JP3522300B2 - 放射線療法装置 - Google Patents
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Description
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
フルエンスプロフィール(fluence profi
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。
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。
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。
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。
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(beam hard
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。
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。
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(decon volver)
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(con volved)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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
sed state)」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(open state)にあ
る」と言われる。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
tal energy released per uni
t naus)と呼ばれる。
テルマレートT(r)は、 によって示される。
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。
n kernel) 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。
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。
´)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。
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。
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。
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r X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。
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(beam hardening)(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。
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。
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。
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。
の結果は、したがって、単に下記のような反転式(8)
(inverting eguatian)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。
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。
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。
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。
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。
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
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。
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:
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、
よって表わされている。
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。
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。
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。
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。
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。
(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。
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。
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。
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。
nvolution Rernel)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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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;
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;
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;
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;
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;
線分布を示している;
射線分布を示している;
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;
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;
に関連した単一方向スキャッター核の斜視図である;
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;
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;
したプレフィルター特性を示しているグラフである;
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;
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。
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。
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。
Claims (15)
- 【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。
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---|---|---|---|
US07/854521 | 1992-03-19 | ||
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