JPH04506161A - 定位法放射線治療に用いられる放射能吸収量測定技術 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本特許文献の開示の一部には著作権の対象が含まれている。

この著作権所有者は本特許文献または特許開示の全てを特許庁の書類または記録 として複写することに異議はないが、それ以外に関しては全ての著作権を留保す る。

関連出願との関係 本特許出願はアメリカ合衆国を指名して１９８８年１２月２日に出願された国際 出願Ｐ　ＣＴ／Ｕ　Ｓ　８８１０４．３０３号の一部継続出Ｉｆ！　（ＣＩ　Ｐ ）である。原出願は１９８７年１２月３日に出願されたアメリカ合衆国出願第１ ２８．２７３号であり、これは現在放棄されている。

発明の背景 本発明は、ステレオタフティックに位置決めされたされたターゲット（標的）　 （ｓｔｅｒｅｏｔａｃｔｉｃａｌｌｙ　１ｏｃａｌｉｚｅｄ　ｔａｒｇｅｔ）上 に多重放射線ビームの焦点を合わせて治療する放射線外科療法（以下、定位性放 射線治療という）に用いられる線量測定法に関するものであり、特に、患者の治 療計画に有用なデータを迅速に提供する線量測定技術に関するものである。

「放射線外科療法」という用語は、１９５１年にクース　レックセル（Ｌａｒｓ 　Ｌｅｃｋｓｅｌｌ）博士が定位法で位置決めされた頭蓋内のターゲットに多重 放射線ビーム合焦点させるという概念を示す用語として用いたのが最初である。

レックセル博士とその共同研究音速は、標準的なＸ線治療装置とプロトンビーム と線形加速器とを用いた実験によってガンマナイフ（ＧＡＭＭＡＫＮＩＦＢ）と 呼ばれる装置（現在、スウェーデン、ストックホルムのルクトラ社（Ｅｌｅｃｔ ｒａ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）が市販している）を開発した。この装置は、コ バルト−６０の放射線源を収容した半球状のアレー（一般には２０１個の放射線 源）を有している。これらの放射線源からの各放射線はコリメートされ且つ極め て高い機械的精度で半球体の中心の焦点に固定されている。患者が病巣（通常は 頭蓋内の血管異常）を有している場合には、一般にステレオタフティック　フレ ーム（以下、定位法フレームという）とよばれる別の装置を用いて正確な位置を 決め、ステレオタフティックな装置を用いて頭蓋内のターゲットをガンマナイフ （ＧＡＭＭＡ　ＫＮＩＦＢ）の焦点に位置決めする。２０１個の各放射線源は脳 の互いに異なる部分にを通過するため、正常な脳組織への放射線量は最小になり 。しかも、焦点へ極めて多量の放射線が送られるので病巣は破壊される。

この放射線外科療法は従来の外科的治療より安全な治療法である。

ガンマナイフ装置は、現在、放射線外科療法で世界的に広く用いられており（ス トックホルム、スウェーデン：ブエノスアイレス、アルゼンチン；シェフイール ド、イギリス；ビランバーブ、アメリカ合衆国）、既に約１５００人の患者の治 療に使用されている。その治療結果と技術論文は種々報告されている。しかし、 この装置の普及を阻害する要因がいくつかある。第１の阻害要因は装置価格が米 ドルで２．２００．０００ドルであるという点である。第２の阻害要因は米国の 各規制委員会（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｒｅｇｕｌａｔｏｒｙ　ＣｏｍＩＤ１ｓｓｉｏ ｎ）がこの装置を装填状態でアメリカ合衆国内に陸揚げすることを規制しており 、従って、装填を現場でしなければならないため、形態用のホットセルが必要で あるという点である。第３の阻害要因は、コバルト−６０の半減期が５．２年で 、５〜１０年毎に機械に再装填しなければならないため、そのコストが高くなる という点にある。第４の阻害要因は、この装置と一緒に用いられる現在市販の線 量測定装置、特に、ＣＴスキャンやＭＲＩスキャン等の最新の画像撮影方式と一 緒に用いられる線量測定装置がかなり未完成な点にある。

粒子ビーム（例えば、プロトン、ヘリウムビーム）を頭蓋内のターゲットに照射 するという別の放射線療法もある。この場合には十字放火式の多重放射線ビーム のみを用いるのではなく、「ブラック−ビーク（Ｂｒａｇｇ−ｐｅａｋ）効果」 と呼ばれる粒子ビームの物理的特性を用いて、少数のビーム（約１２）のエネル ギーの大部分を所定の深さまで正確に送ることができる。頭蓋内の病巣（特に、 脳下垂体の腫瘍と血管異常）への粒子ビーム照射に関する文献は多数発表されて いる。その結果はガンマナイフ（ＧＡＭＭＡ　ＫＮＩＦＢ）で得られた結果より 一般に悪いが、これは、単に患者の選択規準の結果であろう。粒子ビーム装置で はサイクロトンが必要であるが、サイクロトンは世界の２．３の高エネルギー物 理研究設備にしかない。

第３の方法である電気的放射線外科置注では、放射源として線形加速器（ＬＩＮ ＡＣ）を使用するが、既に述べたように、レックセル博士は、ＬＩＮＡＣの機械 的精度が悪いためそれは用いなかった。しかし、最近ではヨーロッパのグループ がＬＩＮＡＣ装置を用いた方法を報告している。アメリカ合衆国では、ボストン のビータ−ベントブリガム　ホスピタル（ＰｅｔｅｒＢｅｎｔＢｒｉｇｈａｍ　 ｔｌｏｓｐｉｔａｌ）の研究音速は、高度なコンピュータ技術を串した染料測定 を最適化したＬＩＮＡＣ装置のプロトタイプを開発しており、これまで約１２人 の患者を治療して良い結果が得られている。しかし、このＬＩＮＡＣ装置は機械 的精度が悪いという問題点があるため、使用が限られている。さらに、ここで用 いられているコンピュータ線量測定システムは極めて時間がかかるため、治療プ ログラムは非能率的である。

現在では放射線外科療法に興味が集っているが、ガンマナイフ（ＧＡＭＭＡ　Ｋ ＮＩＦＢ）装置はいわば「金本位性」といわれる程コストが懸かり、しかも放射 線源を頻繁に補填する必要があるため、多くの潜在的なユーザを失望させている 。また、プロトンビーム装置は高エネルギーの粒子ビーム源（サイクロトロン） を必要とするため、普及は困難である。一方、線形加速器はこれらの装置に代わ る魅力はあるが、線形加速器をベースとした公知の装置には、放射線分布を測定 するために時間のかかる（例えば、数時間）コンピュータ計算を必要とする欠点 がある。

患者に定位性放射線療法を実施する前に、患者内部の腫瘍または他のターゲット 区域を位置決めしなければならない。

これは、定位法血管造影法またはＣＴ（コンびユータトモグラフィ）位置決めに よって実施できる。初期の位置決めに定位法血管造影法を使用した場合でも、腫 瘍またはその他のターゲット区域の位置決めをした後に、患者にＣＴローカライ ザ（またはＮＭＲ画像装置）を使用しなければならない。何にせよ、ＣＴスキャ ン及び血管造影フィルムから得られたデータは線量計算用のコンピュータ装置に 送らなければならない。

患者に放射線を照射する時には、放射線をターゲット区域に集中させ、患者の健 康な組織に当たる放射線を最小にすることが重要である。特に、微妙な構造の部 位、例えば、患者の脳に放射線療法を使用する場合には放射線を最小にすること が重要であり、特に、患者の視神経にあたる放射線量を最小にする必要がある。

医師が患者に放射線を当てる前に、医師は、患者に放射線を照射するのに使用さ れる２本またはそれ以上の弧を決定する。特に、医師は放射線ビームが領内で患 者のターゲット区域にあたる平面を決定する。位置決めデータと提案された治療 弧はコンピュータ線量測定装置に入力される。このコンピュータ装置は、患者の 頭蓋内部を分けた格子の各格子点に対して一つの放射線値を与える（この放射線 は脳内のターゲット区域の治療用であると仮定する）。この操作は極めて時間が かかり、このコンピュータ処理に４時間以上かかることもある。一般に、この処 理で患者の頭蓋内の２５０．０００以上の点に各放射線量値が与えられる。医師 はコンピュータからの放射線分布を受け取った後に、重要な部位に過剰な放射線 量が当たらないようにすることができ、また、ターゲット区域に十分な放射線が 当たるか否かを確認することができる。いずれの場合にも、医師は、腫瘍に放射 線を照射する際に放射線源が通過する弧を変更する必要がある。その場合には、 放射線分布を計算する極めて時間のかかる処理を再度反復する必要がある。

従来のコンピュータ線量測定装置にも、放射線分布を計算して患者の頭蓋全体の 容量より小さい容量に放射線を供給するものがある。これらの装置では放射線分 布が所望される面積または容積を繰り返して示す必要がある。この処理は完全な 放射線分布を供給する処理よりも迅速に結果が得られるが、放射線分布が要求さ れる多数の区域またはゾーンを医者が繰り返して選択しないと、その結果は不完 全になる。しかも、この方法でできた各放射線分布は、患者内に分布される放射 線を示す図面の平面の一部分のみしか示さない。

従来の線量測定装置に時間がかかる理由の少なくとも一部は、ビームが患者の頭 蓋に入る位置の計算方法に起因している。一般には、患者の頭蓋を数千（多くの 場合、数１０万）のタイルでシミレユレートし、従来の「タイリング（ｔｉｌｉ ｎｇ）Ｊ法で一連の等式を同時に用いて放射線ビームが患者の頭蓋に入る位置を 計算する。

また、従来の線量測定方法に時間がかかる別の理由は、放射線分布の適切な細部 を提供するためには解像度が十分に高くなければならないためである。すなわち 、放射線量が与えられる点は互いに十分に密接しており、医師に十分な情報を与 えて適切な決定ができるようにしなければならない。１−かじ、解像度を高くす るには、より多くのデータ点を用いる必要があり、従って、大部分のコンピュー タでは計算に膨大な時間がかかる。

従来の線量測定技術に時間がかかるさらに他の理由は、比較的複雑な数学的モデ ルに基づいて放射線分布計算を必要とするためである。一般に、ビームの幅は患 者の頭蓋の湾曲に較べて大きいため、このモデルではビームの入る幅を考慮する 必要がある。換言すれば、放射線ビームの中心は患者の頭蓋に垂直になるが、ビ ームの幅は患者の頭蓋に比べてかなり大きくなるため、ビームのエツジはビーム の中心とかなり異なる角度で患者の頭蓋に入る。ビームのエツジの入る部分はビ ームの中心とかなり異なる角度を有するので、従来の装置では通常このエツジ効 果を考慮してきた。そのため計算の複雑さが増大した。放射線分布の計算を複雑 にするさらに別の理由は、従来技術では一般に、−次放射線と分散（散乱）放射 線の計算を必要とするためである。−次放射線とは重なる物質とほとんど相互作 用せずにターゲット容積の中に達する放射線であり、一方、分散放射線とは一次 放射線と重なる構造または一次路から離れた物質との相互作用によって生じる放 射線分布である。分散放射線は一次放射線すなわちビームと同じ方向の経路に沿 って進行しない。

従来の線量測定装置のさらに他の欠点は、要求データを提供する上で柔軟性に欠 けることにある。

発明の要約 本発明の主目的は、定位法放射線療法用に改良された新規な線量測定技術を提供 することにある。

本発明の特定の目的は、従来の線量測定技術の有する問題を無くしたまたは最小 にした改良された線量測定技術を提供することにある。

本発明は、患者内部のターゲット区域（腫瘍、その他の治療すべき区域等）を決 定するための位置決め方法を用いる。

ＣＴスキャナー、血管造影法またはＮＭＲ装置等の画像装置が患者に使用される 。操作者は、得られた位置決めデータをコンピュータに与えて、患者内部のター ゲット区域への放射線照射法に対応した一連の弧を得る。これらの弧は線量測定 分析を行うようにプログラムされたコンピュータ装置に入力される。このコンピ ュータ装置は提供された弧から患者内部の放射線分布を示す医師用のデータを極 めて迅速に生成する。

好ましくは、本発明は、アイソセンター（すなわち、ターゲット区域内の放射線 が最も集中した位置）の近傍の区域とアイソセンターから離れた区域で異なる解 像度を提供することによって従来の線量測定装置の多数の計算が排除される。

換言すれば、解像度の高い区域では１ミリメートル毎の格子で放射線分布を計算 するが、この解像度の高い区域の外側では５ミリメートルの格子毎に放射線分布 を計算する。従って、解像度の低い区域は放射線分布が極めて緩慢に変化する位 置にだけ対応しているので、データ点の数を大幅に減らしても医者に提供される 有用な情報量が減ることはない。

本発明の別の好ましい技術は、分散放射線を無視するために、薄い放射線ビーム を使用して、ビームが患者の頭蓋の１つの点に当たるようにすることにある。す なわち、患者の頭蓋の湾曲に比較してビームは十分に薄くなり、従って、上記の エツジ効果は無視することができる。

本発明のさらに別の好ましい利点は、ビームが患者の頭蓋に入る位置を決定する のに、タイリング技術を用いなくてよい点にある。本発明の線量測定技術では多 数の式を同時に立てに代わりに、コンピュータを用いてターゲット区域から放射 線源に向かう放射線ビームに沿ってグラフィック処理を行う。このコンピュータ は、ビームが患者の頭蓋内側にあるかまたは患者の頭蓋の外側を通過してものか を認識することができる。

本発明のさらに重要な特徴は、ユーザが放射線分布用のキ一平面を任意に選択す ることができる点にある。

本発明の上記およびその他の特徴は、添付図面を参照した以下の説明によってよ り明らかになろう。これらの添付図面において、類似の部分には同一の参照番号 が付けである。

第１図と第２図は放射線外科治療装置に用いられる従来の線形加速器装置の側面 図と正面図であり、これらの図面には放射線放出ヘッドに生じる可能性のあるミ スアラインメントが図示しである。

第３図と第４図は本発明を具体化した定位性放射線外科治療装置の側面図と平面 図である。

第３図Ａはコリメータを放射線放出ヘッドにリンクさせるリンク装置の分解側面 図である。

第４図Ａはフロアスタンド支持構造の各部品の平面図である。

第４図Ｂは第４図Ａの部品のいくつかの断面を示す側面から見た分解図である。

第５図と第６図は本発明による案内装置の側面図と平面図であり、第５Ａ図は第 ５図の上部の展開図である。

第７図は本発明の主要弧軸受の好ましい態様を概念的に示す斜視図である。

第８図は本発明のジンバル軸受の好ましい態様を概念的に図示した斜視図である 。

第９図はコリメータの別の支持構造を図示したものである。

第１０図はフロアスタンドの別の支持構造を図示したものである。

第１１図は共通の支持部材でコリメータとフロアスタンドとを支持した別の構造 を図示したものである。

第１２図はフロアスタンドの回転を治療台の回転にリンクさせるだめの構造の側 面図である。

第１３図はフロアスタンドと第１２図の治療台との間のリンクの断面図である。

第１４図はフロアスタンドを治療台にリンクする別の構造の側面図である。

第１５図は本発明による患者の治療方法の全体の単純化したフローチャートであ る。

第１６図は本発明によりビーム治療弧を設定し、ビーム入射点を決定する方法の 単純化したフローチャートである。

第１７図は本発明方法の一部で得られるディスプレー表示を示す図面である。

第１８図は本発明方法が任意に選択された放射線分布をいかにディスプレイ表示 するかを示す単純化したフローチャートである。

第１９図は患者に入る放射線ビームを示し、本発明の操作原理を示す概念図であ る。

第２０図Ａ及び第２０図Ｂは各ビームの中心からの距離とビームの組織中での深 さに応じたビーム強度の分布を示す図である。

第２１図は本発明方法が特定の弧で描いた放射線ビームから放射線量をいかに計 算するかを示す単純化したフローチャートである。

第２２図はビームから特定の点にある放射線量の計算方法を示す単純化したフロ ーチャートである。

第２３図は本発明方法で得られるディスプレイ表示である。

第２４図はウィンド無しに作られたディスプレイ表示である。

第２５図は、放射線量の情報を患者の身体の一部のディスプレイ表示で本発明で はいかに表示されるかを示す図面である。

第２６図は放射線の鉛直分布と水平分布とをプロットした本発明によって形成さ れたディスプレイスクリーンの図である。

第２７図は本発明の技術を実施するための装置の概念図である。

詳細な説明 本発明方法は、特に、以下で詳細に説明する線形加速器構造と組み合わせて使用 するに適しているが、本発明の線量測定技術はより一般的に利用できるという点 に注意しなければならない。

第１図と第２図は従来のライナック装置（ＬＩＮＡＣ，線形加速器）の概念図で ある。このライナック装置は固定台１０と、この固定台に対して水平軸線１４を 中心として回転可能なＬ字形ガントリ１２とで構成されている。このガントリは 放射線放出ヘッド１６を支持しており、このヘッドは、ガントリが回転した時に 、上記水平軸線に直角なほぼ鉛直面内の弧Ｒを通って移動する。図中の点線は、 図面でＡ％ＢまたはＺで示したような任意の方向でのガン）ＩＪの機械的精度不 良またはたわみに起因して生じる可能性のある整合不良を示している。これらの 整合不良はヘッド１６からの放射線の集束不良（ミスフォーカス）の原因となり 、以下で説明する理由のため、放射線治療では許容できないものである。

本発明の理解を助けるために、先ず、定位法（ステレオタフティック）放射線治 療の基本３要素を説明する。この３要素は位置決め（Ｉｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ）と、線量計算および最適化と、実際の治療の実施とである。操作の最高精度は これら各構成要素に依存している。

この療法の第１の要素は腫瘍の位置決めである。これは２つの手段の１つで行う ことができるが、一般には血管造影法が選択されている。血管造影法では、先ず 最初にステレオタフティック　リング（定位法リング）を患者に取付け、次いで 、このリングに血管造影用位置決めデバイスを固定する。

この位置決めデバイスは公知で、４組の基準整合マーカーによって構成されてい る。これらのマーカーの２組は互いに直交した２つの各血管造影用Ｘ線を投射す る。各Ｘ線でのこれらの基準点とターゲット（標的）の位置を決めることによっ て、定位法リングに対するターゲットの（Ｘ％ｙ、ｚ）座標を正確（精度ＩＭま で）に知ることができる。この療法のこの部分によって局所化リングに対するタ ーゲットの座標を決定することはできるが、線量測定分析にはさらに解剖学的な 情報が必要である。

次の段階では、上記の血管造影用位置決めデバイスを、コンピュータ断層撮影の 位置決め用に特に設計されたローカライザ（ｌｏｃａｌ　１ｚｅｒ、位置決め装 置）に取り代える。これは標準的なりＲＷ　ＣＴローカライザである。患者をＣ Ｔガントリ中に整合させて一連の５閣スライスを取る。このスライスは上記の位 置決め用リングの位置から始めて、患者の頭蓋の先端部を通った部分まで行う。

ターゲットの容積とコンピュータ断層撮影の画像とが一致した場合には、ターゲ ットの容積の（ｘ、ｙ、ｚ）の座標を再度計算する（これは、定位法リングに対 する（ｘ−ｙｓ　ｚ）座標を二重にチェックするためである）。逆に、ターゲッ トの容積とコンピュータ断層撮影の画像とが一致しない場合には、血管造影方法 によって得られたターゲットをＣＴスキャンのデータと重ねるこ止ができる。

次いで、そのデータは、ＣＴスキャンと２つの血管造影フィルムからのデジタル コード化データと一緒に線量測定コンピュータシステムに送られる。ＣＴスキャ ンは患者の３次元の解剖学的情報を与えるので、それから患者のソリッドモデル を構築することができる。次に、血管造影からのターゲットの容積の座標とＣＴ スキャンデータとを合わせる。

（線量計算と線量の最適化） ターゲットの容積に収束した単一成分の放射線を送るためには、放射線をターゲ ットに集中させとともに、正常組織では放射線を低濃度に拡散させる方法を用い なければならない。

これは、放射線源を多数の弧を通って移動させることによって達成できる。放射 線治療者および神経外科医が弧の各部分の結果を調べることができるようにする ことが重要である。

線量測定の計算コンピュータシステムは、各弧のセグメントをディスプレイでき る能力を持っていなければならない。通常の定位法の手順は、１００度で３回、 ２４０度で１回の４つの弧を用いるようになっている。コンピュータは、個々の 弧の線量分布を調べることができるようにするために、ＣＴスキャンをこれらの 各弧の平面内で（患者の頭蓋に対して）再フォ−マツト化できるようになってい なければならない。いずれかの弧がクリティカルな構造に対して過剰な量となる 場合には、治療者は、弧のパラメータを変えることによって問題となる解剖学的 部分を避けることができる。開発中の最初の線量測定システムは、オペレータの 制御によって照射量を最適化することができるようになっていた。その後のモデ ルでは、照射量を最少にしなければならないターゲット区域をオペレータが同定 できるようになっている。将来では、最適化アルゴリズムを用いて、腫瘍容積に 放射線を最大限集中させて正常組織の線量を最小にして治療するようコンピュー タ設計できるようになであろう。この場合の最適化パラメータとしては、弧と弧 との間の間隔、コリメータの寸法、弧の長さ変化とウェイトを用いることになろ う。

ＣＴスキャンを用いた線量計算と最適化に必要な方法は、この手順で要求される 高解像度のために複雑である。定位法のターゲットは±１ｍｍで同定することが できる。治療口（ポータル）の直径は１〜３ｍｍの範囲である。ターゲット区域 での計算のグリッドの空間座標はｌＩｎｌ０の範囲内になければならないが、タ ーゲット自体の半径５ｃｍの外側では１ｍｍの精度はほとんど必要がなく、この 区域では０．５の格子で十分である。

この１■格子と５Ｍ格子の両方を用いることによって、弧の線量を評価するのに 必要な複雑な計算の点の数を大幅に減すことができる。

こうして許容可能な治療方がほぼ決まった段階で、アイソセンター（放射の中心 点）の座標と、コリメーターの寸法と、弧のパラメータとを線形加速器のオペレ ータに指示する。

第３図と第４図は定位性外科治療装置の概念図である。図示したように、患者を 寝かした治療台２０は床に配置された回転プレート２４上の部材２２によって支 持されている。患者の頭は定位法リング（ステレオタフティック　リング）２６ によって不動化されている。このリング２６は、ライナック（ＬＩＮＡ（：。

線形加速器））の放射線放出ヘッド１６に対して患者の頭が所定の位置となるよ うに、本発明によって改良されたＢＲＷ定位法フロアスタンド（以下で説明する ）に結合されている。第４図に示すように、回転プレート２４は治療台２０を、 点線で示した互いに異なる位置２０・・に回転する。ライナックのガントリ１２ は、治療ヘッド１６を第３図に点線３０で示した鉛直平面内にある弧に沿って、 基台１０を中心として回転できるようになっている。ヘッド１６からの放射線は コリメータ３２によってコリメートされて治療ヘッドが移動する上記鉛直平面３ ０に収束される。第４図は放射線が患者の頭の左側に入る側にガン）　ＩＪを回 動した場合を図示しており、第３図はガントリが真上に来て、放射線が患者の額 から入る場合を示している。コリメータ３２は放射線をアイソセンター（ｉｓｏ ｃｅｎｔｅｒ）すなわちガントリの水平回転軸線１４と鉛直面３０との交点に対 応する中心点３４に合焦点（収束）させる。この中心点３４は、治療ヘッド１Ｇ が回動される上記の弧の原点に対応している。回転プレート２４は鉛直面３０と 台別した鉛直軸線を中心として回転する。従って、ガントリが上記弧を通って回 動することによって、ヘッド１６の放射線は患者の頭の各部分を通り且つ回転プ レート２４の全ての回転位置で中心点３４に集中する。

患者を治療する前に、先ず治療手順のテストを行う。すなわち、ファントムポイ ンタを用いて、ファントムターゲットとしてのスチレンススチールのボールを、 本発明によって改良された定位法フロアスタンド上に公知のテスト手順で配置し 、適当なコリメータを定位性放射線放出装置（放射線放出ヘッド１６）に取付け る。次に、トライアル（試し）で弧を描かせて移動式治療ヘッドの位置の機械的 的精度およびその移動精度を評価し、放射線とＸ線フィルムとを用いて位置決め 手順全体の精度を公知方法でテストする。

既に述べたように、ガントリが上記の弧に沿って回動した時の機械精度の不良お よびたわみは、規定の始点（回転の中心点）からの上記の弧のズレと所定の中心 点３４からの放射線焦点のズレとが原因である。ある線量の放射線を土１ｍｍの 精度で球形の容積に送る場合には、リナックの許容誤差はそれより厳しくする必 要がある。従来のリナックのガントリのアイソセンターの精度は２ｍｍであり、 また、患者支持体の回転精度は２ｍｍである。従って、ガントリと支持台とを回 転させると、アイソセンター３４に配置されたターゲットは放射線ビームの中心 から４［ｌｌｆｆ＋ずれる危険性がある。小さいターゲットを治療しなければな らない場合には、こうしたアイソセンターの精度不良を無くす必要がある。本発 明ではこの精度不良を無くすために、ガントリが回転する鉛直平面３０内を回転 する案内・安定化構造体４０を用い、しかも、コリメータ３２の移動する弧をミ スアラインメントが０．１ｍｍ以下の精度にした。

本発明ではさらに、以下で説明するように、治療台の回転精度を、整合不良が最 大で０．１ｍｍとなるまでに減少させた。このように、本発明では治療台とガン トリの許容整合不良を通常の精度不良の１０分の１以下に下げることによって、 放射線を±１ｍ以内のターゲットに照射することができる。それを実施するため の本発明の案内・支持構造体４０と、定位法フロアスタンド２８は第３図と第４ 図に示してあり、第５図、第６図はその一部分の詳細図である。

これらの図面に示すように、本発明ではＨ形ビーム（粱）によって構成されたＡ 形フレーム支持構造体４２を用いる。このＡ形フレーム支持構造体４２は、ガン トリの近傍の床に結合された１本のビーム４４と、回転プレート２４の上まで延 びた２本のアーム４６．４８とによって構成されている（第３図参照）。

アーム４６．４８は回転プレート２４が回転できるように回転プレート２４との 間に間隔が明いている。図示したように、Ａ形フレーム支持構造体４２の上には 、アルミニウム等の長方形のプレート５０を取付けることができ、このプレート ５０が回転・案内構造体４０とフロアスタンド２８とを支持している。

第４図Ａ及び第４図Ｂに示すように、アーム４６．４８はプレート５０の下に配 置された部材４７を介して互いに結合されている。プレート５０とそれに装着さ れたフロアスタンドがアーム４６と４８の片持ち延長部に対してたわむのを防止 するために、プレート５０はベアリング４７ｂによって支持されている。このベ アリング４７ｂはネジ４７ｓと、プレート２４に固定されたプレート２４Ａとの 間に保持されている。このベアリング４７ｂによってプレート２４の移動ができ 、しかも、プレート５０は支持される。

図示したように、本発明の案内・支持構造体４０は、プレート５０に結合された 実質的に垂直な第１の支持部材５２と、第１の支持部材５２の回転中心がガント リーの水平回転軸線１４と一致するように、上記支持部材５２の上端に主アーチ 運動用の軸受５６を介して回転自在に結合されたアングル部材よりなる第２の支 持部材５４とによって構成されている。上記の主アーチ運動用の軸受５６は第７ 図に示すような高精度の軸受にすることができる。この軸受５６は、図から分か るように、ハブ６４を有する中心プレート６２を回転自在に支持しているスチー ル製の第１固定板６０を有している。中心プレート６２は回転時の偏心精度が０ ．０３ｍｎ＋未満となるように機械加工された表面精度を有するロールベアリン グ６６によって３方向から保持されている。第１固定板６０を垂直な第１の支持 部材５２に結合し、ノ）プロ４は第２の支持部＋、ｉ’５４に固定することがで きるようになっている。

図示したように、コリメータ３２は第２の支持部材５４の水平アームに結合され ている（第３図、第５図）。第５図Ａに示すように、第２の支持部材５４は２つ の部品５４Ｆと５４３で構成されており、これらの部品はコリメータ３２をはめ こむための互いに対向した孔部分を有し、コリメータ３２はこの孔部分に挿入さ れた後、孔５４Ｈに挿入されたボルト５４Ｂに締付けられる。コリメータ３２は 、第８図に示すようなジンバル型の軸受７０を用いて線形加速器のヘッドに接続 することができる。第８図に示すように、ジンバル型の軸受７０は、外側リング ７６と、この外側リングに枢着された中間リング７８と、この中間リング７８に 枢着された内側リング８０とによって構成されている。

内側リング８０はコリメータ３２を滑動自在にスナツグフィツトさせるスリップ カラーを構成している。

第３図Ａに示すように、上記のジンバル型の軸受７０は、孔７７Ｈを通ってプレ ート７４の孔（図示せず）の中まで延びたポル）７７Ｂを用いて、互いに間をあ けて設けられた複数のＬ形部材７７によって固定されている。プレート７４は円 形の穴７４Ｈを有し、このプレート７４は、プレート７２に形成された位置決め 用の孔（図示せず）に挿入されるビン（図示せず）によってプレート７２に対し て位置決めされ、固定される（ボルトは図示していない）。プレート７２には、 穴７４Ｈと同じような穴７２Ｈが形成されており、内側リング８０内に収容され たコリメータ３２（第３図Ａには図示せず）が、孔７４Ｈの内部に収容できるよ うになっている。プレート７２は位置決めピンと孔とボルトとを用いて放射線ヘ ッドに取付けることができる。コリメータのスリップリング８０を移動させる場 合には、Ｌ形部材７７を緩め、ジンバル７０とリング８０とを別の位置に動かし た後に再度締め付ければよい。

ガントリ１２が回転した時には、支持・案内構造体４０はコリメータ３２が中心 点３４に回転中心を有する極めて正確な弧を通って移動するようにコリメータ３ ２を案内する役目をする。ジンバル軸受７０は、ガントリが回転した時に、コリ メータ３２が線形加速器のヘッドによって弧に沿って引っ張るが、コリメータの トルクは全く除去される。従って、全ての方向でのガントリのミスアラインメン トまたはたわみはコリメータに伝えられず、従って、応力がかからない。このよ うにして、支持・案内構造体４０がコリメータ３２の移動を正確に制御するこ　 ′とによって、ガントリの回転時の整合不良は補償される。その結果、ヘッド１ ６からの放射線は中心点３４に正確に収束する。

ジンバル７０の代わりに、ボールとソケット（図示せず）とを用い、このソケッ トを放射線照射装置のヘッド１６に固定し、上記ボールにコリメータをスリップ リングと同様に収容する円筒形の孔を形成して、コリメータにトルクが加わらな いよにすることもできる。

フロアスタンド２８を第７図の主アーチ運動用の軸受と同様な軸受８６によって プレート５０上に回転自在に取付けることもできる。このフロアスタンドは、そ の回転軸が鉛直で且つ平面３０内にくるように精密に配置する。このフロアスタ ンドの回転軸線を中心点３４と交差させる。フロアスタンドの軸受８６も同心状 に高精度に機械加工して、回転時の偏心精度を０．０３＝以下にする。そうする ことによって、フロアスタンドが回転プレート２４の整合不良を補償して、治療 テーブルの任意の回転位置で患者の頭部の治療点をアイソセンター３４に正確に 一致させることができる。プレート２４に直接取付けられていた従来のフロアス タンドとは違って、軸受８６を用いることによって、プレート２４の回転に起因 する精度不良をフロアスタンド２８から無くすことができる。このフロアスタン ド２８は治療テーブル２０から独立してアンカーされている　（すなわち、フロ アスタンド２８は治療テーブル２０オよびプレート２４に対して固定されていな い）。

プレート５０に対して案内・支持構造体４０と回転式フロアスタンド２８とを整 合させた後に、全ての構成要素を結合し、ビン止めしてその整合を維持する。次 いで、フロアプレートをＨ形ビームに取付ける。本発明の整合方法は線形加速器 への着脱が容易である。従って、線形加速器を定位法で用いない場合には線形加 速器を元の状態に戻すことができる。

第９図は、コリメータ３２の別の取付は方法を示している。

図面を簡単にするために、第９図は、第３図〜第８図を参照して説明した上記の 構造と異なる要素のみを概念的側面図を示している。第９図の構成要素の参照番 号は１００番台とし、上記実施態様の構成要素に対応するものは、下２桁を同じ にしである。支持部材１５２はプレート１５０に固定されており、ガントリ軸線 １１４（この軸線は好ましい実施態様では水平である）を中心としたコリメータ １３２の回転精度を保つのに用いられている。コリメータ１３２は前記のコリメ ータ３２と同じ機能を有し、第３図の放射線照射ヘッド１６に第３図に記載のジ ンバル構造を用いて結合されている。このコリメータ１３２と線形加速器の放射 線ヘッドとの間の結合は第３図およびそれに関係する図面に示したようなものと 同じであるので、これらの特徴は第９図には示していない。第９図のコリメータ １３２は、前記実施態様で説明した外側の軸受５６とは反対の内側のテーバ軸受 １５６を用いて支持部材１５４によって支持部材１５２に取付けられているとい う点が、上記の第１の実施態様とは異なっている。このようなテーバ軸受は周知 であり、詳細な説明は省略するが、極めて正確に整合した軸受構造であることを 付記してお（。

第１０図は別のフロアスタンド１２８の例を図示したものである　（これは第９ 図の構造でも使用できる）。このフロアスタンド１２８は固定基板１９０を有し 、この基板には固定シャフトすなわち上方に延びた部材１９２が固定されている 。備えている。シャフト１９４は軸受装置１８６によって固定シャフト１９２に 対して回転できるようになっている。プラットホーム１９６はシャフト１９４に 取付けられており、定位法リング１２６はその上に取付けられている。前記の実 施態様と同様に、このシャフト１９４の中心軸線と一致した回転軸線は第３図、 第４図に図示した治療台２０のような治療台の回転軸線と同軸である。

患者は、治療台２０の運動時とフロアスタンド１２８の回転式部分の回転時にこ の軸線を中心として回転するので、シャフト１９４の中心軸線と一致したこの回 転軸線は患者の軸線とみなされる。

第１１図は、コリメータ２３２とフロアスタンド２２８とが共通な固定部材２９ ８に取付けられている精密軸受けの別の構造を示している。この固定部材２９８ は一部のみが図示してあり、第３図の部材５２と同様な固定方法で基板（図示せ ず）に固定されている。固定部材２９８から上方に延びた部分は、支持アーム２ ５４と内部テーバ軸受２５６とを介してコリメータ２３２に回転接続された部材 ２５２と、テーバ軸受２８６をプラットホーム２９６と定位法リング２２６とを 有するフロアスタンド２２８に結合している部材または部分２９２とになってい る。第１１図の構造は、定位法フロアスタンド部分２２８によって患者の頭また はその他の人体部分を極めて正確に回転でき、しかも、コリメータ２３２を極め て正確に回転することができる。第１１図の構造の精密テーバ軸受２５６．２８ ６とその他の要素は、当然ながら、第３図に図示した治療台、放射線放出ヘッド 、その他の構造と組み合わせて使用される。図面を簡単にするために、第９図、 第１０図と同様に、第１１図には第３図〜第８図の構造と同一な装置部分は図示 していない。すなわち、コリメータ２３２は前記のジンバル軸受によって放射線 照射ヘッドに接続されており、フロアスタンド２２８は、第３図〜第８図を参照 して説明した治療台と共通な軸線を中心として回転する。

第１２図には、治療台２０とフロアスタンド２８との間の運動をリンクさせる構 造を示している。第１２図の構造は第３図〜第８図を参照して説明した構造と同 一であり、その１部分のみを図示しであるが、第１２図では、連結手段３００が 設けられている。第１２図に示すように、この連結手段３００は、部材３２２か らフロアスタンド３２８のシャフトに対応する部材３０４まで延びたアーム３０ ２を含む機械的構造物である。

第１２図と第１３図とから、このフロアスタンド連結手段３００は２つのアーム ３０２で構成されていることは理解できよう。

これらのアーム３０２は溶接またはボルト３１０を用いてロック用カラー３０８ に固定されており、このカラー３０８は治療台２０の対応するシャフト３２２を にロックされている。ロック用カラー３０８は、ボルト３１０と反対側をヒンジ にするか、ボルト３１０を締付けて単にその弾性に逆らって圧縮固定されている 。

２つのアーム３０２は外側に延び、定位法フロアスタンド３２８の一部分である 上方に延びた部材３０４を挟持している。この部材３０４は、治療台３２０が回 転した際に軸受３８６によって部材３０４が回転するように２つの圧力パッド３ ０Ｇによって挟持されている。この場合には、圧力パッド３０６によってリンク されているので、治療台３２０から伝わる精度不良を最小に維持した状態で、精 密軸受３８６でフロアスタンドを極めて正確に位置決めすることができる。治療 台３２０とフロアスタンド３２８とはこの圧力パッド３０６によって僅かに相対 移動可能である。

第１４図は、トー軸受はシステムを有する治療台４２０の回転をリンクさせるの に用いることができる別のリンク機構４００を示している。このリンク手段４０ ０は鉛直シャフト４１０を含み、この鉛直シャフト４１０は単一のシャフトまた は第１３図のアーム３０２のような２つの平行な部材４１０である。いずれの場 合でも、シャツ）　４１０は下端部はテーブル４２０と一緒に回転するプレート に固定されている。このリンク機構４００は２本のアーム４０２を含んでいる（ 第１４図ではその１方のみが見える）。２本のアーム４０２は互いに平行で、第 １３図に示したものに類似した圧力パッドを備えていて、治療台４２０が回転し た際にフロアスタンド４２８のシャフト４９０は回転するが、治療台４２０の回 転位置の不正確さに影響されないという重要な特徴がある。

第１２図〜第１４図の機械的リンク手段３００および４００は、対応するテーブ ルが回転に第１０図、第１１図に図示したフロアスタンドの回転をリンクさせる のに用いられるということは理解できよう。

本発明はアイソセンターの精度が向上するということの他に、この方法に必要な 各運動の自由度を個別に独立して評価することができるという別の大きな利点が ある。すなわち、フロアスタンドの回転をコリメータの案内・支持構造体とは別 に評価することができ、また、案内・支持構造体の運動をフロアスタンドの運動 と別に測定することができる。さらに、ジンバル軸受装置の整合状態は、それ以 外の２つの回転軸受装置のいずれとも別に評価することができる。従って、装置 全体の調節を単純且つ効率的に行うことができる。必要とされるその他の放射線 撮影での評価と容易に関係付けることができる。

上記装置は、以下に説明するソフトウェアパッケージと組み合わせて使用するこ とができる。このパッケージは、１つのパッケージ内に、計算されたトモグラフ ィ位置決め方法による血管造影性位置決め法と外部ビーム治療計画方とを含んで いる。このパッケージによってユーザは各試験を実行するだけでなく、定位法放 射線外科療法の各段階から次の段階に全ての基準データを自動的に送って各段階 の手順を進行させることができる。データは１つのプログラムから次のプログラ ムへ渡されるので、そうでない場合にマニユアルでデータを再入力することで生 じるエラーが無くなる。このパッケージはユーザが疑わしいデータまたはエラー データを調べて排除できるよになっている点にも注目すべきである。

造影剤を使用した血管造影位置決め法は、頭蓋内の血管ターゲットを最も良く視 覚化する方法であろう。この位置決め方法ではＢ　ＲＷ　（Ｂｒｏｗｎ　ｉｎｇ −Ｒｏｂｅｒｔｓ−Ｗｅｌｌｓ）の血管造影位置決め装置を使用し、予め分かっ ている式を用いる。この位置決め方法の手順すなわち血管造影位置決めの方法の プログラムを含む全ソトウェアパッケージは各種のソフトウェア系に最近取り入 れられた形式のウィンドウを用いて、ユーザにより大きな柔軟性と速度を与える である。ＡＮＧ　ｌ０ＬＯＧと呼ばれる血管造影位置決定プログラムは、サンヴ ユー　ピクセレクト（Ｓｕｎｖｉｅｗ　Ｐｉｘｅｒｅｃｔ）パッケージ（サンマ イクロシステムズ（ＳｕｎＭｉｃｒｏｓｙｓｔｅｍｓ））の一部であるアイコン とウィンドウとを使用している。

血管造影位置決め法の詳細は本発明にとって必要ではないが、プログラム機能の 概略を添付資料に示し、プログラム自体も添付資料に示す。

場合によっては、ターゲットを識別するのに、計算されたトモグラフィ位置決め 法を用いることもできる。この場合には、一連のＣＴスライスに基づいてユーザ がターゲットの位置決めをすることが可能なＣＴＰＲＯＧと呼ばれるプログラム が開発されている。このプログラムのポツプアップメニューの概要は添付資料に 記載されており、プログラム自体も添付資料に記載されている。このプログラム は広範囲のポツプアップメニューとポツプアップウィンドウの使用を提供してい る。

これらの特徴によって、ユーザは大きな柔軟性で位置決め操作を迅速に行・うこ とができる。本発明はこの位置決めプログラム自体に関するものではないので、 このプログラムの詳細は添付資料を参照されたい。このプログラムおよびその他 のプログラムには添付資料に含まれる多数のサブパートがある。

これらのプログラムはＣ言語である。

同じ座標系にこの方法の全体を画像の様相を全て有することのできる能力が要求 される。上記のように、ＢＲＷ血管血管造影シカライザ用して、平らなうイルム の組からの位置決めが要求される。これによって、ユーザはＢＲＷ空間（ＢＲＷ 位置決め環に関する座標系）内にターゲットを得ることができる。ＣＴスキャン ニングの場合、ＢＲＷ　ＣＴロカライザを使用する。ＣＴ画像データからＢＲＷ 座標を計算するのに使用される等式は、公知である。多くＯＣＴ画像はプロシー ジャ全体の実行の際ルーチンで必要とされるので、自動的に画像を処理する方法 が開発されており、添付資料に詳細は開示されている。このプログラドは、ウィ ンドウ及びポツプアップメニュを使用してここに再度記載する。本発明は、トモ グラフィ処理の詳細に関するものではないので、ここでは、詳細は、添付資料の プログラムに開示されている。

本発明の主な特徴は、患者の様々な部分にあてられる放射線量を計算するのに使 用されるプロシージャである。このプロシージャの重要な部分は、本発明の方法 によって患者の体内に放射線ビームが入る場所を決定する技術である。その主な 特徴は、どちらもＧＡＭＭＡと呼ばれるプログラムによって実施される段階に関 する。そのＧＡＭＭＡプログラムは、添付資料の一部として添付されており、Ｇ ＡＭＭＡプログラムの機能を記述した添付資料の別冊に全体が記載されている。

ＧＡＭＭＡプログラムは、本発明が請求の範囲に含む特徴を備えるので、このプ ログラムについて以下により詳細に説明する。

ＧＡＭＭＡプログラムについてより詳細に説明する前に、患者の治療に使用され るプロシージャ全体を第１５図を参照して説明する。第１５図に図示したように 、腫瘍等のターゲ・ントを当初ブロック５００に位置決めする。上記の様々な位 置決め技術を使用することができる。次に、ブロック５０２で患者の画像化を実 施する。ＣＴ、ＮＭＲ，、または他の技術の画像化は、患者のターゲットと近接 する部分の（ｘ、ｙ、ｚ）の座標を形成し、これらの座標は患者の基準データに なる。

ブロック５０２での画像化の開始に続いて（画像化は後続する段階で続行される ）、ユーザは、提案された治療計画を線量測定コンピュータに入力する。その線 量測定コンピュータは、上記の同一化されたものである。この段階では、ユーザ は、軸線１４を中心にした放射線ヘッド１６０回転及び／または軸線３０を中心 にした治療台２０の回転（図３を参照）に対応する複数の弧を介して放射線をあ てることに対応する患者の治療計画を提案する。線量測定コンピュータは分布を 計算し、その後、ユーザはブロック５０６で放射線分布を再点検する。

分布が許容できるまたは最適である時、ブロック５０６からブッロク５０８に進 み、そこで上記装置を使用することによって提案された治療計画を実施し、領内 を動く放射線ビームを患者にあてる。反対に、放射線分布が許容できない時、ま たは、ユーザが別の放射線分布を望む時、ブロック５０６からブロック５１０に 進み、そこで、ユーザは計画を変更して、変更した計画をブロック５０４に入力 する。

従来技術のプロシージャとの共通の問題点は、コンピュータが分布を生成のに極 めて長い時間がかかり、従って、医師が計画を変更する機会が実質的に否定され ることである。反対に、放射線分布を計算するための以下に詳細に説明するプロ シージャは、治療計画に変更が必要がどうかを考えるのに必要な情報を極めて迅 速に医師に与えることができる。

第１６図は、提案された治療計画を線量測定コンピュータに入力し、ビームの入 る点（すなわち、放射線ビームが患者の身体に入る位置）を決定するプロシージ ャを示す。このプロシージャは、第１６図に独立したプログラムとして図示され ているが、ＧＡＭＭＡプログラムの一部分かまたはそのプログラムのサブルーチ ンであることもある。

第１６図の単純化したフローチャートでは、開始ブロック５１２からブロック５ １４に進み、そこで、ビームが通過した弧に対応する平面がコンピュータに入る 。

第１６図の先のブロックを説明する前に、ブロック５１４の実行に続＜　ＧＡＭ ＭＡプログラムによって形成される表示スクリーンを示す第１７図を参照する。

第１７図では図面を簡単にするために細かい部分は省略したが、第１７図の表示 スクリーンは、そこに照合点５２０と一緒に配置された表示平面マーカー５１８ を有する患者の頭蓋５１６の表示を含む。その照合点５２０は、ターゲットのア イソセンター（画像５１６では独立して識別されない）がどこに位置するかを示 す。表示平面５１８をビームが動く弧が平面に入るために使用するので、平面５ １８は弧に選択された平面に対応する。（説明を簡単にするために、弧は、放射 線源を動かすことに関して説明するが、放射線源はいくつかの弧で動くことが容 易に分かる。患者は、図３の治療台２０を動かすような他の弧を実施するために 動かされる。

また、より高度な技術では、放射線源と患者を同時に移動させることが分かる。

） 画像５１６は、ユーザまたはオペレータに画像５２２の方向を示すために使用さ れる。画像５２２は、表示平面５１８に沿ったＣＴスライスである。

画像５２２は、腫瘍等のターゲット区域内にあるアイソセンター５２２を示す。

アイソセンター５２４は、ターゲット内の中央位置として医師によって選択され るか、または、ターゲット内の中心として自動的に選択される。

図１７の表示スクリーンの部分５２６に図示された様々な制御機能を使用するこ とによって、提案された治療平面内で弧を画成することができる。部分５２６内 の機能は、５２６Ａに配置されたディスプレイ制御機能、５２６Ｂに配置された ディスプレイ制御機能、５２６Ｃに配置された線量測定制御機能及び５２６Ｄに 配置された弧決定機能を備える。弧決定機能は、治療用弧を決定するために使用 される。これら機能の全ては、添付した実際のプログラム及びその添付の機能の 概要を参照して詳細に定義される。特に、画像５２２上にラベル化された開始角 度５２８と終了角度５３０が図示されている。また、ビームの強さ及びビームの 幅等の他のパラメータは、５２６Ｄを介してコンピュータに入力される。

図１６を参照して、ブロック５１４からブロック５３２に制御を転送して、スク リーンまたはコンピュータモニタ上に図１７の画像５２２として表示平面５１８ をディスプレイさせる。表示平面または画像５２２をディスプレイするのと同時 に、ブロック５３２は同時にコンピュータにブロック５３４を実施させて、患者 の基準座標系の（、ｘＳｙ％２）座標にスクリーン上の画素によるビットマツプ を形成する。すなわち、画像５２２の各画素のその周囲の画素とＣＴスキャナに よって設定され、前もってＢＲＷ座標に変化された座標との間の対等する示すこ とによって形成される。

ブロック５３２及び５３４から、ブロック５３６に制御を転送して、患者の外側 の輪郭を識別する。特に、画像５２２の輪郭すなわち外側エツジ５３８は公知の エツジ検出技術によって検出される。第１７図に図示した表示スクリーンの白黒 再生ではみることができないが、プログラムは次に外側エツジすなわち輪郭５３ ８に対応する黄色の線を引く。

ブロック５３６からブロック５４０に制御を転送して、そこで、ユーザは図１７ の５２８に対応する開始角度と図１７の５３０に対応する停止すわなち終了角度 を入力する。ユーザが弧の開始及び終了を選択した後、ブロック５４２は、開始 角度と終了角度を格納する。

ブロック５４０及び５４２から、制御をブロック５４４に転送して、源（すなわ ち、皿上の点に対応する特定の位置の源）とアイソセンターとの間に線を引く。

これらの線は、各々、第１７図の線５２８及び５３０に類似しており、これらの 線は１°の間隔で離れている。ブロック５４４は、ブロック５４６に制御を転送 して、ブロック５４４に引いた各線と輪郭すなわち外側エツジ５３８に対応する 画素との間の交点を見つける。特に、コンピュータは、アイソセンター５２４で 開始し、黄色の画素にぶつかるまで線５２８等の各線に沿って進行する。黄色で ある最初の画素で、これは線と輪郭画素との間の交点を示す。この交点画素は、 ビームが線に沿って延びる方向にある時ビームが入る点を示す。例えば、線５２ ８に沿って開始角度にビームが入る点は線５２８と輪郭５３８との間の交点であ る。ビームが入る点に対応するそのような画素は、線５２８から線５３０まで１ °ごとに識別される。（第１６図は交点が決定される前に全部の線を引（ブロッ ク５４４を図示しているが、そのプログラムは一回で１つの線を引き、その線と 輪郭画素との間に交点を見附、次に、他の線の引くループに戻って、全ての画素 の交点が識別されるまでこの方法を反復する。） 制御は、ブロック５４６からブロック５４８までの転送して、前もって設定され たビットマツプを使用して、ビームが交差する輪郭画素の（ｘ、ｙＳｚ）座標を 識別する。このビームの入る点は、そのような各交差画素の（ｘｌｙｌｚ）座標 で識別される。ブロック５４８から、制御は、プロ・ツク５５０に転送し、ここ で、ビームの入る点をセーブする。これらのビームの入る点は、プロシージャで 後に使用して、患者の内部の特定の点で線量を決定する。

ブロック５５０の後、決定ブロック５５２は、治療計画の部分として他の弧を加 えるかどうかを決定する。通常、そのような４つの弧を使用する。第１の弧のエ ントリに続いて、決定ブロック５５２はブロック５１４に戻り、第２の弧の平面 をエントリし、第１６図の方法を反復する。

エントリするべき補足の弧がない内ことを示す決定ブロック５５２によって、ブ ロック５５２は終了５５４に制御を転送する。

上記のように、第１６図の開始及び終了は明らかであり、第１６図の方法はより 大きいプログラムに一体化することができ、それはプログラムの一部分またはい わゆるサブルーチンとしてもよい。第１８図を参照して、弧から選択された表示 平面への放射線量の計算を説明する。すなわち、医師は、提案された治療計画に 入る前に、任意に、線量分布を検査しようとする平面を選択することができる。

医師は、単一の弧または一群の弧から生じる分布を検査することができる。第１ ８図のプロシージャは、添付資料に含まれるように、、　ＧＡＭＭＡプログラム （ＧＡＭＭＡとしてここで称しているが、より詳細にはＧＡＭＭＡ２）によって 実施される。ブロック５５６では、医師または他のコ。

−ザはその線量が所望の平面を選択する。例えば、ユーザは、視神経等の臨界構 造を含む平面を選択し、視神経内の線量分布が許容できないほど高いかどうかを 測定する。ユーザは、また、アイソセンターに近接するターゲット内に線量分布 が確実に適当になることを望む。ユーザは、また、第１７図の画像５１６で表示 平面５１８を１１制御して、移動することによって、平面を選択する。公知のＣ Ｔ技術及び制御は、５１８等の表示平面を移動するのに使用され、その後、制御 がブロック５５６からブロック５５８まで転送し、選択した平面を第１７図の５ ２２のような画像としてディスプレイする。また、ブロック５５８は、患者の基 準の（ＸＳｙＳｚ）座標に５２２等の画像に図示した画素の地図を形成する。す なわち、コンピュータは、表示平面画像の各画素と初期の位置決め及び画像化に よって前もって設定された患者の基準系の座標との間に対応を設定する。

ブロック５５８に続いて、ブロック５６０はビームの方向、ビーム幅、ＴＰＲ， ＯＡＲデータ、ビームに沿った１°ごとのビームの入る座標を含む格納されたビ ームデータを回復する。

すなわち、第１６図のプロシージャによって格納されたビームの入る点は回復さ れ、第１８図の方法のために使用される。

（ＴＰＲ及びＯＡＲは、放射線ビームの強さのモデルに関係し、第２０図Ａ及び 第２０図Ｂを参照して以下に説明する。）ブロック５６０からブロック５６２に 進み、アイソセンターの処理に細かい線量格子を設定する。この格子は、好まし くは、アイソセンターの周囲の区域４５ｍｍ　Ｘ　４５ｍｍであり、その放射線 量を１＋ｙｕｎごとに計算する。第１９図を参照すると、細かい線量格子の設定 がより明らかになろう。この図面では、源５６６はセンター５６８Ｃ及びエツジ ５６８Ｅを有する放射線ビーム５６８を発生させるように図示されている。第１ ９図に図示したように、細かい線量格子５７２はアイソセンター５２４の周囲の 面積に設定される。細かい線量格子５７２について、各々ｌＨＸ１ｍｍごとの点 ５７２Ｐで放射線量を計算する。

第１８図を参照すると、ブロック５６２及び５６４からブロック５７４に進み、 そこで、コンピュータは細かい線量格子５７２の内部の全ての点について線量を 計算する。各点について線量を計算する現在のプロシージャを以下に詳細に説明 する。ブロック５７４からブロック５７６及び５７８に進み、そこで、細かい線 量格子５７２の外側の点について粗い線量格子を設定する。粗い線量格子５８０ は、細かい線量格子５７２の外側である第１９図の点５８０Ｐを含む。点５８０ Ｐの間隔は各々５ＩＩＩｍごとであり、従って、その放射線量を計算する点の密 度は、細かい線量格子の内側より外側でかなり低い。

ブロック５７６及び５７８からブロック５８２に進み、そこで、以下に詳細に説 明するプロシージャによって粗い線量格子５８０の点の線量を計算する。好まし くは、細かい線量格子５７２を使用すると、アイソセンターの近傍の区域内で高 密度のデータ点か提供され、この区域は、放射線の比較的高い勾配に対応する。

同時に、粗い線量格子５８０のデータのかなり低い密度を使用することによって 、任意に選択された表示平面の線量を提供するために使用しなければならないデ ータ点の数を９０％以上減少させる。すなわち、ユーザは、画像全体に細かい線 量格子が延びているならば必要な多数のデータ点を計算するのに組み合わされる 莫大な時間の遅延の要求もなく、選択された平面の比較的完全な画像を得ること ができる。放射線の勾配は粗い線量格子の区域ではかなり低いので、ユーザに必 要な情報を与えるために、高い密度のデータ線を提供する必要はない。

ブロック５８２に続いて、ブロック５８４は、ディスプレイに対応する細かい及 び粗い線量格子内の各点について線量を測定する。これらの点は、第１９図に点 ５７２Ｐ及び５８０Ｐとして図示されている。ブロック５８４に続いて、決定ブ ロック５８６が実施される。このブロックでは、全ての弧が放射線量計算に含ま れているどうかを検査して決定する。全ての弧が含まれていない場合、ブロック ５８６からブロック５８８に進み、ブロック５６２に戻る次の弧を開始させる。

すなわち、線量格子の各点が場合によっては各弧からの放射線寄与を考慮してい るならば、これは多数の異なる方法で操作することができることが分かっている が、線量格子の各点への寄与は各弧から独立して計算される。ブロック５８６が 余弧からの寄与が細かい及び粗い線量格子を計算するのに使用されていることを 示す時、ブロック５８６からブロック５９０に進み、線量格子が完成今れたこと を簡単に示し、所望ならば、ディスプレイにディスプレイされる。そのディスプ レイは、また、ＣＴ両画像ディスプレイするのに使用されるコンピュータモニタ である。

第１８図のプロシージャを実施するためには、特定の弧の結果として線量グリッ ドの内部で各点での放射線量を決定するためにプロシージャを使用する。このプ ロシージャについては、第２１図に詳細に図示されている。特定の弧から生成す る線引を計算するために、第２１図のプロシージャは、一連の静止ビームに基づ いた計算を使用して放射線ビートが辿る弧をシミュレートする。各静止ビームか らの放射線の寄与は、第２２図に図示したプロシージャによって提供される。第 ２１図及び第２２図を詳細に説明する前に、第２０図Ａ及び第２０図Ｂを参照す る。放射線ビームの強さは、２つのパラメータによってモデル化される。２つの パラメータは、ビームが通過する組織の深さとビームの中央線からの距離である 。組織の深さは、組織−幻影比（ｔｉｓｓｕｅ−ｐｈａｎｔｏｍ−ｒａｔｉｏ） 　（Ｔ　Ｐ　Ｒ）と呼ばれ、ビームの中心線からの距離はオフ−軸線比（ｏｆｆ −ａｘｉｓ−ｒａｔｉｏ）（ＯＡＲ）と呼ばれる。ビームから線量の寄与を知る ためには、線量格子の各点について２つのパラメータを知らなければならない。

第２０図Ａはビームの中心とビームエツジでビームの強さがいかに変化するかを 示し、第２０図Ｂはビームの強さが組織内でビームの深さによって以下に変化す るかを示す。

特定のビームからの線量の寄与を知るために、２つのパラメータ、すなわち、表 面からの深さ及びビームの中心線からの距離を知り、計算に使用しなければなら ない。特定の点の深さは第１９図に図示されており、一方、軸線からの距離（す なわち、ビーム中心線からの距離）は異なる点として第１９図に図示されている 。

第１９図、第２０図Ａ及び第２０図Ｂを引き続き参照して、放射線ビーム５６８ のモデルについて説明する。モデルは、水中のビームエネルギ・−（線量）堆積 を測定することによって得られたデータの組等の単純な測定データの組であるこ とがある９、また、得られ、数学的にモデル化された放射線ビームエネルギー（ 線量）分布の記述の場合もある。通常の放射線治療計画では、これらのモデルは ２つの大きな群に分割される。第１の群は、より単純な数学的記述を含む。これ らのモデルは、放射線ビーム線量パターンをとり、ぞれを単一のものとしてモデ ル化する。すなわぢ、モデルは、放射線ビームから堆積された線量が全て隣接し た組織すなわち身体の部分の特性によって生じる特定の分散とは無関係なパター ンに堆積されるかのように、ビームを処理する。より高度な第２のビームモデル 群は、放射線を主な放射線、すなわち、重なる材料のいずれにも減衰されない照 射された容積の内側の点に達する放射線と重なる構造と主な放射線の交差から生 じる分散した放射線に分割する。この第２の種の放射線は分散されているので、 主なビームと同じ方向の経路を辿って進行しない。広い放射線ビームを使用する 時、それらは通常の外部ビーム放射線療法に含まれるので、この第２の成分はビ ームのエネルギー堆積の３０％までである。反対に、定位法放射線療法用の薄い 放射線ビームは、放射線源と患者を互いに位置決定するのに使用される支持装置 に要求される精度を得るという問題点があるので、一般的に使用されていなかっ た。すなわち、その機械的構造はそれに組みこまれたある程度より大きい不正確 さを有しており、機械的不正確さによってビームの中心が所望の位置から移動す ることがあるので、ビームの幅は、ビームが所望のターゲットを打つためには十 分に大きくなけれはならない。

第３図から第１４図を参照した説明した機械的構造によって、本発明が患者の治 療に「ペンシルビーム」を使用することのできる十分な精度が得られる。これら のペンシルビームは、幅すわなち直径が５ｃｍ未満でなければならず、より好ま しくは３ｃｍ以下である。そのような薄いビームを使用すると、主ビームから離 れて分散した成分の特定の計算を要求しないより単純な数学的モデルが使用され るという利点がある。

治療計画の分野で一時使用されていた単純なビームのモデルは、オフ軸線比（Ｏ Ａ、　Ｒ）モデルと組み合わされた組織幻影比（ＴＭＲ）である。これらのモデ ルは数学的には極めて単純であり、各々、第２０図Ａ及び第２０図已に対応して いる。

さらに、この技術の速度を速くするために、コンピュータ装置は、前もって準備 された製表されたビームデータの大きなルックアップテーブルを備える。これに よって、患者の線量分布を計算している時、装置は簡単にＴＭＲまたはＯＡＨの テーブル式値を検索することができる。これらの値は前もって計算ささているき で、個々の場合に必要な計算は最小限に保たれている。

本発明の技術で使用される小さいビームサイズによって、極めて一般的な計算を 無視しても精度の損失は小さい。これは、斜めの濾過の場合の補正である。通常 の治療ビームに計算される線量分布は、平らな面の幻影上で実施される。ビーム を個々の患者にあてる時、多くの場合、患者のビームの入る面は平らではない。

湾曲しているか、直線でもビームに対して斜めである。そのような表面輪郭の変 化によって生じる乱れは、表面下のエネルギー分布に大きい変化を引き起こす。

しかしながら、小さい直径または小さい幅のビームを使用することによって、患 者の頭部は、そのビームの小さい幅すなわち直径に渡って極めて僅かに曲がって いるだけである。従って、患者の頭部の湾曲を考慮しても、あまり結果は変わら ない。従って、本発明は補正を必要とせず、これによって、以下の２つの理由で 極めて迅速に線量の計算を実施することができる。その第１の理由は、各ビーム から線量分布を計算する時実施される計算の数がかなり減るので、計算にかかる コストを低くすることができる。第２の理由は、より重大だが、複数のビームが 入る点を位置決めする必要がないので、計算時間が短くなることである。斜めの 自適の補正を計算するために、表面輪郭を発見しなければならない。これは、最 初に患者の頭部の多重輪郭を得ることによってルーチンとして実施される。これ が一旦実施されると、頭部の表面はタイル状に分割される。このタイル面とビー ムの交点を発見しなげならない。この方法は、極めて時間がかかる。ビームの中 心が患者に入る１つの点を見つけることができ、各ビームの面の残りの部分を無 視することによ−１て、極めて迅速な方法を使用して、放射線量分布を計算する ことができる。

上記のように、患者の頭部は小さい直径または幅のビームに対しては平坦である ようにみなされ、エツジ効果（ビームのエツジがビームの中心５６８Ｃと僅かに 異なる角度で患者の輪郭５３８に入るという事実）。第１９図は、ビームの広が りをいくらか誇張したものであることに注意しなければならない。

すなわち、エツジ５６８Ｅは、中心５６８Ｃにほとんど平行である。

第２１図を再度参照して、特定の弧から格子の全ての点で線量を計算する技術を 以下に説明する。ブロック５９２では、ビームデータ（ＴＰＲ）　（ＯＡＨ）　 、ビームの入る点のデータ及び線量格子点データ（すなわち、細かい線量格子点 ５７２Ｐに対応する画素と粗い線量格子点５８０Ｐに対応する画素の（ＸＳｙ、 ｚ）座標を再検索する。制御をブロック５９４に転送して、弧の角度の開始及び 停止すなわち終了を提供する。オペレータは弧の角度の近似値をブロック５９６ 及び５９８で設定することができる。特に、放射線源が辿る弧（すなわち、放射 線源に対して患者が辿った弧）を、１°ごと、５°ごと、または、１０°ごとの 一連の静止ビームによってシミュレートすることができる。すなわち、弧が１０ ０°を通過し、オペレータが近似値のインクリメントとして１０″を選択した時 、弧すなわち辿ったビームは、１０°ごとに配置された１０個の静止ビームによ ってシミュレートされる。

ブロック５９６及び５９８に続いて、ブロック６００は弧角で開始し、アイソセ ンターの方向に沿って一定のビームを投射する。

すなわち、通過したビームに近似の静止ビームに対応するビームを通る。ブロッ ク６００からブロック６０４に進み、この単一の静止ビームから生成する粗い線 量格子内の全点の線量を計算する。ブロック６０２及び６０４の計算を実施する 時、第２２図を参照してより詳細に記載したプロシージャを使用する。

ブロック６０４は、ブロック６０６に制御を転送し、ビーム角が終了角より大き いかもしくは等しい化を決定する。すなわち、コンピュータは通過したビームを モデル化、すなわち、シミュレートするのに使用した静止ビームを全て考慮する 。

弧が１００°で、静止ビームが１０°ごとに使用される実施例では、弧は１０個 の静止ビームによってシミュレートされる。観察される静止ビームがまたは最終 的なビームではない限りブロック６０６はブロック６０８に制御を転送する。ブ ロック６０８は近似値の量によってビーム角を多くする。例えば、上記の１００ °の弧の状態では、角度が当初Ｏ°であると仮定すると、ブロック６０８はその 方向に１０９を加え、制御をブロック６０２に戻して、１０”の方向を有するビ ームに対応する線量を計算する。ブロック６０２及び６０４は、２０°、３０° と、１００°までこの動作を反復して、１００°でブロック６０６はブロック６ １０に制御を転送する。これは、リターンである。その段階では、プロシージャ は特定の弧から生成される線量格子の点で線量を計算している。この情報は、第 １６図のプロシージャによって使用され、各弧について、第２１図のプロシージ ャを反復する。

第２２図は、第１８図及び第２１図のプロシージャがいかに細かい線量格子また は粗い線量格子内の点で線量を決定する方法を使用するかを示している。当初、 ブロック６１２は、線量点の選択を含む。言い換えれば、５７２Ｐまたは５８０ Ｐに対応する点のいずれかが観察される。容易に理解されるように、第２２図の プロシージャは線量格子５７２及び５８０の各点について反復される。

ブロック６１２に続いて、ブロック６１４は、ビームの中央線から離れた軸線の 距離を計算する。次に、ブロック６１６はビーム−表面交差から特定の線量点の 深さを計算する。次に、ブロック６２２は、特定の点で線量を計算するために検 索される値を使用する。特に、計算される値はビーム重量因子によって乗算され 、特定の静止ビームから生成する線量格子点で線量を得る。次に、ブロック６２ ４に制御を転送して、特定の点で線量の流出量を保持する。ブロック２４は、所 定の静止ビームからその点について前もって格納されたいずれかの線量に線量を 補足する。弧をシミュレートする各静止ビームについて、第２２図の段階を繰り 返し実行することによって、各点へのそのビームの寄与が計算される。

第２３図は、ＧＡＭＭＡプログラムの１部分の間のディスプレイまたはコンピュ ータモニタのスクリーン表示を図示したものであ１３る特に、命令部分５２６は 、そこに現れる多数のウィウドウをふくむ。例えば、ウィンドウ６２６は等線量 区域のパーセンテージを示し、一方、ウィンドウ６２８は現在に画成された弧を 示す。スクリーンは、また、視覚面５１８を示す方向決定画像６３０を含む。表 示平面５１８は、６３２で図示した横断面画像の平面を図示している。画像６３ ２は、ＣＴ両画像なわちスライスであり、以下に詳細に説明するようにそこに重 ねられた放射線分布データを含む。

第２４図は、ウィンドウのないＧＡＭＭＡプログラムに対応するスクリーン上の 表示すなわちディスプレイを示す。他のディスプレイスクリーンと同様に、これ は、Ｃ言語のプログラムである添付資料として添付したプログラムによって生成 される。

第２５図は、第２３図及び第２４図の画像６３２の単純化した表示を示す。特に 、画像６３２は、アイソセンター６３４とこのアイソセンターを中心に延びる一 連の等線量線６３６を示す。等線量線が線量の１００％を受けると考えると、最 も内部の等線量線は９０％を受け、次の内部の等線量線は８０％を受け、以下同 様に続く。図面を簡単にするために、２つの等線量線６３６だけを図示した。等 線量線は、線量及び格子点（図２５には個々に図示していないので、第１９図を 参照）で放射線量を決定することによって計算される。そのプログラムは、等線 量線６３６を形成して、ＣＴ画像６３２上にそれらをディスプレイする。

第２６図には、ユーザが放射線の水平及び鉛直方向の分布を要求した時のスクリ ーンの内容が図示されている。第２６図の右側の分布図は、分布勾配がアイソセ ンターの近傍で比較的高く、アイソセンターから離れると比較的低いことを示し ている。従って、細かい線量格子は、放射線勾配が高い区域で比較的高い密度で 線量を計算し、放射線勾配が比較的低い粗い線量格子で比較的低い点の密度で放 射線量を計算する。

第２７図は、上記のプロシージャと組み合わせて使用されるシステム全体の概略 図である。特に、このプロシージャは、他の配置でも使用できるが、患者の基準 データを得るＣＴスキャナ６５０を使用して実施される。基準データはコンピュ ータＣＰＵ６５４への転送テープドライブ６５２の磁気テープに書き込まれる。

このＣＰＵは、サン（Ｓｕｎ）　４　／　２８０であることがある。ＣＴスキャ ンを使用する代わりに、核磁気共鳴画像装置６５６を使用して、テープドライブ ６５２にデータを供給する。

ブロック６５８によって図示された血管造影方法から生成されるＸ線は、ブロッ ク６６０によってデジタル化され、コンピュータ６５４に転送される。モニタ６ ６２をコンピュータ６５４に接続して、上記の様々なスクリーン画像をディスプ レイするために使用する。また、マウスの使用及び表示スクリーンの様々な図示 した制御によって、コンピュータ６５４のオペレータ人力／出力用のモニタ６６ ２を使用することができる。独立して図示してはないが、プリンタをコンピュー タ６５４に接続し７て、そこで計算されたデータのいずれでもプリントすること ができる。例えば、プリンタを使用して、スクリーンをプリントすることができ 、そのような命令を使用して、上記の複数の表示スクリーンを形成することがで きる。

上記の説明は好ましい実施例を記載したものであるが、請求の範囲に定義された 本発明の範囲内で変更することが可能なことは当業者には明らかであろう。

ＦＩＧ、　９ ＦＩＧ、１５ ビームエツジ ＦＩＧ、２７ ＦＩＧ、２１　弧から全点の線量の計算ＦＩＧ、２２　ビーユカ、ら点／％（７ ）線量。計算補正書の翻訳文提出書く特許法第１８４条の８）平底３年１１月１ ８日

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. １．下記段階で構成される患者の治療方法：（ａ）患者内部でのターゲットの位 置を決め、（ｂ）患者をディスプレイを備えた画像装置に入れて患者の基準デー タを患者のターゲットおよびその近接部分の（ｘ，ｙ，ｚ）座標の形で作り、 （ｃ）患者の基準データをディスプレイに接続された線量測定コンピュータに提 供し、 （ｄ）線量測定コンピュータに、少なくとも１つの線源から少なくとも２つの異 なる方向で患者に少なくとも１つの放射線ビームを照射するために提案された計 画を入力し、（ｅ）提案された計画から得られるであろう放射線分布を表示する ための患者の平面を選択し、 （ｆ）画像装置を操作して、選択した表面に対応する患者の画像をディスプレイ に表示し、 （ｇ）ターゲットに相対的に近い細かな量測定格子内の間隔Ｄ１で互いに隔てら れた各点での放射線量を計算し、間隔Ｄ１でよりも粗い量測定格子の間隔Ｄ２で 互いに隔てられた上記の細かな量測定格子の外側の各点での放射線量を計算する することによって、選択された平面内での放射線分布を決定し、線量測定コンピ ュータは細かな量測定格子部ではより高い測定密度で放射線量を計算し、粗い量 測定格子ではより低い測定密度で放射線量を計算し、（ｈ）計算した放射線量を ディスプレイ上に表示する。
2. ２．放射線量の計算で得られるデータのいくつかがディスプレイ上の患者の画像 上に配置される請求項１に記載の方法。
3. ３．提案された計画が患者に当てられるビームか通る少なくとも第１の弧を含み 、この第１の弧は第１の弧平面内にあり、上記入力段階が下記のサブステップを 含む請求項１に記載の方法： 第１の弧平面を選択し、 ディスプレイ上に第１の弧平面に対応する患者の画像をディスプレイし、 患者の参照データの（ｘ，ｙ，ｚ）座標に対するディスプレイ上での画素のビッ トマップを形成し、 患者の外側輪郭を形成する各画素を同定し、第１の弧の始点と終点を格納し、 所定の位置での線源とターゲット内のアイソセンターとの間に線を引き、 この線と外側輪郭に対応する画素との交点を見つけ、ビットマップを参照して、 この交点の画素の（ｘ，ｙ，ｚ）画素をビームの入射点を同定し、 上記線引き、交点の発見、ビットマップ参照のサブステップを反復して、線源の 各位置に対応する追加のビーム入射点を同定し、 線源の各位置でのビームの中心に対応するビームの各入射点を格納する。
4. ４．格納されたビームの各入射点を用いて放射線量の計算を実行する請求項３に 記載の方法。
5. ５．エッジ効果を無視するように、ビームの入射点のみで入る放射線を基に縁涼 の各位置での放射線量の計算を行う請求項４に記載の方法。
6. ６．提案された計画に用いる各ビームの幅を５ｃｍ未満にして、無視したエッジ 効果が実質的にエラーを生じさせないようにした請求項５に記載の方法。
7. ７．提案された計画により放射線を患者に照射する段階を含む請求項６に記載の 方法。
8. ８．提案された計画により放射線を患者に照射する段階を含請求項４に記載の方 法。
9. ９．提案された計画により放射線を患者に照射する段階を含請求項１に記載の方 法。
10. １０．下記段階： （ａ）患者内部でのターゲットの位置を決め、（ｂ）患者をディスプレイを備え た画像装置に入れて患者の基準データを患者のターゲットおよびその近接部分の （ｘ，ｙ，ｚ）座標の形で作り、 （ｃ）患者の基準データをディスプレイに接続された線量測定コンピュータに提 供し、 （ｄ）線量測定コンピュータに、少なくとも１つの線源から少なくとも２つの異 なる方向で患者に少なくとも１つの放射線ビームを照射するために提案された計 画を入力し、で構成される患者の治療方法において、提案された計画は患者に当 てられるビームが通る少なくとも第１の弧を含み、この第１の弧は第１の弧平面 内にあり、上記入力段階が下記のサブステップを含む方法： 第１の弧平面を選択し、 ディスプレイ上に第１の弧平面に対応する患者の画像を表示し、 患者の参照データの（ｘ，ｙ，ｚ）座標に対するディスプレイ上での画素のビッ トマップを形成し、 患者の外側輪郭を形成する各画素を同定し、第１の弧の始点と終点を格納し、 所定の位置での線源とターゲット内のアイソセンターとの間に線を引き、 この線と外側輪郭に対応する画素との交点を見つけ、ビットマップを参照して、 この交点の画素の（ｘ，ｙ，ｚ）画素をビームの入射点を同定し、 上記線引き、交点の発見、ビットマップ参照のサブステップを反復して、線源の 各位置に対応する追加のビーム入射点を同定し、 線源の各位置でのビームの中心に対応するビームの各入射点を格納する。
11. １１．下記をさらに含む請求項１０に記載の方法：提案された計画で得られるで あろう放射線分布を表示するための患者の平面を選択し、 画像装置を操作して選択した平面に対応する患者の画像をディスプレイに表示し 、 選択した平面内で放射線分布を決定し、求めた放射線分布から表示データをディ スプレイ上に表示する。
12. １２．ターゲットに相対的に近い細かな量測定格子内の間隔Ｄ１で互いに隔てら れた各点での放射線量を計算し、間隔Ｄ１でよりも粗い量測定格子の間隔Ｄ２で 互いに隔てられた上記の細かな量測定格子の外側の各点での放射線量を計算する することによって選択された平面内での放射線分布を決定し、線量測定コンピュ ータは細かな量測定格子部ではより高い測定密度で放射線量を計算し、粗い量測 定格子ではより低い測定密度で放射線量を計算する請求項１１に記載の方法。
13. １３．格納されたビーム入射点を用いて放射線量の計算を行う請求項１２に記載 の方法。
14. １４．エッジ効果を無視するように、ビームの入射点のみで入る放射線を基に線 源の各位置での放射線量の計算を行う請求項１３に記載の方法。
15. １５．提案された計画に従って患者に放射線を照射する段階を含む請求項１４に 記載の方法。
16. １６．患者に照射されるビームの幅を５ｃｍ未満にする請求項１５に記載の方法 。
17. １７．提案された計画に従って患者に放射線を照射する段階を含む請求項１０に 記載の方法。
18. １８．患者に照射されるビームの幅を５ｃｍ未満にする請求項１７に記載の方法 。
19. １９．下記段階で構成される患者の治療方法：（ａ）患者内部でのターゲットの 位置を決め、（ｂ）患者をディスプレイを備えた画像装置に入れて患者の基準デ ータを患者のターゲットおよびその近接部分の（ｘ，ｙ，ｚ）座標の形で作り、 （ｃ）患者の基準データをディスプレイに接続された線量測定コンピュータに提 供し、 （ｄ）線量測定コンピュータに、少なくとも１つの線源から少なくとも２つの異 なる方向で患者に少なくとも１つの放射線ビームを照射するために提案された計 画を入力し、（ｅ）提案された計画から得られるであろう放射線分布を表示する ための患者の平面を選択し、 （ｆ）画像装置を操作して、選択した表面に対応する愚者の画像をディスプレイ に表示し、 （ｇ）ターゲットに相対的に近い細かな量測定格子内の間隔Ｄ１で互いに隔てら れた各点での放射線量を計算し、間隔Ｄ１でよりも粗い量測定格子の間隔Ｄ２で 互いに隔てられた上記の細かな量測定格子の外側の各点での放射線量を計算する することによって、選択された平面内での放射線分布を決定し、線量測定コンピ ュータは細かな量測定格子部ではより高い測定密度で放射線量を計算し、粗い量 測定格子ではより低い測定密度で放射線量を計算し、（ｈ）計算した放射線量の データを出力する。
20. ２０．下記で構成される定位法放射線外科治療装置を使用して提案された平面に 従って放射線を患者に照射する段階をさらに含む請求項１９に記載の方法： ガントリ軸線を中心として回転自在に支持されたガントリであって、ガントリ軸 線と放射平面との交点に対応する中心点を中心にして放射平面内で弧上を移動す る放射線放出ヘッドを有し、ガントリ軸線は放射平面に対して直角であるような ガントリと、 放射線放出ヘッドからの放射線を上記中心点に収束するように配置されたコリメ ータと、 このコリメータを放射線放出ヘッドの運動にリンクさせて、ガントリが回転した 時に、コリメータを上記放射面内で且つガントリ軸線を中心として自動回転させ るコリメータリンク手段とによって構成され、 コリメータリンク手段は、ガントリからの位置の精度不良がコリメータに全くま たはほとんど伝えない状態でコリメータがガントリの回転に追尾できるようにな っている。