合しているラインセグメントを二等分する平面内にある、請求項３７に記載の画像システム。
【請求項３９】前記画像器が前記平面に対して対称的に位置決めされてい
る、請求項３８に記載の画像システム。
【請求項４０】前記画像器が前記平面に対して対称的に位置決めされてい
る、請求項３８に記載の画像システム。
【請求項４１】前記画像器を、該画像器が前記平面に対して対称に位置決
めされている位置から、該画像器が前記平面に対して非対称に位置決めされてい
る位置に動かす、モータシステムを備えている、請求項３８に記載の画像システム。
【請求項４２】前記第１、第２および第３アームの前記他端のそれぞれが
、前記支持構造体に取付けられたピボットに取付けられている、請求項３７に記載の画像システム。
【請求項４３】前記支持構造体が、ガントリの回転ドラムを備えている、請求項３６に記載の画像システム。
【請求項４４】前記Ｘ線源が、前記回転ドラムに取付けられている、請求項４３に記載の画像システム。
【請求項４５】前記Ｘ線源が、前記ドラムの回転軸に平行な方向に並進移
動する、請求項４４に記載の画像システム。
【請求項４６】前記Ｘ線源が前記回転ドラムに取付けられている、請求項４３に記載の画像システム。
【請求項４７】前記Ｘ線源からのＸ線が、コーンビーム形態で照射される
、請求項３６に記載の画像システム。
【請求項４８】前記画像器が、アモルファスシリコン平坦パネル画像器を
備えている、請求項３６に記載の画像システム。
【請求項４９】画像システムであって、対象物に向けてＸ線を照射するＸ線源と前記対象物から前記照射されたＸ線に基づいたＸ線を受け前記対象物の画像を
形成する画像器と、前記画像器を支持構造体に取付ける画像器支持システムであって、前記支持構
造体に取付けられた一端と前記画像器に取付けられた他端とを有する回動アーム
を備えた画像器支持システムと、を備えている、ことを特徴とする画像システム。
【請求項５０】前記支持構造体がガントリの回転ドラムを備えている、請求項４９に記載の画像システム。
【請求項５１】前記Ｘ線源が、前記回転ドラムに取付けられている、請求項５０に記載の画像システム。
【請求項５２】前記Ｘ線源が、前記ドラムの回転軸に平行な方向に並進移
動する、請求項５１に記載の画像システム。
【請求項５３】前記回転ドラムに取付けられた前記放射線源をさらに備え
ている、請求項５０に記載の画像システム。
【請求項５４】前記Ｘ線源からのＸ線が、コーンビーム形態で照射される
、請求項４９に記載の画像システム。
【請求項５５】前記画像器が、アモルファスシリコン平坦パネル画像器を
備えている、請求項４９に記載の画像システム。
【請求項５６】画像システムであって、対象物に向けてＸ線を照射するＸ線源と前記照射されたＸ線に基づいて前記対象物からＸ線を受け前記対象物の画像を
形成する画像器と、前記画像器を支持構造体に取付ける画像器支持システムであって、支持構造に
取付けられ一端に画像器が取付けられるＣ型アームを備えている画像器支持シス
テムと、を備えている、ことを特徴とする画像システム。
【請求項５７】前記Ｃ型アームが円弧に沿って動く、請求項５６に記載の画像システム。
【請求項５８】前記支持構造体がガントリの回転ドラムを備えている、請求項５６に記載の画像システム。
【請求項５９】前記Ｘ線源が、前記Ｃ型アームの他端に取付けられている
、請求項５８に記載の画像システム。
【請求項６０】前記回転ドラムに取付けられた放射線源を備えている、請求項５８に記載の画像システム。
【請求項６１】前記Ｘ線源からのＸ線が、コーンビーム形態で照射される
、請求項５６に記載の画像システム。
【請求項６２】前記画像器が、アモルファスシリコン平坦パネル画像器を
備えている、請求項５６に記載の画像システム。
【請求項６３】放射線で対象物を処置する方法であって、放射線源を経路に沿って移動させる工程と、前記放射線源から対象物に向けて放射線ビームを差し向ける工程と、対象物に向け、コーンビーム形態のＸ線ビームを照射する工程と、前記Ｘ線ビームの照射によって前記対象物を透過したＸ線をアモルファスシリ
コン平坦パネル画像器で検出する工程と、前記検出されたＸ線から前記対象物の画像を生成する工程と、前記画像に基づいて前記照射源の経路を制御する工程と、を備えている、ことと特徴とする方法。
【請求項６４】前記Ｘ線ビームが約１００ｋＶのエネルギを有する、請求項６３に記載の方法。
【請求項６５】回転軸を中心に、前記対象物を、前記Ｘ線源およびアモル
ファスシリコン平坦パネル画像器に対して、回転させる工程を備えている、請求項６３に記載の方法。
【請求項６６】前記アモルファスシリコン平坦パネル画像器が独立した検
出素子のアレイを備えている、請求項６３に記載の方法。
【請求項６７】前記アレイが二次元アレイである、請求項６６に記載の方法。
【請求項６８】前記独立した検出素子の各々がａ−Ｓｉフォトダイオード
を備えている、請求項６６に記載の方法。
【請求項６９】前記生成工程が、前記検出したＸ線に基づいて前記対象物
のコンピュータ断層撮影画像を形成する工程を備えている、請求項６６に記載の方法。
【請求項７０】前記対象物を、第２の回転軸を中心に前記Ｘ線源および前
記アモルファスシリコン平坦パネル画像器に対して、回転させる工程を備えてい
る、請求項６５に記載の方法。
【請求項７１】前記Ｘ線源から照射されたＸ線とは別の、前記身体領域を
処置する効果がある強度及びエネルギを有する第２組目のＸ線を照射する固定を
備えている、請求項６３に記載の方法。
【請求項７２】前記第２組目のＸ線画像、前記Ｘ線源からのＸ線より大き
な強度およびエネルギを有している、請求項７１に記載の方法。
【請求項７３】前記生成工程に先立って、オフセット及びゲインを修正す
る工程を備えている、請求項６９に記載の方法。
【請求項７４】前記対象物が動物である、請求項６３に記載の方法。
【請求項７５】前記画像が前記動物内の軟組織の輪郭を描く、請求項６３に記載の方法。
【請求項７６】前記軟組織が、脂肪、筋肉、腎臓、胃、腸および肝臓から
なる群から選択されている、請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】前記画像が、前記身体が前記Ｘ線源およびアモルファスシ
リコン平坦パネル画像器に対して一回転した後、形成される、請求項６５に記載の方法。
【請求項７８】前記Ｘ線ビームが、前記アモルファスシリコン平坦パネル
画像器と独立して動き、Ｘ線源によって生成される、前記Ｘ線源は、円筒面にされた正弦または鋸歯状経路を移動し、前記アモルフ
ァスシリコン平坦パネル画像器が円筒面上の環状経路を動く、請求項６３に記載の方法。
【請求項７９】リアルタイムで、コリメータを調整し、前記Ｘ線ビームの
形状を調整して前記Ｘ線ビームの形状が前記アモルファスシリコン平坦パネル画
像器の有効領域に制限されるようにする工程をさらに備えている、請求項７８に記載の方法。
【請求項８０】前記Ｘ線ビームが前記アモルファスシリコン平坦パネル画
像器に従属して動くＸ線源によって生成され、該Ｘ線源及びアモルファスシリコ
ン平坦パネル画像器が、球面上の正弦軌道上を動く、請求項６３に記載の方法。
【請求項８１】現存の放射線治療システムに対する補助画像システムを追
加する方法であって、支持構造対象物に支持された放射線源を備えた現存の放射線治療システムを準
備する工程と、前記構造体に前記放射線源を直接的に向けていない画像器を取付ける工程と、
を備えている、ことを特徴とする方法。
【請求項８２】前記取付け工程が、前記画像器を画像器支持システムに取付ける工程と、前記支持構造体に開口を形成する工程と、前記画像器支持システムに形成された開口と前記支持構造体に形成された開口
に雄部材を挿入する工程と、前記挿入された雄部材を、前記支持構造体と前記画像器支持システムに取付け
る工程と、を備えている、請求項８２に記載の方法。
【請求項８３】挿入された雄部材を取付ける工程が、ナットを前記雄部材
上に締める工程を備えている、請求項８２に記載の方法。
【請求項８４】前記支持構造体が、回転ドラムを備えている、請求項８１に記載の方法。
【請求項８５】前記支持構造体が回転ドラムを備えている、請求項８２に記載の方法。
【請求項８６】Ｘ線源を前記支持構造体に取付ける工程をさらに備えてい
る、請求項８１に記載の方法。
【請求項８７】Ｘ線源を前記回転ドラムに取付ける工程をさらに備えてい
る、請求項８４に記載の方法。
【請求項８８】Ｘ線源を前記回転ドラムに取付ける工程をさらに備えてい
る、請求項８５に記載の方法。
【請求項８９】身体内に位置しコンピュータ断層撮影画像で示された標的
領域の輪郭を描く方法であって、身体内の標的領域のコンピュータ断層撮影画像を形成する工程と、前記コンピュータ断層撮影画像の切片の中で前記標的領域を手動で局部化する
工程と、を備えている、ことを特徴とする方法。
【請求項９０】前記手動で局部化する工程が、前記切片内の構造の輪郭を
取る工程を備えている、請求項８９に記載の方法。
【請求項９１】前記手動で局部化する工程が、前記コンピュータ断層撮影
画像内の１または２以上の異なった切片との組み合わせで、前記切片内の構造の
輪郭を取る工程を備えている、請求項８９に記載の方法。
【請求項９２】身体内に位置しコンピュータ断層撮影画像で示された標的
領域の輪郭を描く方法であって、身体内の標的領域のコンピュータ断層撮影画像を形成する工程と、前記標的領域を検出する工程と、前記理想画像の位置及び回転に対する前記標的領域の並進及び回転を特定する
工程と、前記標的領域の位置及び向きを調整する工程と、予め形成された放射線治療計画から、前記標的領域の検出された位置及び回転
と関連して、一つの放射線治療計画を選択する工程とを備えている、ことを特徴とする方法。
【請求項９３】身体内に位置しコンピュータ断層撮影画像で示された標的
領域の輪郭を描く方法であって、身体内の標的領域のコンピュータ断層撮影画像を形成する工程と、前記理想画像の位置及び回転に対する、前記標的領域の並進及び回転を特定す
る工程と、前記標的領域の位置及び向きを調整する工程と、前記標的領域の調整された位置および向きに基づいて、放射線治療計画を算出
する工程とを備えている、ことを特徴とする方法。