JPH08500276A

JPH08500276A - 放射線治療計画作成方法

Info

Publication number: JPH08500276A
Application number: JP7502847A
Authority: JP
Inventors: ジョセフオーウェンデイジー; レナートデリオン
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: 1993-06-18
Filing date: 1994-06-03
Publication date: 1996-01-16
Also published as: CA2140432A1; DE69413504T2; EP0656797B1; US5418827A; EP0656797A1; WO1995000204A1; DE69413504D1; IL109850A; IL109850A0

Abstract

(57)【要約】平面内の腫瘍の周囲360゜に腫瘍の照射を施す放射線治療機のための放射線治療装置が、平面内の腫瘍への所望の照射線量と符合するポテンシャルエネルギー場を生じさせる導体における電荷の分布を決定する。腫瘍を通過するあらゆる所定の射線の作用は、射線の進路に沿う変化を合計することによって決定することができる。分布は、負の作用を必要とすることのある照射しない領域を含んでいることがある。身体的に実感することのできる負でない作用が、算出した作用によって生じた実際の照射線量に鑑みて入力照射線量マップを調節する反復プロセスによって得られる。

Description

【発明の詳細な説明】放射線治療計画作成方法発明の背景発明の分野本発明は、一般的には、腫瘍等の治療のための放射線治療装置に関し、具体的には、患者内の不規則な形状の帯域内の放射線の照射線量を正確に調整するため、平面内のいろいろな角度で複数のビームを送り出すための治療システムにおいて、必要なビーム強度を計算するための放射線治療計画作成方法に関する。背景技術放射線治療用の医療装置は、腫瘍組織を高エネルギーの放射線で治療する。腫瘍は、破壊されるのに十分な放射線を受けること、及び周囲の近接する腫瘍でない組織へのダメージを最小限にすることの両方を確かなものとするため、照射線量及び照射線量の配置は、正確に制御されなければならない。内部源放射線療法は、放射性材料のカプセルを、患者内部の腫瘍組織に近接して配置するものである。照射線量及び配置は、アイソトープの物理的な位置決めによって正確に制御される。しかしながら、内部源放射線療法には、患者に対する不快感及び感染の危険を含む何等かの外科的侵入処置の不都合がある。外部源放射線療法は、患者の外部にある放射線源を用いるものであり、60Co等の放射性同位元素又は直線加速器等の高エネルギーＸ線源の何れかを用いるのが典型的である。外部源は、患者内の腫瘍部位に送られるコリメートされたビームを発生させる。外部源放射線療法は、内部源放射線療法の幾つかの問題を回避するものであるが、外部源放射線療法は、腫瘍組織とともに、放射線ビームの進路にあるかなりの量の腫瘍でない又は健康な組織を照射してしまうことが避け難く望ましくない。健康な組織を照射する悪影響は、腫瘍組織における放射線の所定の照射線量を維持しながら、外部放射線ビームを、ビームが腫瘍組織に集中する態様で、種々の「ガントリー」角度で患者内に投射することによって低減することができる。健康な組織の特定量の要素が、放射線の進路に伴って変化し、治療全体の間の斯かる健康な組織の要素各々への総合照射線量が減少する。健康な組織の照射は、放射線ビームを、放射線ビームの軸に垂直に採った腫瘍の断面全体にきっちりとコリメートすることによっても低減することができる。斯かる周辺コリメーション（circumferential collimation）を生じさせるための多数のシステムが存在し、それらのうちの幾つかは、区分的に、任意の輪郭の放射線不透マスクを形成することのできる複数摺動シャッターを用いている。ビームを腫瘍の輪郭にコリメートする一環として、放射線源と放射線源の回転の中心との間の半径線（radius line）に対する放射線ビームのオフセット角を調節して、治療領域を回転の中心以外にあるようにすることができる。オフセット角及び放射線ビームの巾を、ガントリー角度の関数として同時に変化させることが、放射線ビームと平行な平面内に不規則な断面を有する腫瘍組織を正確に標的とすることを可能にする。放射線ビームの巾及びオフセット角は、多薄片コリメータを用いることによって制御することができる。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、及びサイズに調節が、照射線量の制御にかなりの寛容度をもたらす。それでもやはり、これらのアプローチは、尚も、かなりの量の望ましくない照射線量を健康な組織に与えるものであり、特に腫瘍が凹んでいる場合又は非常に不規則な場合にそうである。健康な組織の照射がはるかに少ない放射線治療機が、1992年５月19日に出願され、本願と同じ譲受人に譲渡された同時係属米国特許出願第07/865,521号に記載されている。この放射線治療機は、複数の放射線減衰薄片を、ビームが患者に入射する手前の放射線ビーム内に位置するラック内に有している。薄片は、放射線ビーム内に摺動して、閉状態になり、ビームの所定の射線を遮蔽し、放射線ビーム外に摺動して、開状態になり、ビームの所定の射線が遮られずに通過できるようにする。開位置及び閉位置で費やす時間の割合を制御することにより、各射線を、強度の連続した範囲にわたって減衰させることができる。放射線の輪郭だけでなく、各個の射線の強度も制御するこの能力は、極めて正確な照射量の制御を可能にするものである。理論では、ビームが患者の回りに或る一定範囲の角度だけ回転する際に、ビームの各射線を適正に調整すると、放射線治療機は、凹んだ帯域又は非常に不規則な帯域内にでも照射線量を正確に配置することができる。重要なことには、放射線に敏感な器官等を含む帯域から放射線を正確に排除することもできる。斯かる照射線量配置技術には、いろいろなガントリー角度における放射線の多くのあり得る射線の間で患者の任意の容積要素が受ける照射線量を割り当てることが必要である。ビームの各射線及びビームの各ガントリー角度に関するビームの強度の組として明示されるこの割り当ては、治療シノグラム（treatment sino gram）と称する。先に参照した同時係属出願は、コンピュータ断層撮影法（「CT」）の画像再生技術と類似しているが、CT画像再生が患者を通過する複数の射線の減衰を測定することによって患者の画像を得るのに対し、この放射線治療システムは、患者を中心とする種々の角度における放射線ビームの組を予め減衰させることによって照射線量画像を患者に印加するという重要な相違を有する技術を用いる治療シノグラムの作成方法を記載している。上記に参照したシノグラム作成技術には、本願のコンピュータハードウェアの計算能力が必要である。発明の概要本発明は、治療シノグラムを計算するための新しい技術を提供するものである。この技術は、患者内の所望の照射線量分布を、電気ポテンシャル場としてモデル化するものであり、異なる角度になった射線の間で分担照射線量を割り当てるため、静電学の方法を用いるものである。この技術は、放射線療法用シノグラムの作成のための向上した計算効率をもたらすことができ、或るステップにおいて説明する、新規で極めて迅速な静電コンピュータによる実行に資するものである。具体的には、電子計算機が、放射線治療機の複数の放射線ビームによって患者の容積を通るスライスに沿って投じられる所望の照射線量を示すデータを受ける。この所望の照射線量を受信する電荷計算手段が、所望の照射線量マップに対応するポテンシャルエネルギー場を発生させるスライス内の電荷の分布を計算する。積分器が、スライスを通る進路に沿うこれらの電荷を単純に積分して、その進路に沿う射線の強度を決定する。斯くして、本発明の目的は、所望の照射線量マップから治療シノグラムを作成する簡単で迅速な方法を提供するものである。問題を、静電学の一つとして定式化することが、現実の計算に広範な数値的技術を用いることを可能にし、コンピュータ断層撮影法の概念に基づくアプローチよりも向上した成果を潜在的にもたらす。一実施態様では、電荷計算手段は、複数の接続可能な導電要素から形成された導電シートであるのが良く、導電要素は、先ず電荷を受けるため、少なくとも一つの照射線量領域で、互いに接続され、次いで、絶縁された各要素の電荷を測定するため、絶縁される。積分手段は、配列になった電荷の値を受け、必要な補間及び積分を行なうためのデジタル式コンピュータである。斯くして、本発明の他の目的は、極めて速いアナログ式計算装置に容易に適合させることのできる治療シノグラムの作成方法を提供することである。導電シートは、実際の電荷に関しての電荷分布を、ほぼ瞬間的基準で計算する。各電荷が、他の電荷と同時に、それ自体の位置を、大量並列デジタル式コンピュータ（ma ssively parallel digital computer）と類似の方法であるがはるかに速い方法で計算する。所望の照射線量マップは、少なくとも二つの帯域：少なくとも治療閾値の放射線を受けることを意図する第一の腫瘍帯域と、許容閾値以下の放射線を受けることを意図する第二の器官帯域とを有するのが良い。電荷計算手段は、各帯域における現行照射線量マップ（最初は、所望の照射線量マップに等しい）に対応するポテンシャルエネルギー場を生じさせるであろう電荷を計算し、積分器は、スライスを通る所定の進路に沿って積分し、その進路に沿う射線ウェイトを決定する。ガントリーのいろいろな角度に関して多くの射線に対する加重を決定して作用値のシノグラムを作成する手段が、電荷の積分を反復することにより提供され、シノグラムにおけるあらゆる負の作用値をゼロに合わせて調節されたシノグラムを作成するための手段が提供される。この調節されたシノグラムを受ける照射線量計算手段が、この調節されたシノグラムによって生ずるであろう実際の照射線量を決定する。現行照射線量マップは、所望の照射線量と実際の照射線量との間の差異に応じて修正される。一実施態様では、現行照射線量マップは、次の反復のため、この差異を現行照射線量マップから減算することによって修正される。本発明の別の目的は、放射線に敏感な器官を保護するため、或る帯域に最大照射線量限度を割り当てることを可能にすることである。これらの課された限度は、身体的に実感することのできない条件である負の射線ウェイトを有する初期シノグラムを生じさせることがある。しかしながら、負の射線ウェイトがゼロに切り捨てられた実際の照射線量の計算に基づく現行照射線量マップの反復修正を用いて所望の照射線量に収束するシノグラムを作成できることが確認された。本発明の前記及び他の目的及び利点は、以下の説明により明らかとなろう。説明において、本明細書の一部を成し、例示の目的で、本発明の幾つかの好ましい実施態様が示されている添付図面が参照される。しかしながら、斯かる実施態様は、必ずしも本発明の全範囲を示すものではなく、したがって、本発明の範囲を解釈するためには、本明細書に添付の請求の範囲を参照しなくてはならない。図面の簡単な説明図１は、本発明を実施するのに有用な放射線治療機に用いる補償器組立体の斜視図であり、補償器の薄片及びそれらと連携するアクチュエータを示している。図２は、線２−２に沿う図１の補償器組立体の断面図であり、放射線の扇状ビームのための補償器の各薄片の台形の形態及び補償器の薄片が移動する時にそれらを支持する案内レールを示している。図３は、図２の案内レールと一つの薄片のセットの切り欠き斜視図であり、完全に閉じた位置にある薄片を支持するためのカラーを示している。図４は、従来のCTスキャナー及び補償器を組み込んでおり、補償器を制御するのに適したコンピュータを含む放射線治療装置の要素を示すブロック図である。図５は、患者の断面の単純化した立面図であり、複数の放射線ビームが腫瘍内の一ボクセルに集中した状態の腫瘍及び近接する放射線に敏感な器官を示している。図６は、射線ウェイトの計算に関連のある種々の空間変数を示す幾何学図である。図７は、いろいろなガントリー角度における図１〜図３のコリメーターによって制御される射線に関する射線ウェイトを決定するための本発明のステップを示すフローチャートである。図８は、多数の導電要素によって模した腫瘍形状の領域における電荷分布を決定するのに有用な高速静電コンピュータの模式図である。図９は、斯かる導電要素の一つ及び固体スイッチによるその導電要素の隣接する導電要素又は電荷増幅器若しくは電圧源への相互接続の詳細模式図である。好ましい実施態様の詳細な説明図１を参照すると、本発明に用いるのに適した放射線治療ユニット１０が、焦点１８から放射され、患者１７（図１に示さず）に向けて送られるほぼ円錐状の放射線ビーム１４'を発生させる放射線源１２を含んでいる。円錐状ビーム１４' は、一組の長方形のコリメーターブレードにより構成される放射線を透過させないマスク１６によってコリメートされ、扇状（fan）ビーム平面２０が真ん中にあるほぼ平面状の扇状ビーム１４を形成する。 I.補償器補償器２２が、扇状ビーム１４内で扇状ビーム平面２０を真ん中にして心が合っており、放射線を患者が受ける前に、複数の隣接する台形状の薄片３０を含んでおり、これらの薄片は、焦点１８を中心とする一定の半径の弧を一緒になって形成する。薄片３０は、スリーブ２４内に保持されている。スリーブ２４は、放射線半透過材料から構成されており、それらの内部端２３で、焦点１８に関して固定された取り付けプレート２６に取り付けられている。取り付けプレート２６は、頑丈な放射線不透過材料から構成されており、扇状ビーム１４のすぐ外側に位置し、扇状ビーム１４への妨害を防止している。補償器２２の薄片３０は、扇状ビーム１４を、オフセット角φで隣接する一組のスラブ状の射線２８に分割するよう、扇状ビーム１４全体に対して延びていることが好ましい。図２も参照すると、各スリーブ２４は、その外部端２７で開口しており、鉛、タングステン、セリウム、タンタル又は関連する合金のような高密度の放射線不透過材料から構成されるぴったりのサイズになった台形状の薄片３０を、摺動させることによって、受容する。各薄片３０は、対応するスリーブ２４内を完全に摺動して、そのスリーブ２４に関連する射線２８を遮蔽することができる。薄片３０が、それに対応する射線２８を遮蔽する場合を、「閉状態」にあると云う。スリーブ２４は、各薄片３０が、それに対応する射線２８が完全に遮られないようにするため、摺動して扇状ビーム１４の進路から外れることができ、しかも、それでも尚スリーブ２４によって案内されていることができるのに十分な長さのものである。この非遮蔽位置では、薄片が「開状態」にあると云う。各薄片３０は、可撓性のリンク３４によって薄片３０に連結された対応するアクチュエータによって、その開状態と閉状態との間を速やかに移動させることができる。アクチュエータ３２は、給気ホース３５を通じてアクチュエータ３２に連結された加圧空気によってアクチュエータ３２の両端間を高速で移動させることのできる内部ピストン（図示せず）を有している。給気ホース３５は、以下に説明する補償器制御装置（図１及び図２には示さず）によって給気される。アクチュエータ３２は、薄片３０に強い力を加えて、それらを開状態と閉状態との間で速やかに独立に移動させることができる。図２及び図３を参照すると、薄片３０は、薄片３０の縁に沿って切られた切込み３８に嵌入した案内レール３６によってスリーブ２４内で支持され、案内される。切込み３８は、案内レール３６が、薄片３０を開状態と閉状態との間で運動する間スリーブ２４内で摺動可能に保持することを可能にするものである。閉状態では、各薄片３０の内部端４０は、取り付けプレートに取り付けられた硬質のカラー４２によって捕捉され、このカラーは、案内レール３６によって行なうよりも正確に、薄片３０を、取り付けプレート２６と、したがって、扇状ビーム１４と整合させる。案内レール３６は、放射線半透過性であるのが理想的で、比較的重要ではなく、これに対し、取り付けプレート２６の扇状ビーム１４の外側に位置するカラー４２は、放射線半透過性である必要はなく、そのため、構成においてより重要である。カラー４２同様のカラー（図示せず）が、薄片３０が完全に開状態にある時、各薄片を支持する。薄片３０は、ほとんどの時間を完全に開又は閉の状態で過すため、それら薄片は、ほとんどの時間、支持カラー４２によってしっかりと定値される。 II.放射線治療機器図４を参照すると、放射線源１２は、ガントリー４４に配置され、ガントリーは、扇状ビーム平面２０内で患者１７の回転の中心４５の回りに回転するので、扇状ビーム１４は、種々のガントリー角度θから患者１７のスライスを照射することができる。放射線源１２は、コンピュータ５１の制御下に放射線ビーム１４を放射又は停止する放射線制御モジュール４８によって制御される。補償器制御モジュール５２が、圧縮空気源及びこの空気を給気ホース３５を通じてゲート操作する弁を提供してアクチュエータ３２を別々に制御し、各々の薄片３０を、それに対応するスリーブ２４及び射線２８の内外に移動させる（図１も参照されたい）。補償器制御モジュール５２も、コンピュータ５１に接続しており、説明する補償器２２のプログラム制御を可能にしている。Ｘ線源４６及び対向する検知要素アレイ５０を用いる断層撮影結像システム１１を、放射線源１２と同じガントリー４４に配置して、計画作成の目的で放射線治療に先立って、患者１７の照射されたスライスの断層撮影画像、即ち、スライス画像を形成するのが好都合で良い。その他、斯かる断層撮影結像は、別個の機械及び患者１７の基準点によって整列したスライスを用いて行なうこともできる。ガントリー制御モジュール５４が、やはりガントリー４４に取り付けられたコンピュータ制御された断層撮影Ｘ線源４６及び検知要素アレイ５０のためだけでなく、放射線治療のためにも、ガントリー４４を回転させるのに必要な信号、よって、放射線源１２の位置及び扇状ビーム１４の角度θを変えるのに必要な信号を提供する。ガントリー制御モジュール５４は、ガントリーがコンピュータの制御下に回転することができ、その制御を補佐するためコンピュータ５１にガントリーの角度 θを示す信号を提供することもできるよう、コンピュータ５１に接続している。断層撮影結像システム１１のための制御モジュールには、Ｘ線源４６を作動及び停止させるためのＸ線制御モジュール５６、断層撮影画像を形成するため、検知要素アレイ５０からデータを受けるためのデータ取得システム５８がある。治療の確認に資するため、患者１７を通過した放射線源１２からの放射線を受けるよう、検知要素アレイ５０’を更に配置することができることが当業者に理解されよう。データ取得システム５８からのデータから、本技術分野で周知の方法によって断層撮影画像を再生することに資するため、高速アレイプロセッサ等を備えているのが典型的である画像再生装置６０が、斯かるデータを受ける。画像再生装置６０も、以下に説明する本発明で用いる高速計算に資するため、コンピュータ５１と連絡している。断層撮影画像は、放射線治療処理直前の患者の状態（setup ）を確認することを可能にするものである。キーボード及び表示ユニット６３を備えた端末装置６２が、オペレータが、コンピュータ５１にプログラム及びデータを入力し、放射線治療ユニット１０及び断層撮影結像装置１１を制御し、画像再生装置６０によって形成された断層撮影画像をディスプレー６３に表示することを可能にしている。磁気ディスクユニット又は磁気テープ装置の何れかである大容量記憶システム６４が、後の使用のために、断層撮影結像システム１１によって収集されたデータの記憶を可能にしている。放射線治療ユニット１０を作動させるためのコンピュータプログラムが、大容量記憶ユニット６４に記憶され、ユニット１０の使用中に速やかに処理するため、コンピュータ５１の内部記憶装置にロードされるのが一般的である。放射線治療ユニット１０の作動の間、補償器制御モジュール５２は、コンピュータ５１から各ガントリー角度に関する作用（fluence）プロファイルを受ける。作用プロファイルは、扇状ビーム１４を通じて翻訳された患者支持テーブル（図示せず）の所定の位置におけるガントリー角度θに関して望ましい放射線源１２からの扇状ビーム１４の各射線２８の強度又は作用を示す。各ガントリー角度に関する作用プロファイルは、全体で、患者テーブルの特定の位置に関しての治療シノグラムを構成する。補償器制御モジュール５２は、補償器２２の薄片３０を、それらの開状態と閉状態との間で速やかに移動させ、各射線２８を十分に減衰させたり、各射線に減衰を与えなかったりする。各作用プロファイルに必要な各射線の作用のグラデーションが、各ガントリー角度に関し、各薄片３０が開位置にある相対時間と比較した各薄片３０が閉位置にある相対時間を調節することによって得られる。各薄片３０に関する閉状態と開状態との間の割合、即ち「デューティサイクル」は、各ガントリー角度における所定の薄片３０によって通過させた全エネルギーに影響を与えるため、各射線２８の平均作用を規制する。各ガントリー角度における平均作用を規制するこの能力は、以下に説明する治療計画作成法による患者１７の照射容積を通過する扇状ビーム１４によって施される照射線量の正確な制御を可能にするものである。治療シノグラムの作用プロファイルは、治療計画作成ソフトウェア（後述する）によって決定され、コンピュータ５１に記憶される。 III.治療計画作成ソフトウェア第一の実施態様では、上述の補償器の十分な利点を得るために必要な治療シノグラムの生成は、コンピュータ５１及び再生装置６０により作動する特別に開発されたソフトウェアによって行なわれる。治療計画作成は、ソフトウェアで行なわれるが、計画作成は、このオペレーション専用の別個の電気回路でも実行できること、及び、斯かる別個の回路を用いて、このプロセスにもっと高速度を与えることができることが認識されよう。最後に、第二の実施態様では、このプロセスの或る重要な工程を、説明する特別の静電コンピュータによって行なうことができる。図５及び図７を参照すると、補償器２２を制御するための所望の治療シノグラムの作成は、所望の照射線量マップ６６の定義で始まる。照射線量マップは、照射する患者１７のスライス内の空間座標又は帯域に特定される一群の照射線量値である。典型的な所望の照射線量マップ６６は、腫瘍組織６８の領域に、照射線量の制約内で、相対的に高い放射線照射量を、放射線に敏感な器官等を含む領域７２に、第二の低い方の放射線照射量を割り当てる。所望の照射線量マップ６６は、本技術分野でよく理解されているように、患者１７のスライスの断層撮影図を端末装置６２のディスプレー６３に表示し（図５と同様のものが現れる）、トラックボール又同様の入力装置を用いて腫瘍領域６８及び敏感な領域７２の周りを手動でトレースすることによって最も容易に入力することができる。トレースした各領域に対する所定の一様な照射線量の値を、所望の照射線量マップ６６を表わす記憶装置のアレイにおける適当な要素に送るため、標準的な領域充填（area-filling）コンピュータプログラムを用いることができる。所望の照射線量マップ６６は、コンピュータ５１の記憶装置内に要素の配列として記憶され、各要素は、一数値を保持し、治療する患者１７のスライス内の位置に対応する空間座標を有している。照射線量マップ６６の各要素は、患者１７のスライス内の複数の容積要素７４（「ボクセル」）各々における照射線量を規定する。図６を参照すると、患者１７の各ボクセル７４は、所定の基準点７６から定義されるベクトルｘによって特定することができる。各ボクセルにおける所望の照射線量は、D(x)である。上述のような所望の照射線量マップの入力は、処理ブロック９０によって示され、記憶装置Dm(x)に配列を生じさせる。患者１７内のあらゆる所定のボクセル７４における照射線量は、異なるガントリー角度θで発生させた複数の異なる射線２８(a)〜２８(d)の組合せ効果に由来するのが典型的である。それにもかかわらず、あらゆるボクセル７４における各射線２８からの照射線量への分担（contribution）は、一般に、等しくない。これは、各射線２８が、必然的に、異なる割当の照射線量を有することのある他のボクセルと交差するその射線の進路に沿って連続した容積を通過するためである。例えば、腫瘍６８内のボクセル７４を照射する射線２８(d)は、放射線に敏感な器官７２のボクセル７４’も通過する。そのため、ボクセル７４への照射線量は、２８(d)以外の射線によって優先的にもたらされる。各射線の相対強度の尺度を、概括的に「射線ウェイト」と称する。異なる射線２８の間の照射線量分担の配分、即ち、射線ウェイトの決定は、極めて複雑な問題である。本発明は、この問題に対する一つの解決法が、所望の照射線量マップを導電性プレートに関するポテンシャルエネルギーとしてモデル化する解決法であることを認識するものである。この認識は、静電問題を解決するために以前より用いられている多くの良く発達した技術の使用を可能にするものである。説明をするように、所望の照射線量マップ６６と等しいポテンシャル場を生じさせる電荷分布が決定されると、全ての所定の射線２８の射線ウェイトを、その射線２８の進路に沿って電荷を合計することにより簡単に決定することができる。図７を参照すると、処理ブロック９０で所望の照射線量マップ６６が決定されると、処理ブロック９２で示すように、このマップを用いて治療スライスに対応する容積における電荷分布を計算する。この特定の電荷分布は、入力した照射線量マップ６６と等しいポテンシャルエネルギー場を生じさせる電荷分布である。あらゆる定常（stationary）電荷、例えば電子、は、その周りに静電場を発生させる。この場は、概観的に、定常電荷の領域内の試験電荷にかかる力の尺度であり、クーロンの法則により二乗した離隔距離の逆数に比例する。この静電場は、試験電荷に、離隔距離の逆数に単純に比例する好適に規定されたポテンシャルエネルギーをもたらす。位置ｘ'における複数の電荷に関し、所定位置ｘにおけるポテンシャルエネルギーは、以下の通りである。ここで、Ｐ(ｘ)は、空間座標ｘにおけるポテンシャル、 ρ(ｘ')は、他の空間座標ｘ'における電荷分布、及び｜ｘ−ｘ'｜は、二つの座標ｘとｘ'との間の距離である。したがって、処理ブロック９２によって示す電荷分布の計算は、P(x)＝Dm(x) であるような電荷分布ρ(ｘ)を決定することを必要とするだけである。即ち、処理ブロック９２の電荷分布を計算する第一の方法では、静電的な類推を、特殊目的の静電コンピュータ９１で利用する。図８及び図９を参照すると、この静電コンピュータ９１では、患者１７のスライスは、直線状の列及び行に配列された導電要素９４の平面状の配列によって表わされている。各導電要素９４は、正方形の銅板であるのが良い。各導電要素９４は、四つの固体スイッチ９８によって、隣接する導電要素に行及び列に沿って相互接続されており、固体スイッチは、閉じて任意の二つの隣接する導電要素９４の間に導電リンク１００を形成すること、又は開いて導電要素９４を隣接する導電要素から電気的に絶縁することができる。各導電要素は、更に、固体スイッチ１０２を介し、スイッチ１０３によって決定されるのであるが、任意の絶縁された導電要素９４の電荷を測定することのできる電荷増幅器１０４に、又は電圧源１０６に、接続される。静電コンピュータ９１は、以下のステップを行なうことにより、照射線量マップ６６を受け、処理ブロック９２に示す電荷分布を計算する。先ず、全ての蓄積した電荷を除去するため、全ての導電要素９４を互いに接続し、アースする。次いで、一様な照射線量を受ける帯域、例えば、腫瘍６８の帯域内の導電要素９４を、必要な固体スイッチ９８を閉じることによってリンク１００で相互接続する。すると、相互接続された要素９４は、患者のスライス内の腫瘍６８の周と符合する周を有する導電シートを形成する。次いで、電圧源１０６を、相互接続した導電要素９４のうちの一つに接続し、要素９４の流入電荷の電圧ポテンシャルが、照射線量マップ６６の所望の照射線量に相当するレベルに達するまで、電荷を相互接続した要素９４に流入させる。導電要素９４は、単一の導電シートを形成するので、各々の導電要素９４のポテンシャルは等しく、所定の領域内における唯だ一様な照射線量が、この様にしてモデル化される。しかしながら、このことは、スライス内の腫瘍の全面にわたって一様な照射線量が望ましいことが典型的であるため、さほど制限的なものではない。更に、所望であれば、補助帯域を用いて一様でない照射線量分布を近似的に模すことができる。相互接続した導電要素９４に関して所望のポテンシャルに達した時には、電荷は、それらの相互接続した要素９４にわたって一様なポテンシャル場を形成するよう要求されるため、相互接続した導電要素９４の種々の位置へと移動してしまっている。この時、第三のステップにおいて、全ての閉じた固体スイッチ９８を開くことによって相互接続１００を切り、各導電要素９４を絶縁する。続いて、各導電要素９４を、固体スイッチ１０２を通じ、要素９４の電荷に等しい出力電圧を発生させる電荷増幅器１０４に接続する。これらの出力電圧は、アナログ→ デジタル変換器（図示せず）によって読み込まれ、電荷分布ρ（ｘ）を示すマトリックスをコンピュータ５１内に形成する。処理ブロック９２に関する電荷分布の別の計算方法には、コンピュータ５１における電荷の分布のモデル化がある。この場合、電荷分布の計算は、逐次数値法（sequential numerical methods）によって決定される。第一のアプローチは、腫瘍又は敏感な器官を画定する種々の帯域６８又は７２の輪郭によって決定される適当な境界条件を有するラプラスの微分方程式を用いる。ラプラスの方程式は： ▽２φ(ｘ)＝０（３）であり、ここで、φは、照射線量と等しく設定しなければならない静電ポテンシャルエネルギーである。したがって、照射線量分布に対応する方程式は： ▽２Ｄm(ｘ)＝０（４）である。ラプラスの方程式の解は、数値的に得ることができる。解法が、W.H.Press，B .P.Flannery，S.A.Teukolsky，and W.T.Vetterling，Numerical Recipes（Cambr idge University Press，1986）によって説明されている。方程式(４)の解は、先ず、腫瘍の領域外への逸脱照射線量を決定するものである。腫瘍の外側のこのポテンシャルエネルギー分布が得られると、対応する電荷分布ρ(ｘ)が、ポアソンの方程式： ▽２φ(ｘ)＝−４πρ(ｘ) （５）によって与えられる。ここで、電荷分布は、本発明の場合のように、単一の平面に局限される。所望の照射線量が一様な場合には、プレートの表面における電場は、プレートに対して垂直であり、電荷分布は、単純化した関係式：を用いて導くことができる。ここで、Ｅは、電場であり、ｚは、プレートに対して垂直なデカルト座標である。この技法を用いると、一般的に、照射線量は、必ずしもあらゆる所定の帯域の面積にわたって一様である必要はないことに留意されたい。第三のアプローチでは、電荷分布決定の問題を、方程式(1)を離散化すること（discretizing）によって数値的に解決することができる。この方法を、選点法と称する。この場合、方程式(1)は：となる。ここで、Δｖは、各ボクセルｘ_iの面積である。これは、或るボクセルｘ_jにおける照射線量を、ｎ個の離散点における1/r因子で加重した電荷の線形和（linear sum）と等置するｎ個の線形方程式に帰着する。この方程式系は、当業者に周知の線形代数の標準的な方法を用いて解くことができる。このアプローチにとってやっかいな事柄の一つには、j＝iで方程式(7)の分母がゼロになる時に生ずる所定の電荷のそれ自体に対する影響の決定である。この問題に対する一つのアプローチが、1977年にロンドンのAcademic Pressによって発行され、参照することにより本明細書に組み込まれているM.A.Jaswon及びG.T. SymmによるIntegral Equation Methods in Potential Theory and Elastostatic sにおいて取り扱われている。図７を参照すると、上記の方法のうちの一つによって電荷分布が決定された後、処理ブロック１１０によって射線ウェイトが決定される。処理ブロック１１０で、電荷分布ρ(ｘ)によって規定される電荷は、治療シノグラムを作成するため、射線の進路に沿って積分される（合計される）。図６を参照すると、患者１７を通るガントリー平面内の水平なｘ軸に対する角度φ及び回転の中心４５への射線の最接近距離ｓによって定義される所定の射線２８に関し、その射線２８の作用、f(s,φ)は、以下の通りである。ここで、ｆ(ｓ,φ)は、任意の所定の射線の作用であり、ｑは、積分の変数として用いられる射線に沿う距離変数である。斯くして、処理ブロック９０、９２及び１１０のこれら三つのステップは、任意数の射線に関する治療シノグラムを作成するのに必要な全ての情報を提供する。放射線の射線２８が、原点４５が真ん中になる放射線源の半径に沿う点に関して分散する扇状ビームシステムに関しては、種々のガントリー角度における扇状ビームの個々の射線を、複数組の平行な射線に再構成して（rebinned）積分プロセスを単純化することができる。照射線量マップ６６が、空間的にあまり急激に変化しない正の照射線量の単一の帯域６８からなる単純な場合には、いろいろなガントリー角度θにおける射線ウェイトのシノグラムは、負でない射線加重のみを含んでいる。そのため、プロセス１１０以降は、シノグラムに負の射線ウェイトは無く、決定ブロック１１２では、プログラムは、必要な治療シノグラムが作成されているので出口点１１４に出る。複数帯域照射線量マップ６６、即ち、腫瘍帯域６８の近くに凹帯域又は放射線に敏感な帯域７２を有する照射線量マップに関しては、処理ブロック９０、９２及び１１０のステップは、しばしば負の射線ウェイトを有するシノグラムをもたらす。負の射線ウェイトは、患者１７を通過する際に照射線量を付与せずに照射線量を吸収する放射線の射線を表わす。斯かる負の射線ウェイトは、身体的に実感することができない。そのため、負の照射線量が生じた場合には、負の射線ウェイトを排除して更に所望の照射線量マップ６６に近似させるため、反復手続を用いる。処理ブロック１１６では、シノグラムの射線ウェイトを検討し、負の射線ウェイトを、実感し得る最小の射線ウェイトであるゼロの射線ウェイトに置き換えて、切り捨てをしたシノグラムを作成する。この切り捨てをしたシノグラムは、切り捨てをしたシノグラムの射線加重を用いた患者が受けるであろう実際の照射線量を決定するのに用いられる。図６に示すような標準的な極座標で定義される各ボクセル７４に集まる全ての射線からの各ボクセル７４における実際の照射線量D'(r,θ)は：である。方程式(9)は、処理ブロック１１８によって示すように、所定のボクセル７４を通過する各射線２８によって分与される照射線量の単なる重畳で、それらの射線の分担分を合計したものである。処理ブロック１１６の射線ウェイトの切り捨て後、処理ブロック１１８によって与えられた実際の照射線量D'は、処理ブロック９０で当初に入力された所望の照射線量Dと異なるのが典型的である。そのため、エラー照射線量マップΔDが処理ブロック１２０で計算され、このブロックでは、各ボクセル７４において、所望の照射線量Dの値は、処理ブロック１１８によって決定された実際の照射線量D 'から減算される。実際の照射線量D'は、負に加重された射線が切り捨てられているため、所望の照射線量Dよりも高いのが通常であることが予期されよう。照射線量マップは、反復ごとに更新されるのが通常である。この方法は、更に反復しても得られる実際の照射線量に変化がない場合に、収束したと考えられる。これは、最も良いと考え得るビーム分布が見出されたことを示すものである。エラー照射線量マップΔDは、最初の反復では許容可能でないことが典型的であり、プログラムは、処理ブロック１２４へと分岐し、処理ブロック９２の電荷分布計算手段に入力された照射線量マップDmは、修正される。最も単純な実施態様では、「現行照射線量マップ」と称する新しい照射線量マップは、処理ブロック９２に送られた最後の照射線量から減算したエラー照射線量の定数r倍(rxΔD) に等しい。最初の反復に関しては、将来の反復のために所望の照射線量マップDm を保存しながら、所望の照射線量マップDからエラー照射線量マップΔDを減算する。修正された所望の照射線量マップは、現行照射線量マップ６６'と称し、処理ブロック１２４から処理ブロック９２に戻るプログラムのループによって示されるように計算すべき新しい電荷分布を求めるため、再び処理ブロック９２に送られる。最初の反復後の全ての反復に関しては、エラー照射線量マップΔDによって訂正されるのは現行照射線量マップ６６'（Dm）である。本発明者等は、この現行照射線量マップ（Dm）の調整が、最良の治療シノグラムに速やかに収束する反復的解決をもたらすものであると確認する。実施例Ｉコンピュータシミュレーションにおいて、-1≦x≦1及び-1≦y≦1で、９個の腫瘍標的ボクセルからなる格子を形成した。避けるべき器官ボクセルが、x=3、y=0 の座標を有していた。ビームが、π/2、7/12π、11/12πのθ値で入射した。各 θ値から各々0.174ラジアン（約10゜）の角度巾を有する７個の射線が出現した。説明した反復方法は、10回の反復で収束して達成し得る最も良いビームウェイトの組を得た。この解は、器官へ送られた最大照射線量がわずか6％で、±2％以内の腫瘍標的における照射線量の一様性をもたらす。上記の説明は、本発明の好ましい実施態様の説明である。本発明の精神及び範囲から逸脱することなしに、多くの変更をすることができることが、当業者には考えつこう。例えば、あらゆる所定の帯域内の照射線量は、一様である必要はなく、調査が腫瘍内に最適照射線量分布を指示する際には、変化してもよい。放射線治療計画を作成するための本方法は、特定の放射線源に限定されず、別々の放射線の射線に分解することのできる任意の放射線源を用いることができることが明らかである。本発明の範囲内に在り得る種々の実施態様を社会に告知するため、以下の権利請求を行なう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者デリオンレナートアメリカ合衆国ウィスコンシン州 53705 マディソンユニヴァーシティーハウジーズ２シー

Claims

【特許請求の範囲】１．ガントリー平面内の複数のガントリー角度で患者の容積に向けて送られる放射線ビームを発生させるための放射線源を有する放射線治療装置において、ビームは、ガントリー平面内に分散した複数の射線を含み、各射線は、独立に調節可能な作用を有し、一つの射線は、一つのガントリー角度では一進路を辿り、各射線の作用を決定するための治療計画作成装置が、以下の手段：患者の容積を通るスライスに沿う所望の放射線照射線量の所望の照射線量マップを受けるための手段、所望の照射線量マップに対応するポテンシャルエネルギー場を生じさせるであろうスライス内の電荷の分布を計算するための電荷計算手段、及び前記ガントリー角度における前記射線の前記作用を決定するため、前記進路に沿う前記分布の前記電荷を積分するための積分手段を、含む電子計算機を備えていることを特徴とする放射線治療装置。２．電荷計算手段は、複数の接続可能な導電要素から形成された導電シートであり、導電要素は、先ず電荷を受けるため、少なくとも一つの照射線量領域で、互いに接続され、次いで、絶縁された各要素の電荷を測定するため、互いに電気的に絶縁されることを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。３．電荷計算手段は、照射線量マップを数値の配列として受け、以下の関係式：ここで、Ｄ(ｘ)は、空間座標ｘにおける所望の照射線量であり、 ρ(ｘ')は、他の空間座標ｘ'における電荷分布であり、｜ｘ−ｘ'｜は、二つの座標ｘ及びｘ'の間の距離である；によって電荷分布をモデル化するデジタル型コンピュータであることを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。４．積分手段は、以下の関係式：ここで、ｆ(ｓ,φ)は、任意の所定の射線の作用であり、ｑは、積分の変数として用いた射線に沿う距離変数であり、 ρ(ｘ,ｙ)は、スライスにわたる電荷分布である；によって進路に沿う射線の作用を決定することを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。５．ガントリー平面内の複数のガントリー角度で患者の容積に向けて送られる放射線ビームを発生させるための放射線源を有する放射線治療装置において、ビームは、ガントリー平面内に分散した複数の射線を含み、各射線は、独立に調節可能な作用を有し、一つの射線は、一つのガントリー角度では一進路を辿り、治療計画作成装置が、以下の手段：第一の、少なくとも治療閾値の放射線を受ける腫瘍帯域と、第二の、許容閾値以下の放射線を受ける器官帯域とを有する所望の照射線量マップであって、二つの帯域は、患者の容積を通るスライスに沿っている所望の照射線マップを受け、所望の照射線量マップと等しい現行照射線量マップを作成するための手段、各帯域における照射線量マップに対応するポテンシャルエネルギー場を生じさせるであろう腫瘍帯域及び器官帯域内の電荷の分布を計算するため、現行照射線量マップを受ける電荷計算手段、及び前記ガントリー角度における前記射線の前記作用を決定するため、前記進路に沿う前記分布の前記電荷を積分するための積分手段を、含む電子計算機を備えていることを特徴とする装置。６．（ａ）作用値のシノグラムを作成するため、複数のガントリー角度における複数の射線に関して電荷の積分を反復するための手段と、（ｂ）シノグラムにおけるあらゆる負の作用値を、調節されたシノグラムを作成するため、所定の負でない値に合わせるための手段と、（ｃ）実際の照射線量マップを作成するため、調節されたシノグラムの作用値を有する射線によって生じるであろう実際の照射線量を決定するための手段と、（ｄ）現行照射線量マップを修正するため、実際の照射線量マップと所望の照射線量マップとの間の差異を評価するための手段とを、更に含んだ請求項５記載の放射線治療装置において、負の作用値を有する射線を有しない所望の照射線量マップに非常に近似した実際の照射線量マップを作成するため、現行照射線量マップを反復して調節することができることを特徴とする放射線治療装置。７．現行照射線量マップは、実際の照射線量マップと所望の照射線量マップとの間の差異を、現行照射線量マップから減算することによって修正されることを特徴とする請求項６記載の放射線治療装置。８．電荷計算手段は、以下の関係式：ここで、Ｄ(ｘ)は、空間座標ｘにおける所望の照射線量であり、 ρ(ｘ')は、他の空間座標ｘ'における電荷分布であり、｜ｘ−ｘ'｜は、二つの座標ｘ及びｘ'の間の距離である；によって電荷の分布を決定することを特徴とする請求項６記載の放射線治療装置。９．積分手段は、以下の関係式：ここで、ｆ(ｓ,φ)は、任意の所定の射線の作用であり、ｑは、積分の変数として用いた射線に沿う距離変数であり、 ρ(ｘ,ｙ)は、スライスにわたる電荷分布である；によって進路に沿う射線の作用を決定することを特徴とする請求項６記載の放射線治療装置。 10．ガントリー平面内の複数のガントリー角度で患者のスライスに向けて送られる放射線ビームを発生させる放射線源を有する放射線治療装置であって、ビームは、ガントリー平面内に分散した複数の射線を含み、各射線は、独立に調節可能な作用を有し、一つの射線は、一つのガントリー角度ではスライスを通る一進路を辿る放射線治療装置のための放射線治療計画作成方法であって、（ａ）患者の容積を通るスライスに沿う所望の照射線量マップを、患者の治療に必要な電離放射線の照射線量を表わすデジタル値の組として電子計算機に入力する工程と、（ｂ）所望の照射線量マップに対応するポテンシャルエネルギー場を生じさせるであろうスライス内の電荷の分布を計算する工程と、（ｃ）前記ガントリー角度における前記射線の前記作用を決定するため、前記進路に沿う前記分布の前記電荷を積分する工程とを、含んでいることを特徴とする方法。 11．工程（ｂ）は、以下の関係式：ここで、Ｄ(ｘ)は、空間座標ｘにおける所望の照射線量であり、 ρ(ｘ')は、他の空間座標ｘ'における電荷分布であり、｜ｘ−ｘ'｜は、二つの座標ｘ及びｘ'の間の距離である；によって電荷の分布を計算することを特徴とする請求項１０記載の方法。１２．工程（ｃ）は、以下の関係式：ここで、ｆ(ｓ,φ)は、任意の所定の射線の作用であり、ｑは、積分の変数として用いた射線に沿う距離変数であり、 ρ(ｘ,ｙ)は、スライスにわたる電荷分布である；によって進路に沿う射線の作用を決定することを特徴とする請求項１０記載の方法。 13．ガントリー平面内の複数のガントリー角度で患者の容積に向けて送られる放射線ビームを発生させる放射線源を有する放射線治療装置であって、ビームは、ガントリー平面内に分散した複数の射線を含み、各射線は、独立に調節可能な作用を有し、一つの射線は、一つのガントリー角度では一進路を辿る放射線治療装置に用いる放射線治療計画作成方法であって、（ａ）第一の、少なくとも治療閾値の放射線を受ける腫瘍帯域と、第二の、許容閾値以下の放射線を受ける器官帯域とを有する所望の照射線量マップであって、二つの帯域は、患者の容積を通るスライスに沿う所望の照射線マップを定義し、所望の照射線量マップと等しい現行照射線量マップを作成する工程と、（ｂ）各帯域における現行照射線量マップに対応するポテンシャルエネルギー場を生じさせるであろう腫瘍帯域及び器官帯域内の電荷の分布を計算する工程と、（ｃ）前記ガントリー角度における前記射線の前記作用を決定するため、前記進路に沿う前記分布の前記電荷を積分する工程とを、含むことを特徴とする方法。 14．（ｄ）作用値のシノグラムを作成するため、複数のガントリー角度における複数の射線に関して電荷の積分を反復する工程と、（ｅ）シノグラムにおけるあらゆる負の作用値を、調節されたシノグラムを作成するため、所定の負でない値に合わせる工程と、（ｆ）実際の照射線量マップを作成するため、調節されたシノグラムの作用値を有する射線によって生じるであろう実際の照射線量を決定する工程と、（ｇ）現行照射線量マップを修正するため、実際の照射線量マップと所望の照射線量マップとの間の差異を評価する工程と、（ｈ）更に反復しても差異が変化しなくなるまで、工程（ｂ）〜工程（ｇ）を反復する工程とを、含むことを特徴とする請求項１３記載の方法。１５．工程（ｂ）は、以下の関係式：ここで、Ｄ(ｘ)は、空間座標ｘにおける所望の照射線量であり、 ρ(ｘ')は、他の空間座標ｘ'における電荷分布であり、｜ｘ−ｘ'｜は、二つの座標ｘ及びｘ'の間の距離である；によって電荷の分布を決定することを特徴とする請求項１４記載の方法。 16．工程（ｃ）は、以下の関係式：ここで、ｆ(ｓ,φ)は、任意の所定の射線の作用であり、ｑは、積分の変数として用いた射線に沿う距離変数であり、 ρ(ｘ,ｙ)は、スライスにわたる電荷分布である；によって進路に沿う射線の作用を決定することを特徴とする請求項１４記載の方法。