JP3522300B2

JP3522300B2 - 放射線療法装置

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Publication number: JP3522300B2
Application number: JP05898393A
Authority: JP
Inventors: スヴェアドロフスチュアート; ロックウェルマッキートーマス; ホームズティモシー
Original assignee: ウィスコンシンアラムニリサーチファンデーション
Priority date: 1992-03-19
Filing date: 1993-03-18
Publication date: 2004-04-26
Anticipated expiration: 2019-04-26
Also published as: CA2091275C; IL104896A; US5317616A; US5442675A; ATE167071T1; NZ247042A; DE69319010T2; CA2091275A1; US5528650A; EP0561533B1; AU3532393A; IL104896A0; KR100273183B1; MX9301495A; KR930019234A; AU661640B2; EP0561533A3; JPH067464A; DE69319010D1; EP0561533A2

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、一般的に腫瘍の処置な
どのための放射線療法機器に関し、そして特定的には、
補償機構およびそれに関連した、患者内の不規則形状ゾ
ーン内の放射線量を調整するための放射線療法計画ソフ
トウエアに関する。

【０００２】

【従来の技術】放射線療法の医学機器は、高エネルギー
放射線により腫瘍組織を処置する。放射線量および放射
線量の配合は、腫瘍が破壊されるのに十分な放射線を受
けとり、かつ周りの、隣接する非腫瘍組織の損傷が最小
であるのを保証するため、正確に制御されなければなら
ない。

【０００３】内部−源放射線療法は、患者内の腫瘍組織
の近くに、放射線材料のカプセルを置く。放射線量およ
び配合は、アイソトープの物理的位置づけによって正確
に制御される。しかしながら、内部−源放射線療法は、
患者に対する不快感と、感染の危険とを含む、何らかの
外科手術による健康な組織を冒す手順の欠点を有してい
る。

【０００４】外部・源放射線療法は、典型的に、６０Ｃ
Ｏのようなラジオアイソトープあるいは、直線加速器の
ような高エネルギーＸ線源の、患者に対して外部にある
放射線源を使用する。この外部源は、腫瘍部位に対して
患者内に向けられた視準したビームを発生する。外部・
源放射線療法は、内部−源放射線療法のいくつかの問題
を回避するが、しかしそれはどうしても、腫瘍組織と共
に、放射線ビーム径路のかなりの量の非腫瘍または健康
な組織を照射する。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】ビームを腫瘍部位に収
斂するようにして、種々の「ガントリー（ｇａｎｔｒ
ｙ）」角度で患者内に外部放射線を投射することによっ
て、腫瘍組織内に所定の放射線量を維持しながら、健康
な組織の照射の悪影響を減少できる。全処置中に、健康
な組織の各要素に対する全放射線量を減少すると、放射
線ビームの径路に沿って、健康な組織の特定の量の要素
が変化する。

【０００６】また、健康な組織の照射は、放射線ビーム
軸線に垂直に切断した腫瘍の全断面に対し放射線ビーム
をぴったり視準することによって減少される。そのよう
な周囲の視準を行なう数多くのシステムがある、その中
のいくかは、それぞれの部分に関して、任意の輪郭の放
射線不透過性のマスクを発生する多重スライディングシ
ャッターを使用している。

【０００７】腫瘍の輪郭にビームを視準する部分とし
て、放射線源と放射線源の回転中心との間の半径方向の
ラインに対する、放射線ビームのオフセット角度が調整
されて、処置領域を回転中心の以外にあるようにする。
オフセット角度およびガンーリー角度の関数としての放
射線ビームの幅を同時に変化すると、放射線ビームに平
行な平面内の不規則な横断面を有している腫瘍組織を正
確にねらうことができる。

【０００８】種々のガントリー角度における放射線ビー
ムのオフセット角、中心およびサイズの調整は放射線量
制御におけるかなりの自由を許容する。にも不拘、これ
らのアプローチはなお、特に腫瘍がくぼんでいる、ある
いは非常に不規則である場合、かなりの量の望ましくな
い放射線量を健康な組織に与える。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明は、任意の形状の
フルエンスプロフィール（ｆｌｕｅｎｃｅｐｒｏｆｉ
ｌｅ）を発生するため、放射線ビーム内の光線の有効強
さをダイナミックに制御する補償器である。単に光線を
オン・オフするのとは反対に、ビーム内の個々の光線の
強さを変化するこの能力は、体内の不規則な形状の腫瘍
に対する放射線量を正確に制御するため、フルエンスプ
ロフィールが各ガントリー角度で変化する進歩した技法
の療法計画を使用可能にする。有効な繰返しアプローチ
が、必要なフルエンスプロフィールの精確な計算を可能
にする。

【００１０】特定的に、補償器は、ビームが患者に入る
前に、放射線ビーム内に位置づけされたラック内に多く
の放射線減衰リーフ（ｌｅａｆ）を含む。これらのリー
フは、閉状態に放射線ビーム内に入り（したがって各リ
ーフがビームの１つの光線を遮えぎる）、かつ関連した
光線の自由な通過を可能にする開状態に放射線ビームか
ら外に出るように、ラック内の複数の隣接するスリーブ
内に取付けられている。

【００１１】モチベーション機構が、開状態と閉状態と
の間を独立的に移動可能にし、そしてモチベーション機
構に連絡しているタイマーが、ビームの各光線の平均強
さを制御するため、各リーフが閉状態にある時間期間
と、各リーフが開状態にある期間との比を制御する。

【００１２】本発明の１つの課題は、高エネルギー放射
線ビーム内に任意のフルエンスプロフィールを発生する
簡単、かつ確実な手段を提供することである。補償器の
リーフを速やかにビームに出し入れすることによって、
光線の強さの有効な連続制御が可能である。

【００１３】本発明の他の課題は、変化する厚さのフィ
ルター材料が使用されたときに起るような、放射線スペ
クトルへの無視できる影響を有する高エネルギー放射線
ビームの個々の光線を減衰する方法を提供することであ
る。これらのリーフは、放射線のほとんど完全な妨害を
提供するように構成されており、したがって高エネルギ
ー放射線が優先的に伝えられる（減衰フィルターの場合
のように）「ビームハードニング（ｂｅａｍｈａｒｄ
ｎｉｎｇ）」を妨止するように構成される。単にリーフ
を２つの状態の間に動かすモチベイティング機構を使用
する能力が、複数な、空間的に正確な減衰および照合機
構の必要性をなくす。

【００１４】本発明の他の課題は、患者容積全体で受け
とった放射線の強さの高分解制御を備えている補償器を
提供することである。この補償器は、扇形放射線ビーム
で動作し、そして患者は、照射容積全体の放射線強さの
制御を可能にするため、その扇形ビームに対して移動さ
れる。扇形ビームの使用により、補償器リーフのための
モチベイティング機構は、投射した放射線との干渉なく
リーフに近づけることができる。

【００１５】上記の補償器によって制御されるような、
フルエンスプロフィールは、患者容積内の放射線量の所
望の放射線量マップを受けとる療法計画装置によって計
算される。逆たたみ込み（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｅｒ）
が、この放射線量マップから、患者に一次全エネルギー
放出（テルマ（ｔｅｒｍａ））の「テルマ」マップを発
生する。テルママップは、テルマ値が散乱によりたたみ
込まれた（ｃｏｎｖｏｌｖｅｄ）とき、所望の放射線
量マップの放射線量が発生される。テルママップは、フ
ルエンスプロフィールが測定されるフルエンスマップを
引き出すのに使用される。

【００１６】本発明の他の課題は、相互作用を正確に行
なうフルエンスプロフィールを発生し、かつ放射線が体
を通過するとき高エネルギーの散乱によって、補償器を
制御する方法を提供することである。逆たたみ込みに使
用される核（ｋｅｒｎｅｌ）がテルマ値を発生し、それ
が所望の放射線量に影響（作用）するように散乱反射す
る。

【００１７】本発明のなお他の課題は、最適放射線量を
計算するとき患者の密度変化を正確に考慮するため、計
算した断層写真システムかり得られるデータを利用する
放射線療法計画を行なう装置を提供することである。フ
ルエンスマップへのテルママップの変換は、ＣＴスキャ
ナーなどから、正確にフルエンスを引き出すため、患者
の各容積要素によって生じた減衰を示す値を受け入れ
る。

【００１８】逆たたみ込み器（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｅ
ｒ）は、異なるガントリー角度の多くのビームからの結
合スキャッターを示している、空間的に不変な、等方性
の、コンパクトな核を受けとる。この逆たたみ込みは、
核のフーリエ変換で割った所望の放射線量マップのフー
リエ変換の比の逆フーリエ変換を利用することによって
行なわれる。あるいはまた、テルママップへの逆たたみ
込みは、速い逆フィルターによって、フルエンスプロ
フィールを発生するのに使用される投射の一部分として
行なわれる。

【００１９】したがって、本発明のさらに他の課題は、
速いフーリエ変換または投射数学の計算能力を用いて、
所望の放射線量マップからテルマ分布を計算する速い方
法を提供することである。

【００２０】療法計画装置はまた、フルエンスプロフ
ィールを受けとり、かつ発生した実際の放射線量マップ
を評価するバック投射器を含む。この実際の放射線量マ
ップは、残留放射線量マップを発生するため、所望の放
射線量マップと実際の放射線量マップを比較する残留放
射線量計算器によって受けとられる。それからイテレー
タが、残留放射線量マップから発生したエラーフルエ
ンスプロフィールに基づいてフルエンスプロフィー
ルを再計算する。

【００２１】したがって、本発明のさらに他の課題は、
逆たたみ込みのとき発生するような負のフルエンス値の
除去によって導入されるフルエンスプロフィール中の
エラーを補償することである。繰返しおよび投射空間内
のフィルタリングが、これらのエラーを受け入れ可能な
量にまで減少する。

【００２２】本発明の上記および他の課題、並びに利点
は、以下の説明から明らかとなるであろう。この説明で
は、本発明のいくつかの好ましい実施例の例示によって
示されており、かつその一部を形成している添付図面が
参照されている。しかしながら、そのような実施例は必
ずしも本発明の全範囲を表わしていない、したがって本
発明の範囲を説明している本願の請求の範囲を参照しな
ければならない。

【００２３】

【実施例】図１を参照すると、本発明に使用するのに適
した放射線療法ユニット１０は、フォーカルスポット１
８から放射し、かつ患者１７（図１に図示せず）に向け
られている全体的に円錐形の放射線ビーム１４´を含
む。円錐形ビーム１４´は、扇形ビーム平面２０に中心
を合せた全体的に平らな扇形ビーム１４を形成するた
め、セットの長方形コリメーターブレードで構成された
放射線不透過マスク１６によって視準される。

【００２４】Ｉ．補償器補償器２２は、放射線が患者１７によって受けとられる
前に扇形ビーム１４および扇形ビーム平面２０に中心を
合わされ、かつフォーカル・スポット１８の周りに一定
の半径のアークを一緒に形成してい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に
保持されている。スリーブ２４は、放射線透過材料で構
成されており、かつそれらの内部端２３を、フォーカル
・スポット１８に対して固定されている取付プレート２
６に取付けられている。取付プレート２６は、丈夫な放
射線不透過性材料で構成されており、かつ扇形ビーム１
４との干渉を防止するため扇形ビーム１４の丁度外側に
位置づけされている。

【００２５】好ましくは、補償器２２のリーフ３０は、
扇形ビーム１４をオフセット角度φのセットの隣接する
スラブ状光線２８に分割するため、全扇形ビーム１４の
境界を作っている。また図２を参照すると、各スリーブ
２４は、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濃い、放射線不透過性材料で構成
された同じ大きさの台形リーフ３０を、滑りによって、
収容するため、その外部端２７を開放している。

【００２６】各リーフ３０は、そのスリーブ２４に関連
した光線２８をブロックするため、その対応するスリー
ブ２４内に完全に摺動する。リーフ３０がその対応する
光線２８をブロックするとき、それは「閉状態（ｃｌｏ
ｓｅｄｓｔａｔｅ）」と呼ばれる。扇形ビーム１４の
対応する放射線２８を完全に障害なく去り、かつなおス
リーブ２４によって案内されるように、スリーブ２４
は、扇形ビーム１４の径路から各リーフ３０を滑り可能
にするのに十分な長さである。この非ブロック位置で
は、リーフは「開状態（ｏｐｅｎｓｔａｔｅ）にあ
る」と言われる。

【００２７】各リーフ３０は、可撓性リンク３４によっ
てリーフ３０に接続された対応する空気圧シリンダーに
よってその開状態と閉状態との間に急速に動かされる。
空気圧シリンダー３２は、内部ピストン（図示せず）を
有し、それが供給ホース３５によりシリンダー３２に結
合された加圧空気によってシリンダー３２の端部間を高
速で移動される。供給ホース３５は、以下に説明する補
償器制御器（図１または図２には図示せず）によって供
給される。空気圧シリンダー３２は、リーフ３０を開状
態と閉状態との間に急速にかつ独立して動かすため、リ
ーフ３０に高い力を加えることができる。

【００２８】さて次に図２および図３を参照すると、リ
ーフ３０は、リーフ３０のエッジに沿って切られたノッ
チ３８内に入るガイドレール３６によってスリーブ２４
に支持され、かつ案内される。ノッチ３８は、開状態と
閉状態との間に運動中、ガイドレール３６によってリー
フ３０をスリーブ２４内に摺動可能に保持できる。

【００２９】閉状態において、各リーフ３０の内部端４
０は、リーフ３０に整合した取付プレートに取付けた剛
性のカラーによって、取付プレート２６、したがって扇
形ビーム１４に、ガイドレール３６によって行なわれる
よりもより正確に保持される。これに反して、理想的に
は、放射線を透過するガイドレール３６は、比較的重要
ではなく、対照的に、取付プレート２６上の扇形ビーム
１４の外側に位置づけされたカラー４２は、放射線透過
性である必要がなく、したがって構成がより重要であ
る。カラー４２に類似のカラー（図示せず）は、リーフ
が完全に開状態にあるとき、各リーフ３０を支持する。
リーフ３０は、完全に開状態または閉状態においてそれ
らの時間のほとんどを費やすので、それらのリーフは、
ほとんどの時間、支持カラー４２によってしかりと配置
される。

【００３０】ＩＩ．放射線療法ハードウエアさて次に図４を参照すると、放射線源１２がガントリー
４４に取付けられている、後者のガントリー４４は、扇
形ビーム１４が種々のガントリー角度θから患者１７の
１部分を照射するように、患者１７の回転中心４５の周
りに扇形ビーム平面２０内を回転する。

【００３１】放射線源１２は、放射線ビーム１４をコン
ピュータ５１の制御の下でオンまたはオフする放射線制
御モジュール４８によって制御される。

【００３２】補償器制御モジュール５２は、対応するス
リーブ２４および光線２８（図１も参照）にリーフ３０
の各々を出入り運動する、別々の空気圧シリンダー３２
を制御するために、圧縮空気源と、供給ホース３５を通
るその空気をゲートする弁とを備えている。補償器制御
モジュール５２はまた、以下に説明する補償器２２のプ
ログラム制御を可能にするためコンピュータ５１に接続
している。

【００３３】Ｘ線源４６と、それに対向する検出器アレ
イ５０とを使用している断層写真映像システム１１が、
有利には放射線源１２と同じガントリー４４に取付けら
れていて、計画立案目的のため放射線療法前に患者１７
の照射部分の断層写真またはスライス像を発生する。あ
るいはまた、そのような断層写真映像は、別の機械によ
って行なわれ、そしてそのスライスが患者１７上の基準
点によって整合されてもよい。

【００３４】ガントリー制御モジュール５４は、ガント
リー４４を回転するのに必要な信号、したがって、放射
線源１２の位置と、放射線療法、並びに計算した断層写
真Ｘ線源４６およびまたガントリー４４に取付けた検出
器アレイ５０のための扇形ビーム１４の角度θとを変化
するのに必要な信号を与える。ガントリー制御モジュー
ル５４は、コンピュータ５１に接続しているので、ガン
トリーはコンピュータ制御の下で回転されかつまたコン
ピュータ５１に、その制御を助けるためガントリー角度
θを示している信号を与える。

【００３５】断層写真映像システム１１の制御モジュー
ルは、Ｘ線源４６をオン・オフするＸ線制御モジュール
５６と、断層写真映像を構成するため検出器アレイ５０
からのデータを受けとるデータ補捉システム５８とを含
む。当業者はまた、検出器アレイ５０´がまた処置の照
合を助けるため、患者１７を通る放射線源１２からの放
射線を受けとるために配置されてもよいことは理解され
るであろう。

【００３６】典型的に高速度アレイプロセッサなどを具
備する像複元器６０は、当技術においてよく知られてい
る方法によってそのようなデータから断層写真映像を
「復元」するのを助けるため、データ補捉システム５８
からデータを受けとる。像復元器６０はまた、以下に説
明するように、本発明に使用される高速度計算を助ける
ためコンピュータ５１に連絡している。断層写真映像
は、放射線療法治療寸前の患者の具合の照合を可能にす
る。

【００３７】キーボードおよび表示ユニット６３を具備
している端末機６２は、オペレータによって、コンピュ
ータ５１にプログラムおよびデータを入力し、そして放
射線療法および断層写真映像装置１０および１１を制御
し、かつ像復元器６０によって発生した断層写真映像を
表示器６３上に表示可能にする。磁気ディスクユニット
またはテープドライブユニットのいづれかの大容量記憶
システム６４が、後の使用のために断層写真映像システ
ム１１によって集められたデータの記憶を可能にする。

【００３８】放射線療法システム１０を動作するコンピ
ュータプログラムは、一般的に大容量記憶ユニット６４
に記憶され、そしてシステム１０の使用中、急速プロセ
スのためコンピュータ５１の内部メモリにロードされ
る。

【００３９】放射線療法ユニット１０の動作中、補償器
制御モジュール５２が、コンピュータ５１から、各ガン
トリー角度に対するフルエンスプロフィールを受けと
る。フルエンスプロフィールというのは、放射線ビー
ム１４により移動されるような患者支持テーブル（図示
せず）の所定の位置におけるガントリー角度θに望まれ
る放射線源１２からの放射線ビーム１４の各光線２８の
強さまたはフルエンスを言う。同時に、各ガントリー角
度に対するフルエンスプロフィールは、患者テーブル
の特定の位置に対する処置シノグラム（ｓｉｎｏｇｒａ
ｍ）を作る。

【００４０】補償器制御モジュール５２は、各光線２８
を完全に減衰するか、または減衰しないため、それらの
リーフ３０の開状態と閉状態との間に速やかに補償器２
２のリーフ３０を動かす。各フルエンスプロフィール
に必要であるような、各光線のフルエンスの程度は、各
ガントリー角度に対し、各リーフ３０が閉位置にある相
対的継続時間と、各リーフ３０が開位置にある相対継続
時間とを比較し調整することによって得られる。閉状態
と開状態との間の比または各リーフに対する「デューテ
イサイクル」が、各ガントリー角度における所定のリー
フ３０によって送られる全エネルギーに影響を与える、
したがって、各光線２８の平均フルエンスを制御する。
各ガントリー角度における平均フルエンスを制御する能
力は、以下に説明する治療計画方法によって患者１７の
照射量により、放射線ビームによって与えられる放射線
量の正確な制御を可能にする。

【００４１】処置シノグラムのフルエンスプロフィー
ルは、治療計画ソフトウエア（以下に説明）により決定
され、そしてコンピュータ５１に記憶される。

【００４２】ＩＩＩ．治療計画ソフトウエア上述の補償器の全利益を得るのに必要な処置シノグラム
の発生は、コンピュータ５１および復元器６０上で実行
する特別に開発されたソフトウエアによって行なわれ
る。処置計画はソフトウエアで行なわれるけれども、そ
の計画はまた、このオペレーションに専用の別々の電子
回路で実行されてもよい、そして、そのような専用回路
は、このプロセスを高速にするのに使用されてもよいこ
とは理解されるであろう。

【００４３】補償器２２を制御する所望の処置シノグラ
ムの発生は、所望の放射線量マップの形成で始まる。典
型的な所望の放射線量マップが、比較的高放射線量を、
放射線量制約内で、腫瘍組織の領域に割当て、そして第
２の低放射線量をその領域外の健康な組織の領域に割当
てる。健康な組織は、低放射線量でも割当てられる放射
線に敏感な器官などを含む領域を含む。

【００４４】所望の放射線量マップは、各要素が１つの
デイジタル値を保持している要素のアレイとしてコンピ
ュータのメモリ内に記憶される、そして患者１７の１部
分（ｓｌｉｃｅ）の断層写真図を端末機６２の表示器６
３上に表示し、かつ当技術においてよく理解されている
ようなトラックボールまたは類似の入力装置を用いて腫
瘍領域の周りを手で追跡することによって最も容易に入
れられる。標準領域充填（ａｒｅａ−ｆｉｌｌｉｎｇ）
コンピュータプログラムが、各追跡領域に割当てた放射
線量の値を、所望の放射線量マップを表わしているメモ
リのアレイの適切な要素に移すのに使用される。

【００４５】したがって、放射線量マップ６６の各要素
が、患者１７の１部分（ｓｌｉｃｅ）内の複数の量の要
素７４（体素（ｖｏｘｅｌ））の各々における所望の放
射線量を規定する。図９を参照すると、患者１７の各体
素７４は、与えられた標準点７６から規定されたベクト
ルγによって識別される。各体素７４における放射線量
はＤ（γ）である。

【００４６】Ａ放射線量をテルマ（ｔｅｒｍａ）に変
換１．テルマ一般的に、どの体素ｒにおける放射線量も、隣接する体
素ｒ´から散乱した放射線からの、その体素ｒで受けと
ったエネルギーに左右される（この場合、隣接する体素
ｒ´は、体素ｒ）すなわち直接放射線源１２から受けと
った放射線を含む）。与えられた体素ｒに対する放射線
量Ｄ（ｒ）は下式によって与えられる：Ｄ（ｒ）＝∫Ｔ（ｒ´）Ａ（ｒ−ｒ´）ｄ³ｒ´ （１）この場合、Ｔ（ｒ´）は、その体素ｒ´の単位質量当り
ｒ´から放出された一次全エネルギーの大きさを示して
いる値であり、そして「テルマ（ｔｅｒｍａ）」（ｔｏ
ｔａｌｅｎｅｒｇｙｒｅｌｅａｓｅｄｐｅｒｕｎｉ
ｔｎａｕｓ）と呼ばれる。

【００４７】単一エネルギー外部放射線源に対しては、
テルマレートＴ（ｒ）は、によって示される。

【００４８】この場合、μ／ρは体積ｒにおける有効質
量減衰値であり、Ｅは、ジュールの放射線光子エネルギ
ーであり、φはフルエンスレート（束密度）の分布であ
る。時間に関するエネルギー時間フルエンスレートの積
分がエネルギーフルエンスψ（ｒ´）であり、この場
合、 ψ（ｒ´）＝Ｅ∫φ（ｒ´）ｄｔ（３）したがって、式（４）は、基本的に、光線２８からのどの位のエネル
ギーが体素ｒ ´と相互作用するかに関連している。

【００４９】２．たたみ込み核（Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏ
ｎｋｅｒｎｅｌ）Ａ（ｒ−ｒ´）が、均一な媒体における非確率論的エネ
ルギー移送または散乱を示しているたたみ込み核であ
る。したがって、Ａ（ｒ−ｒ´）は、どのように各体素
ｒ´からのエネルギーが、体素ｒにおいて放射線量に
寄与するため分散するかを示している。

【００５０】核Ａ（ｒ−ｒ´）は、当技術において一般
的に理解されているようなモンテカルロ法を用いて発生
される。既述のように、それは、体素ｒ´において放出
されたエネルギー単位当りの、体素ｒにおいて吸収した
エネルギーの一部分を示している３次元関数である。各
体素ｒ´のテルマから放出されたエネルギーは、外部放
射線源１２からの直接光線２８にその源があり、したが
ってＡ（ｒ−ｒ´）は、図７に示したように、全体的に
異方性であって、光線２８の入口から離れる方に外方に
拡がる。省エネルギーは、 ∫Ａ（ｒ´）ｄ³ｒ ´＝１．０（５）である必要がある。すなわち、一次相互作用によって移
されたエネルギーがすべて相互作用点にデポジットされ
れば、核は、デルタ関数として概算される。

【００５１】なお、図１０を参照すると、Ａ（ｒ−ｒ
´）の異方性は、ガントリー角度θ、したがって、ｒ´
における光線２８の入射角に関連している。患者１７が
照射されるガントリー角度θが、予め決まっていれば、
図８に示された多方向たたみ込み核Ｂ（ｒ−ｒ´）は、
核Ａ（ｒ−ｒ´）のウェートをかけたスーパーインポジ
ションから作り出される。

【００５２】図１１を参照すると、放射線の広がりがす
べてのビーム方向に対してほぼひとしく、そして各ガン
トリー角度θからの光線２８が、体素ｒ´におけるテル
マにひとしく寄与すると仮定すると、多方向たたみ込み
核は、下記のような「等方性の」形式に変わる。この場合、ｎは光線２８が投射される別々のガントリー
角度の数である。異なるガントリー角度に対する多光線
２８に対して、与えられた体素ｒにおける全放射線量
は、各構成要素ビームからの放射線量の合計であり、し
たがってＤ（ｒ）＝∫Ｔ（ｒ´）Ｂ（ｒ−ｒ´）ｄ³ｒ´ （７）この場合、Ｔ（ｒ´）＝ｎＴ（ｒ´）ｉであり、後者の
項は、ｉ番目のガントリー角度に対するテルマの貢献部
分である。

【００５３】この簡易化は、各光線２８からのテルマへ
の貢献が同等であり、かつたたみ込みの分布特性を利用
していると仮定している。この仮定のエラーは、後で論
述する露光によって減少される。

【００５４】式（７）はテルマからの放射線量の計算を
実質的に簡易化しているが、なお、全患者量に関する放
射線量を計算するため、各体素ｒＸ体素ｒ ´の全数に
対するたたみ込みを必要とする。したがって、好ましく
は、速いフーリエ変換の計算能力が使用できる、そして
式（７）は下記の式に変換される。Ｄ（ｒ）＝Ｆ^-1 ｛Ｆ｛Ｔ（ｒ´）｝・Ｆ｛Ｂ（ｒ−ｒ´）｝｝（８）この場合、ＦおよびＦ-1はそれぞれフーリエおよび逆フ
ーリエ変換を表わす。この式（８）の簡単化は、核Ｂ
（ｒ−ｒ´）が空間的に不変である必要があり、かつ、
空間領域における２つの空間的に不変な量のたたみ込み
が周波数領域の倍にひとしいことを示しているたたみ込
み理論に頼っている。

【００５５】Ｂ（ｒ−ｒ´）の空間的不変性の仮定は、
一次近似計算に対してのみ正しい。典型的に、外部放射
線源１２に対する核Ｂ（ｒ−ｒ´）は、下記の複合関数
である：（１）多エネルギーＸ線ビームのビームハード
ニング（ｂｅａｍｈａｒｄｅｎｉｎｇ）（すなわち、
高周波数または高エネルギー放射線成分の部分の増加す
るときの患者１７の露光効果）、（２）各体素を横切る
光線２８の数、および（３）患者質量による指数関数的
減衰。

【００５６】好ましい実施例では、この第１のファクタ
ー、ビームハードニングは、減衰問題よりも小さい効果
なので、無視される。したがって、患者１７の光子エネ
ルギースペクトルは、外部放射線源１２と同じであると
考えられる。しかしながら、この簡単化は必要がない、
そしてビームハードニングが、有限個の別々にたたみ込
んだエネルギーインターバルによって光子エネルギース
ペクトルを表わすことによって正確に考慮に入れること
ができることは理解されるであろう。

【００５７】第２のファクター、有限個のガントリー角
度の幾何学的形状およびビーム１４、の扇形方向によっ
て生ずる、各体素を横切る光線２８の数および方向の差
は、空間的不変性に影響を与える。ビームの扇形方向か
ら生ずる問題（平行ビームの幾何学的形状とは対照的
に）は、ガントリー４４の全回転があれば、ほとんど解
決される。照射が有限個のガントリー角度のみにおいて
行なわれるという事実から生ずるエラーは、受入れ可能
であるまで測定される。

【００５８】空間的不変性の仮定に影響を与える第３の
ファクターは、媒体の減衰である。これは、各ガントリ
ー角度におけるビームからの全テルマの部分的貢献に影
響を与える。したがって、以下に説明するように、計画
手順のこれらのステップにおいて、放射線量の正確な計
算が重要である場合、放射線量分布に、上にある体素の
減衰に基づいて、各ビームに対して別々に計算され、そ
のような減衰は、断層写真像のパラメータから推論され
る。この場合に、式（８）の簡易化は使用されない、そ
して繰返したたみ込みが行なわれなければならない。し
かしながら、前述のように、計画プセロスのあるステッ
プでは、概算で十分であり、そしてこれらの場合には、
Ｂ（γ−γ´）が空間的に不変であると見做され、そし
て放射線量は、式（８）によって計算される。

【００５９】所望の放射線量マップ６６からのテルマ値
の結果は、したがって、単に下記のような反転式（８）
（ｉｎｖｅｒｔｉｎｇｅｇｕａｔｉａｎ）のプセロス
である。この反転は、分母の項Ｆ｛Ｂ（ｒ−ｒ´）｝に有意「ゼ
ロ」（典型的に高周波数において）がない、あるいはよ
り簡単には、核Ｂ（ｒ−ｒ´）が空間的にコンパクトで
ある（すなわち、空間的にコンパクトな核のフーリエ変
換が有意高周波数部分を有している）必要がある。本発
明によって、患者１７に対して指令し核は、このフーリ
エ逆たたみ込み（ｄｅｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）を可能
にするのに十分コンパクトであることが決定された。

【００６０】さて次に、図１２を参照すると、各体素γ
に対するテルマが与えられて、所望の放射線マップ６６
からテルママップ８２を発生するこの逆たたみ込みは、
プロセスブロック８０によって表わされる。

【００６１】Ｂテルマを体素エネルギーフルエンスに
変換テルママップ８２が既知のとき、ビーム強さの尺度であ
るエネルギーフルエンスψ（ｒ´）は、下記のようにμ
／ρの知識から式（４）によって各対応する体素におい
て測定できる： μ／ρの値は推定され、定数と見做されるか、あるいは
実際のμ／ρは断層写真映像システム（図４に示した）
によって集められた断層写真走査データから推論され
る。このようにして、かつ図１２のプセロスブロック８
４によって例示されたように、テルママップの各点にお
けるフルエンスを与えているフルエンスマップ８６が測
定される。

【００６２】体素エネルギーフルエンスをエネルギーフ
ルエンスプロフィールに変換各体素ｒ´におけるエネル
ギーフルエンスψ（ｒ´）は、下記の関数により、補償
器２２に存在する光線２８のエネルギーに関連してい
る。この場合、ψｏ（φ，θ）は、補償器２２の出口におけ
るδ（ρ−ｒ・ｒ）によって示されたような与えられた
光線２８に対するエネルギーフルエンスであり、かつ補
償器のフルエンスプロフィールを規定するのに役立つ、
そしてθおよびφは、前述のような光線２８のガントリ
ー角度およびオフセット角度である。

【００６３】指数項は、補償器２２から体素ｒまでの、
患者１７の質量によって生じた光線２８の減衰を表わし
ている、この場合、μ／ρ（ｒ）は光線２８に沿って各
体素ｒに対する減衰であり、ρ（ｒ）は、各体素ｒの密
度であり、ＳＳＤ（φ，θ）は、補償器２２の出口と患
者１７の表面との間の距離であり、ｒは、ｒに沿ったユ
ニットベクトル（この場合、ｒの原点は、ガントリー４
５の回転中心と考えられる）、そしてＰは、ガントリー
の回転中心および光線２８からの垂直距離である。ベク
トルｔは単に光線２８に沿ったベクトルであり、積分変
数を与える。

【００６４】各体素ｒにおけるフルエンスは式（１１）
によって補償器２２から放出された放射線ビーム１４の
フルエンスに関連している。好ましい実施例では、各体
素ｒの密度および減衰、μ／ρ（ｒ）およびρ（ｒ）
は、一定であると仮定され、そして放射線の扇形ビーム
は平行ビームによって近似的に求められる、したがって

【００６５】断層写真映像復元の数学的計算を借りて、
フルエンスマップ８６は、投与器８５によって「逆に」
バック投射され（すなわち投与され）て、所望のマッ
プ、したがって放射線量を発生するのに必要な外部源に
よって発生されるべきフルエンスプロフィールを決定す
る。

【００６６】この投射は、単に断層写真映像システムで
撮った一連の投射から、患者１７の断層写真部分（ｓｌ
ｉｃｅ）の像を形成するのに使用される典型的バック投
射の反対である。投射は、分布を横切る線積分であるか
ら、各体素に対するエネルギーフルエンス分布（式(１
１)）は、最初に、光線ラインｔも関して微分される：

【００６７】減衰および逆二乗法に対し修正されたｔに
沿うの積分値は減少し、投射オペレーションおよびψｏ
（φ，θ）を表わし、各ガントリー角度θのオフセット
角度φに関するフルエンスプロフィールは、

【００６８】式（１３）の投射が図１２の投射器８５に
よって表わされている。

【００６９】補償器２２に対するフルエンスプロフィー
ル計算目的のため、投射プロセンスは、基本的方法にお
いて、シンプルインバースの断層写真バック投射と異な
る。この相異点は、第１に、照射した腫瘍組織６８と健
康な組織７０との間の放射量の転移部における鮮明さの
問題である。この転移領域における鮮明さが健康な組織
７０の照射を減少し、かつ放射線量の実際の忠実度に関
して、所望の放射線量マップ６６に好ましい。

【００７０】この理由のため、フルエンス計算器８４か
らのフルエンスマップ８６は、プロセスブロック８８に
よって示されたように予め露光されて、下記のような露
光したフルエンスマップψ´（φ，θ）を発生する。 ψ´（φ，θ）＝Ｆ−１｛Ｆ｛ψ（φ，θ）１ｗ１｝＋（１４）この場合、ψ（φ，θ）は、フルエンスマップ８６であ
り、そして１ｗ１が周波数スペースにおけるランプフィ
ルターであり、「＋」の下付き文字は、露光結果のプラ
ス成分を示している。このプレフィルター８８は、フル
エンスマップ８６の高周波数部分を増加するのに役立
つ、しだかって、腫瘍／腫瘍のないインターフエースに
おける放射線量の急速な移行を助けるのに役立つ。

【００７１】このプレフィルター８８は、断層写真映像
の「露光した」バック投射に使用されるフルターに類似
していることに注目。すなわち、断層写真映像のよう
に、フィルタが、像データ生成において投射の低周波数
成分にデエンファシスする。さらに、フルエンスプロフ
ィールから構成されたテルママップから、放射線量マッ
プの計算するとき、半径方向に対称な核（式（６））の
使用のため、他のプレフィルターが補正に使用されても
よい。

【００７２】実際には、テルママップの計算、フルエン
スマップの発生およびフルエンスプロフィールの計算
は、別々のステップとして行なわれる必要はないが、適
切な露光を用いて放射線量マップの直接投射によって達
成されてもよい。この露光は、逆たたみ込みおよびラン
プ露光オペレーションを投射スペースに組合せている
「速い逆フィルター」によって達成される。

【００７３】これは、下式によって象徴的に特定され
る、この場合ρは投射オペレーションを示し、そしてＩ
（ｔ）が速い逆フィルターである。オペレーターは、標
準的に速いフーリエ変換を用いてフーリエスペースで行
なわれるようなたたみ込みオペレーションを示してい
る。

【００７４】なお図１２を参照すると、逆たたみ込み器
（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｅｒ）８０と、フルエンス計算器
８４と、任意の投射スペースフィルター（ランプフィル
ター、ゼロの裁断（ｔｒｕｎｃａｔｉｏｎ）に続く速い
逆フィルターのような）を含むプレフィルター８８と、
投射器８５とを含んでいるブロック７８のフルエンスプ
ロフィール計算が、一緒に所望の放射線量マップ６６か
ら推定した処置シノグラム８７´を創り出すフルエンス
プロフィールを発生する。フルエンスプロフィール計算
器７８は、この段階におけるフルエンスプロフィールの
推定のとき、以下に説明するように、後の段階で修正さ
れるそのプロセスにおけるわずかな不正確さを受け入れ
て、式（９）のフーリエたたみ込み使用してもよい。

【００７５】Ｄ．繰返しさて次に図１４を参照すると、フルエンスプロフィール
計算器７８が、所望の放射線量マップ６６を推定処置シ
ノグラム８７´に変換するが、しかしこの推定処置シノ
グラム８７´のフルエンスプロフィールは、一般的に、
この推定処置シノグラム８７がフルエンスの正および負
の値を含むので、補償器２２を制御するのに使用されて
はならない。フルエンスの正の値のみが、補償器２２に
よって物理的に実現可能であり；フルエンスの質の値
は、径路に沿って放射線を吸収した光線２８を表わし、
それは物理的に実現不可能である。

【００７６】したがって、プロセスブロック８８におい
て、推定処置シノグラム８７´のフルエンス値は正のフ
ルエンス値８９に裁断される。この裁断の（ｔｒｕｎｃ
ａｔｉｏｎ）の結果として、推定処置シノグラム８７´
はもはや所望の放射線マップ発生しない。

【００７７】正のフルエンスプロフィール８９を発生す
る裁断から生ずるエラーの量は、正のフルエンス値８９
を、所望の放射線マップ６６から外れている実際の放射
線マップ９０にバック投射することによって測定され
る。このバック投射は、式（１１）によって正のフルエ
ンス値８９からのフルエンスマップおよび式（４）によ
ってテルママップを計算し、それから式（７）によって
テルママップに核をたたみ込むことにより達成されて、
図１４のプロセスブロック９２によって実際の放射線量
マップ９０を確立する。

【００７８】このバック投射では、たたみ込み核（ｃｏ
ｎｖｏｌｕｔｉｏｎＲｅｒｎｅｌ）Ｂ（γ−γ´）の
空間的不変性の仮定は、より正確な実際の放射線量マッ
プ９０を発生するようにされていない。

【００７９】放射線量マップを計算するため患者１７上
へのフルエンスプロフィールの投射は、当業者において
知られている多くの他の手順によって行なわれればよ
い。

【００８０】実際の放射線量マップ９０は、プロセスブ
ロック９４によって示されたように残留放射線マップ９
６を発生するため所望の放射線量マップ６６と比較され
る。好ましい実施例では、この比較は、実際の放射線量
マップ９０の各体素γの値から、ａ）所望の放射線量マ
ップ６６の対応する値、またはｂ）所定の上部放射線量
制約の中の大きい方を差し引く。所定の上部放射線量制
約というのは、腫瘍組織６８に対して受け入れ可能な放
射線量と思われる限界数のことである。明らかに、所望
の放射線量マップと実際の放射線量マップとの間の差を
量化する他の方法は、当業者においてこの説明から明ら
かとなるであろう。

【００８１】この比較プロセスの結果は、図１５に示さ
れた残留放射線量マップ９６を発生することである。こ
の残留放射線量マップ９６は、それから、再び、フルエ
ンスプロフィール計算器７８（所望の放射線量マップ６
６の代りに）によってオペレートされて、エラーフルエ
ンスプロフィール９８（推定処置シノグラム８７の代り
に）を発生する。

【００８２】このようにして発生したエラーフルエンス
プロフィール９８は、減算器１００によって推定処置シ
ノグラム８７´から減算されて、新推定処置シノグラム
８７を発生する。

【００８３】図１４に示したように、この新推定処置シ
ノグラム８７は、所定数の繰返しのためプロセスブロッ
ク８８，９２，９４および７８によって繰返しオペレー
トされる、エラーフルエンスプロフィール９８の値の大
きさは、適切な低エラーフルエンスプロフィール９８が
得られるまで、図１４に示したように各繰返しによって
減少する。

【００８４】新推定フルエンスプロフィール８７はそれ
からプロセスブロック８８によって裁断されて、前述の
ように補償器２２を制御するのに使用するための最終シ
ノグラム９１を発生する。

【００８５】再び図５ないし図８を参照すると、図５の
所望の放射線量マップ６６に対応している本発明によっ
て得られた放射線量マップが以下に示されている：１回
の繰返しー図６；２回の繰返しー図７；そして１０回の
繰返しー図８。図８に示された標的大きさの放射線量の
変化は、所定の上限１，０００ＣＧＹの＋または−２％
である。

【００８６】上記の説明は本発明の好ましい実施例の説
明である。本発明の精神および範囲から逸脱することな
く、多くの変更が行なわれ得ることは当業者に明らかで
あろう。たとえば、計算した断層写真システムは、放射
線療法装置に組み込まれる必要はなく、しかもそのよう
な装置と別に使用することができる。テルマ値とフルエ
ンス値との間の関係は、照射領域の精確な断層写真走査
の必要性をなくすため、患者の一定密度と考えてもよ
い。明らかに、放射線療法を計画する方法は、特定の放
射線源に限定されず、別々の減衰した放射線に分解され
るいかなる放射線源にも使用される。本発明の範囲内に
含まれる種々の実施例の公開評価のため、特許請求が行
なわれている。

【００８７】

【図面の簡単な説明】

【図１】補償器リーフおよびそれらの関連する空気圧シ
リンダーを示している本発明に使用された補償器組立体
の斜視図である；

【図２】扇形放射線ビームに対する各補償器リーフの台
形面と、それらのリーフが動くとき、補償器リーフを支
持するガイドレールとを示している２−２線に沿った図
１の補償器組立体の横断面である；

【図３】完全に閉じた位置にリーフを支持するカラーを
示している図２のセットのガイドレールおよび１つのリ
ーフの断面斜視図である；

【図４】従来のＣＴスキャナーと、本発明の補償器とを
組込んでおり、かつ本発明によるその補償器を制御する
のに適しているコンピュータを含んでいる放射線療法装
置の要素を示しているブロック図である；

【図５】ひとしい放射線量ラインによって放射線量の強
さを示している仮想腫瘍領域の放射線量分布であり、本
発明による２回繰返し後の漸進的実際の放射線分布を示
している；

【図６】本発明による３回繰返し後の漸進的実際の放射
線分布を示している；

【図７】本発明による１０回繰返し後の漸進的実際の放
射線分布を示している；

【図８】本発明による放射線量分布からフルエンスプロ
フィールを計算するステップを示しているフローチャー
トである；

【図９】本発明を説明するのに使用されたスキャッター
核と、座標システムとを示している、放射線療法を受け
る患者の概略的図である；

【図１０】１つのガントリー角度における放射線ビーム
に関連した単一方向スキャッター核の斜視図である；

【図１１】多ガントリー角度における複数の放射線ビー
ムに関連した複合多方向スキャッター核の斜視図であ
る；

【図１２】所望の放射線量マップを利用し、かつフルエ
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
算器を示しているブロック線図である；

【図１３】図９のフルエンスプロフィール計算器に関連
したプレフィルター特性を示しているグラフである；

【図１４】図９のフルエンスプロフィール計算法を用い
て、本発明の補償器を制御する全繰返し方法を示してい
るブロック線図である；

【図１５】所望の放射線量分布と、それぞれ繰返しの
１，２および４ステップに対して、本発明により得られ
た実際の放射線量分布との間のエラーを示しているプロ
ットの斜視図である。

【図１６】所望の放射線量分布と、それぞれ繰返しの
１，２および４ステップに対して、本発明により得られ
た実際の放射線量分布との間のエラーを示しているプロ
ットの斜視図である。

【図１７】所望の放射線量分布と、それぞれ繰返しの
１，２および４ステップに対して、本発明により得られ
た実際の放射線量分布との間のエラーを示しているプロ
ットの斜視図である。

【００８６】

【符号の説明】

（０１），（１０）放射線療法ユニット（０２），（１４´）放射線ビーム（扇形ビーム）（０３），（１６）放射線不透過マスク（０４），（２０）扇形ビーム平面（０５），（２４）スリーブ（０６），（２６）取付プレート（０７），（２８）放射線（０８），（３０）リーフ（複数、リーブ）（０９），（３２）空気圧シリンダー（１０），（３６）ガイドレール

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者トーマスロックウェルマッキーアメリカ合衆国ウィスコンシン州 53711 マディソンレイヴンズウッドロード 2310 (72)発明者ティモシーホームズアメリカ合衆国ウィスコンシン州 53705 マディソンコロナドコート２−12 (56)参考文献特開昭63−139569（ＪＰ，Ａ) 特開平２−193683（ＪＰ，Ａ) 特開昭61−293436（ＪＰ，Ａ) 特開昭63−256899（ＪＰ，Ａ) 特開昭62−277972（ＪＰ，Ａ) 米国特許4817125（ＵＳ，Ａ) 米国特許4247774（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61N 5/10

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】ガントリー角度で患者の方に向けられた
放射線ビームを発生する放射線源を有している放射線療
法装置において、ビームが複数の隣接する光線を含み、複数の放射線減衰
リーフと、全体的に放射線源と患者との間に位置づけされており、
かつ各リーフがビームの１光線を遮げる、放射線ビーム
内の閉状態と、光線の自由な通過を可能にする放射線ビ
ームの開状態との間にリーフを案内する複数の隣接する
スリーブを有しているラックと、各リーフを開状態と閉状態に独立的に動かすモチベーシ
ョン手段と、モチベーション手段に連絡しており、各リーフが閉状態
にある時間期間と、各リーフが開状態にある期間との比
を制御して、ビームの各光線の平均エネルギーフルエン
スを制御するタイミング手段と、を具備することを特徴とする補償器。
【請求項２】モチベーション手段が、空気圧力によっ
て動かされるピストンを有し、かつリンク装置によって
個々のリーフに接続されていてピストンの運動によって
リーフを動かす複数の空気圧シリンダーである請求項１
に記載の補償器。
【請求項３】ビームがフオーカルスポットから扇形状
に散開し、そしてリーフが、フオーカルスポットを通る
共通のラインに交差する平面を規定する隣接面を有する
ように楔状に成形されている請求項１に記載の補償器。
【請求項４】モチベーション手段が、リーフの各側部
上のガイドレールに沿って、リーフをスリーブ内におよ
びスリーブ外に摺動する請求項１に記載の補償器。
【請求項５】スリーブが整合ガイドを有し、そしてリ
ーフが閉状態に動いたとき、リーフが整合ガイドに係合
し、かつ整合ガイドが、閉位置にあるリーフをラックに
対して正確に位置づけする手段を有している請求項４に
記載の補償器。
【請求項６】前記タイミング手段が、ガントリー角度
を示す値を受けとり、この角度の関数として各リーフの
閉状態にある時間と開状態にある時間の比を変化させる
請求項１に記載の補償器。
【請求項７】複数のガントリー角度で、患者の容積の
方に向けられた放射線ビームを発生する放射線源を有し
ており、ビームが複数の隣接する光線を含み、各光線の
フルエンスがフルエンスプロフィールを形成している放
射線療法装置において、患者容積内の所望の放射線量の所望の放射線量マップを
受けとる入力手段と、散乱により所望の放射線量マップの放射線量を発生する
容積内のエネルギー放出値および領域を示す、所望の放
射線量に対応しているテルママップを形成する逆たたみ
込み手段と、テルママップを受けとり、かつフルエンスマップを形成
するために前記領域において光線のフルエンスを測定す
るフルエンス計算器と、フルエンス値を受けとり、かつ所望の放射線量マップに
対応するフルエンスプロフィールを形成するため、受け
とったフルエンス値を組み合わせて投射する投射手段
と、を具備することを特徴とする療法計画装置。
【請求項８】フルエンスプロフィールを受けとり、か
つ発生した実際の放射線マップを評価するバック投射器
と、残留放射線マップを発生するため、所望の放射線マ
ップと、実際の放射線マップとを比較する残留放射線計
算器と；残留放射線マップから発生したエラーフルエン
スプロフィールに基づいてフルエンスプロフィールを再
計算する繰返し手段とを含み請求項７に記載の療法計画
装置。
【請求項９】残留放射線量計算器が、実際の放射線量
マップと、所望の放射線量マップを比較することによっ
て残留放射線マップを発生する請求項８に記載の療法計
画装置。
【請求項１０】繰返し手段が、逆たたみ込み手段に残
留放射線量マップを提供し、そしてフルエンスプロフィ
ールが所望の放射線量マップから計算されると同じ方法
で、フルエンス計算器がエラーフルエンスプロフィール
を計算し、そしてフルエンスプロフィールが、エラーフ
ルエンスプロフィールをフルエンスプロフィールから減
算することによって再計算される請求項８に記載の療法
計画装置。
【請求項１１】逆たたみ込み手段が、各位置からの放
散線の広がりを表わしている核のフーリエ変換で割った
所望の放散線量マップのフーリエ変換の比の逆フーリエ
変換を計算することによりテルママップを発生する請求
項７に記載の療法計画装置。
【請求項１２】逆たたみ込み手段、フルエンス計算器
および投射手段が、所望の放射線量マップの投射により
高速逆フィルターをたたみ込むことによって実行され、
高速逆フィルターが，テルママップを推論するため、た
たみ込み核を組み入れている請求項７に記載の療法計画
装置。
【請求項１３】核が、複数の所定のガントリー角度
で、放射線ビームによって生じた広がりを反射する請求
項１２に記載の療法計画装置。
【請求項１４】投射手段によって投射する前に、フル
エンスマップを露光するプレフィルターを含む請求項７
に記載の療法計画装置。
【請求項１５】容積の減衰マップを受けとる第２の入
力手段を含んでおり、そしてフルエンス計算器が減衰マ
ップに基づいてフルエンスマップを発生する請求項７に
記載の療法計画装置。