JPH08511451A

JPH08511451A - 確認システムを有する放射治療用の多重薄片放射線減衰器

Info

Publication number: JPH08511451A
Application number: JP7502084A
Authority: JP
Inventors: スベルドロフ，スチユアート; ロツクウエルマツキー，トーマス; ホルメス，テイモシー
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-06-09
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 1996-12-03
Anticipated expiration: 2019-08-11
Also published as: EP0832669B1; DE69434055D1; US5351280A; IL109962A; DE69410463T2; JP3553943B2; DE69434055T2; US5394452A; EP0773042A2; EP0832669A2; EP0703806A1; DE69410463D1; DE69433954T2; DE69433954D1; EP0773042A3; IL109962A0; EP0773042B1; EP0703806B1; EP0832669A3; WO1994028974A2

Abstract

(57)【要約】放射治療装置が、放射線ビームを減衰する移動薄片を有する補整装置と、減衰薄片が所望の位置信号に従って運動しているかどうかを測定する補整装置確認システムとを含む。２つの放射線強度モニタチャンバが、一方のチャンバを放射ビーム内の患者のいずれかの側に位置させていて、コンピュータにより用いられるビームフルエンスデータをつくりだし、補整装置の機能性を評価する。吸収像が、放射線量の確認と適当な後続する治療器間の立案との両方に使用される。補整装置が、第１の複数の放射線を減衰する薄片と第２の複数の放射線を減衰する薄片とを含む。第１の複数の薄片は、薄片とその間のギャップとが放射線ビームを光線に分割するように放射線ビーム内の隣接薄片の間にギャップを有して離隔される。第２の複数の薄片は、ビームの各光線が第１または第２の複数にある薄片により閉ざされるように第１の複数の薄片のギャップのすぐ下に配置される。ギャップは、薄片の間の干渉を排除し、揺動が、薄片の間の放射線漏れを防ぐ。両方のグループの各薄片は、ビームの一方の側の第１の開いた状態と、ビームの１つの光線を閉ざすビーム内の閉じた状態と、ビームの他方の側の第２の開いた状態との間で運動される。

Description

【発明の詳細な説明】確認システムを有する放射治療用の多重薄片放射線減衰器背景発明の分野本発明は、腫瘍などの治療用の放射治療機器一般に関し、さらに詳細には、患者内部の不規則な形状の区画内の放射線量を調節する機構および患者の不規則な形状の区画に向けられた放射強度並びに患者の不規則な形状の区画内の吸収された放射量を確認する機構に関する。技術の説明放射治療用の医療機器は、高いエネルギー放射線で腫瘍組織を治療する。線量と線量のプレイスメント（ｐｌａｃｅｍｅｎｔ）とは、正確に制御して、腫瘍が、破壊されるのに十分な放射線を受けること、また、周囲にあるおよび隣接する非腫瘍組織に対する損傷を最小にすることの両方を確実にしなくてはならない。内部給源放射線治療は、放射性物質のカプセルを腫瘍細胞の近傍に位置するように患者内部に入れる。線量とプレイスメントは、アイソトープの物理的な位置決めにより正確に制御される。しかしながら、内部給源放射線治療は、患者の不快感および感染の危険を含む外科的な侵入手順の不都合を持っている。外部給源放射線治療は、患者の外部の放射線給源を使用し、典型的には、放射線アイソトープ例えば⁶⁰Ｃｏまたは高エネルギーＸ線給源例えば直線加速装置を用いる。外部給源は、患者の腫瘍部位に向けた平行化した（ｃｏｌｌｉｍａｔｅｄ）ビームを発生する。外部給源放射線治療は、内部給源放射線治療の問題のうちのいくつかを避けるが、腫瘍組織に沿う放射線ビームの通路でかなりの容量の非腫瘍細胞すなわち健康な細胞を無用にも必然的に照射する。健康な組織の照射の悪影響は、ビームを腫瘍部位に集中させてさまざまな『ガントリー』角度で患者に外部放射線ビームを発射することにより与えられた線量を腫瘍細胞に保つようにすることにより減少され得る。放射線ビームの通路に沿う健康な組織の特定の容量の要素（ｅｌｅｍｅｎｔ）は、変化し、全治療中の健康な組織のそれぞれのそのような要素への総線量を減少する。健康な組織の照射は、また、放射線ビームの軸線に垂直にとった腫瘍の全体的な断面に放射線ビームをしっかりと平行化することにより減少され得る。そのような周囲平行化をつくりだす多くのシステムが存在し、そのいくつかは、恣意的な輪郭の放射線不透過性のマスクをそれぞれの部分に関して発生し得る多重スライドシャッターを用いる。腫瘍の輪郭へのビームを平行化する部分として、放射線給源と放射線給源の回転中心との間の半径線に関し、放射線ビームのオフセット（ｏｆｆｓｅｔ）は、調節されて、治療された領域が回転中心以外とされることを可能とする。ガントリー角度の関数として放射線ビームの幅とオフセットとを同時に変化させることは、放射線ビームに平行な平面にある不規則な断面を有する腫瘍組織が正確に標的とされることを可能とする。放射線ビームのオフセットと幅は、多重薄片周囲コリメータ（multiple-leaf circumferential collimator）の使用により制御され得る。さまざまなガントリー角度での放射線ビームのオフセットと寸法の調節は、線量の制御のかなりの寛容度を可能とする。それにもかかわらず、これらの技術を使用しても、かなりの量の不要な線量が健康な組織に与えられ、特に、治療容量が、放射線ビームに平行な平面で凹形であるかまたはかなり不規則である場合にこのことが言える。健康な組織の照射をより減少させた放射線治療装置が、１９９２年５月１９日出願のＳｔｕａｒｔＳｗｅｒｄｌｏｆｆらの同時係属中の米国特許出願第０７／８６５，５２１号に示されている。上記出願に記載された構成は、患者について単一ガントリー平面で回転するように強制されていて、放射線ビームの個々の光線の強度が、放射線ビームに出入りする１組の不透明な薄片（ｌｅａｆ）により調整される放射線給源を使用している。薄片は、閉じられた状態で放射線ビームに滑り込み、開いた状態で放射線ビームを滑り出て、ビームの与えられた光線の妨害されない進行を可能とする。適当な立案した技術を用いることにより、腫瘍の各スライスにより吸収された線量は、ガントリー平面内の凹断面を有する一様な腫瘍を照射するように制御され得る。放射線の輪郭だけでなくそれぞれの個々の光線の強度をも制御するこの能力は、照射容量の顕著に正確な制御を可能とする。全腫瘍容量は、ガントリー平面に関して患者を動かし、それぞれの腫瘍スライスを別個に照射することにより治療され得る。補整装置（ｃｏｍｐｅｎｓａｔｏｒ）とガントリー構成（ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）とが共に、単純化した二次元プロトコールを用いて恣意的形状の腫瘍に放射線量を一致させる能力を実質的に増加させる。照射プロトコールを単純化する以外に、単一平面構成は、多くのほかの利益を与える。これらの利益には、ＣＴシステムと放射線給源の両方を支持する単一リングガントリーを用いる能力、放射線給源と患者（またはテーブル）との間の減少した干渉の利点および単純化した遮蔽要件の利点を含む。さらに、単純化した構成は、療法士が、螺旋走査法を用いることを可能とさせ、照射熱スポットまたは照射ギャップを避けるように腫瘍の長さに沿う円滑な照射を可能とする。単一平面での操作に治療装置を拘束する利点にもかかわらず、単一平面装置はさまざまな問題を呈する。第１に、線量確認（ｄｏｓｅｖｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ）の必要がある。腫瘍組織が十分な放射線を受けることを確実にする必要と健康な組織への放射線ビームの破壊的可能性は、治療確認を放射線治療の必要部分とさせる。従来の治療装置では、フィルムは、治療活動の間照射されて照射された領域の位置を確認し、照射線量の記録を与えるようにされ得る。上記に説明のガントリー構成により使用される放射線給源が、ガントリーの回りを常に掃引して移動ビームをつくりだすので、従来のフィルム移動法を用いるフィルム確認システムは、働くことができない。確認問題は、走査が、螺旋状に行われるとより深遠である。加えて、単一平面システムは、腫瘍を適切に治療するため、ビームの個々の光線の強度を変え得る補整装置を使用せねばならない。そのような補整装置の信頼性は、極めて高くなくてはならない−−うまくいかない補整装置部品に起因し検知されず健康な組織を照射する補整装置を通る単一の不適切に減衰したビーム光線でも健康な組織にひどい損傷をもたらす。実際問題として、正確な機械加工技術にもかかわらず、減衰してない光線が通ることを許容する上記の補整装置の薄片の間の小さなギャップが、摩擦接触を防ぐために必要とされる。薄片ギャップの大きさを最小にするのに必要な厳しい許容度は費用がかかり、そのような高い許容度の部品は、うまくいかない傾向がある。上記の補整装置にまつわるもう１つの問題は、薄片が、即時に動かされ得ないので光線が運動する薄片により均一に減衰されないことである。薄片は、初めに、ビーム内のその関連する光線の全深さを閉ざす（ｏｃｃｌｕｄｅ）。薄片が、ビームからはずれ始めると、光線の一部が、閉ざされ、もうひとつの部分が、妨害されないままとなる。最終的に、全光線が、妨害されない。薄片が、ビームに戻るように運動すると、同じ一様でないビームの減衰が再び遭遇される。減衰のこの漸次的移行（ｇｒａｄａｔｉｏｎ）は、薄片をファンビーム深さに対してより迅速に出入りするように駆動するより強力なアクチュエータを補整装置に持たせることにより最小限化され得る。しかしながら、より大きなアクチュエータは、利用と維持により費用がかかる。別法として、より迅速に運動され得るように重さの軽いより薄い薄片が使用され得る。しかしながら、このことは、さらにアクチュエータを要求し、さらに薄片ギャップをつくりだし、さらにより複雑な制御システムにより適合されねばならない。発明の要約本発明は、非腫瘍組織を照射する未制御ビーム光線の可能性を最少とする放射線強度補整装置と共に用いられ得る確認システムを提供する。１つの実施態様では、確認システムは、患者の内部の吸収された放射線についての断層Ｘ線写真撮影のデータを集め、それから断層Ｘ線写真撮影の吸収像をつくり得る。これらの像は、放射線量確認とその後の治療期間を立案することとに使用され得る。特に、放射線補整装置は、ガントリー角度で患者に向けた放射線ビームを生じる放射線給源を有し、ビームは、複数の隣接光線を含む。放射線給源と患者との間に配置した減衰器は、所望の光線フルエンスを示す信号に従ってビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する。ビームの隣接光線により画定（ｓｕｂｔｅｎｄ）される多数の隣接モニターセグメントを有する減衰手段と患者との間に配置されたプリ患者モニターが、セグメントを確定しているフルエンスに比例するそれぞれのモニターセグメントに対する測定された信号を発生する。コンパレーターが、所望の信号を測定された信号と比較して差の値を発生させる。差の値が、予め定めた誤差範囲外であると、リミッタが、誤り信号を出す。よって、本発明の第１の目的は、ビームのそれぞれの光線の強度が補整装置によりいかに正確に制御させているかを確認することである。測定された信号と所望の信号との間の大きな食い違いは、不調を示す。測定された信号が所望の信号と比較して高すぎるが予め定めた誤差範囲内であることを示す高い信号も発生され得、また、測定された信号が所望の信号と比較して低いが予め定めた誤差範囲内であることを示す低い信号も発生され得る。これらの信号を受ける補整装置制御装置は、減衰手段を調節して高い信号の受信に応答して第２のガントリー角度で第２の光線フルエンスを減少させそして低い信号に応答して第２のガントリー角度に二次的な光線フルエンスを増加させる得る。本発明のもう１つの目的は、より後の角度で光線フルエンスを調節することにより光線フルエンスのずれを補償し得るシステムを提供することである。所望の信号と測定された信号との間の差の効果は、２つの信号からの放射線が組み合わさると減少され得る。１つの実施態様では、減衰手段は、放射線給源と患者との間にほぼ位置決めした支持構造体の中の複数の放射線減衰薄片である。支持構造体は、放射線ビーム内の閉じた状態（各薄片はビームの１つの光線を閉ざす）と放射線ビームの外の開いた状態との間に薄片を案内して光線の妨害されない進行を可能とする。モチベータは、開いた状態と閉じた状態との間で各薄片を独立的に運動させてそれぞれの光線のフルエンスを発生させる開−閉所望比を達成する。モチベーターは、電気子の運動と共に薄片を運動させる個々の薄片へリンク装置により接続された第１の組のアクチュエータであってよい。位置センサーは、いつそれぞれの薄片が、開いた状態にあるか、またいつそれぞれの薄片が閉じた状態にあるかを測定し、そして薄片が開いた状態にある時間の期間の、薄片が閉じた状態にある時間の期間に対する実際の比を発生する。誤り検出器は、実際の比を所望の比と比較することにより誤り信号を発生する。本発明のもう１つの目的は、極めて高い信頼性を有する機械的な補整装置システムを提供することである。誤り検出器により発生された誤り信号が不調を示すのに使用され得る。もう１つの実施態様では、支持構造体は、放射線ビーム内の中心の閉じた状態（ビームの１つの光線を薄片が閉ざす）と、薄片が１つの光線の第１の側の放射線ビームからはずれた第１の開いた状態と、薄片が１つの光線の第２の側の放射線ビームからはずれた第２の開いた状態との間で薄片を案内し得る。この実施態様では、モチベーション手段は、各薄片を、第１の開いた状態と閉じた状態との間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる。したがって、本発明のもう１つの目的は、ファンビームの厚みを横断して均一な減衰を与える高いエネルギーファンビームの個々の光線を減衰する補整装置を提供することである。それぞれの方向での薄片の加速度と速度が同一であると仮定して、１つの方向での薄片の運動により起こされる一様でない放射線が、第２の方向の薄片の運動により起こされる放射線により相殺される。さらにもう１つの実施態様では、上記の減衰手段の複数の減衰薄片は、第１の複数の放射線減衰薄片と第２の複数の放射線減衰薄片とを含み、支持構造体が、閉じた状態（それぞれの薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす）と、放射線ビームの外の開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体と、閉じた状態（それぞれの薄片は、後者が閉じられた状態にないとき第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を閉ざす）と、閉じられた状態の第１の複数の薄片が閉じられた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源により近く位置決めされている放射線ビームの外の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体とを含む。本発明のさらにもう１つの目的は、高い許容度の機械加工を必要とせずまたは隣接薄片の間の干渉の可能性の危険を伴わずに補整装置の薄片間の放射線漏れの可能性を排除する補整装置を提供することである。２つのレベルの使用は、薄片の間の間隙を増加し、それらの干渉を排除し、２つのレベルの薄片の間のわずかな重なりが意図されない放射線の通過を排除する。ポスト患者モニターが、患者に関してプリ患者モニターに対向してかつファンビーム内に配置され得て、患者からはずれるビームのそれぞれの光線のポスト患者フルエンスを測定する。吸収計算機が、プレ患者フルエンスをポスト患者フルエンスと比較してそれぞれの光線についての吸収値をつくり、吸収値が一緒になって与えられたガントリー角度でファンビームに吸収プロファイルを与える。本発明のもう１つの目的は、腫瘍部位に分布した放射線量の記録を与えることである。この線量記録は、腫瘍の容量全体の放射線量を確認するために放射線療法士により使用され得る。加えて、線量記録は、治療期間の中断が、期間の終了を必要とするであろう可能性を減ずる。中断された治療期間が再開され得る。さらに、線量記録は、適当な後続する治療活動の立案に使用され得る。本発明の上記の目的及びほかの目的は以下の説明から明らかとなろう。以下の説明では、添付の図面を参照するものであり、図面は説明の一部をなすものであり、本発明のいくつかの好ましい実施態様を示すものである。そのような実施態様は、本発明の全部の範囲を必ずしも示すものではなく、よって、本発明の範囲を示す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、本発明に使用される補整装置アセンブリの斜視図であり、補整装置薄片とそれに関連する電磁アクチュエータとを示している。図２は、線２−２に沿う図１の補整装置アセンブリの断面図であり、放射線のファンビームのための各補整装置薄片の台形外観と、動かされる際の補整装置薄片を支持する案内レールとを示している。図３は、図２の１つの薄片と１組の案内レールの切断斜視図であり、薄片を支持するカラーを示している。図４は、図１の１つの薄片と装着ラックの一部の平面図であり、トリガー穴、トリガーおよび発光ダイオードと光検出器の対を薄片を完全に閉じた位置として示している。図５は、慣用のＣＴスキャナーと本発明の補整装置とを組み入れ、本発明により前記補整装置を制御するのに適したコンピューターを含む放射線治療装置の各要素を示すブロックダイアグラムである。図６（ａ）−（ｄ）は、仮想腫瘍領域の線量分布であり同じ線量の線により線量強度を示していて、図６（ａ）は、所望の線量分布を示し、図６（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）は、本発明による２回、３回及び１０回反復の後の累進的な実際の線量分布を示している。図７は、放射線治療を受けている患者の図式の表現であり、本発明を説明するために用いた座標系とばらつき核（ｓｃａｔｔｅｒｋｅｒｎｅｌ）とを示している。図８は、１つのガントリー角度での放射線ビームと関連した１方向のばらつき核の斜視表現である。図９は、多重ガントリー角度での複数の放射線ビームと関連した複合多方向のばらつき核の斜視表現である。図１０は、所望の線量地図をとり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機を示すブロックダイアグラムである。図１１は、図１０のフルエンスプロフィール計算を用い本発明の補整装置を制御する全体的反復法を示すブロックダイアグラムである。図１２（ａ）−（ｃ）は、それぞれ反復の１段階、２段階及び４段階について本発明で得られた実際の線量分布と所望の線量分布との間の誤りを示すプロットの斜視図である。図１３（ａ）−（ｃ）は、放射線給源がガントリーを中心として０°から９０ °さらに１８０°回転した時の隣接腫瘍スライスと照射窓との間の関係を示す概略図である。図１４は、補整装置及び患者と関連するモニターチャンバの一般的配向を示す概略図である。図１５は、光線フルエンスを調節するため薄片比を変えるフルエンス調整法を示すブロックダイアグラムである。図１６は、本発明で用いられるアセンブリの第２の実施態様の斜視図であり、補整装置薄片の２つのレベルと、その関連した空気圧シリンダーと、その関連したソレノイドアセンブリとを示す。図１７は、線１７−１７に沿う図１６の補整装置アセンブリの断面図であり、補整装置薄片の両方のレベル、それぞれの補整装置薄片の台形外観、関連したソレノイド停上アセンブリ及びそれらが運動する時補整装置の薄片を支持する案内レールを示している。図１８は、図６の第１のレベルからの１つの薄片と第２のレベルからの１つの薄片と１組の案内レールの切断斜視図である。図１９（ａ）−（ｃ）は、薄片が第１の開いた図１９（ａ）状態、閉じた図１９（ｂ）状態および第２の開いた図１９（ｃ）の状態にあるときの、薄片、ビーム及びソレノイドアセンブリの間の関係を示す薄片の側面図である。図２０は、線２０−２０に沿って取った図１７に示したソレノイド停止アセンブリの詳細な断面図である。図２１（ａ）−（ｇ）は、薄片が図２１（ａ）の閉じた状態から、図２１（ｃ）の第１の開いた状態に移動され、図２１（ｅ）の閉じた状態に戻され、第２の開いた状態に移動され、そして図２１（ｇ）の閉じた状態に再び戻される時のビームを横断する変化するフルエンス勾配を示すグラフである。好ましい実施態様の詳細な説明図１を参照して説明すると、本発明で使用するのに適当な放射線治療ユニット１０は、焦点スポット１８から発せられ患者１７（図１には示してない）に向けられる全体的に円錐形の放射ビーム１４’を生じる放射線給源１２を含む。円錐形のビーム１４’は、１組の矩形コリメータブレードからなる放射線不透明マスク１６により平行化されファンビーム平面２０を中心とした全体的に平面のファンビーム１４を形成する。Ｉ．補整装置補整装置２２は、放射線が患者１７により受け取られるのに先立ち、ファンビーム１４の中心でファンビーム平面２０を中心として置かれ、焦点スポット１８の回りに一定の半径の弧を一緒に形成する複数の隣接台形薄片３０を含んでいる。薄片３０は、スリーブ２４内に保持されている。スリーブ２４は、放射線半透過性の材料からつくられていて、その内部端２３で、焦点スポット１８に関して固定された装着板２６に取りつけられている。装着板２６は、丈矢な放射線不透過性の材料からつくられていて、ファンビーム１４のすぐ外に位置決めされてファンビーム１４についての干渉を防止する。好ましくは、補整装置２２の薄片３０は、全ファンビーム１４を画定していてファンビーム１４を分割してオフセット角１で１組の隣接スラブ様光線２８にする。また、図２を参照して述べると、それぞれのスリーブ２４は、その外端２７で解放していて例えば鉛、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密な放射線不透過性の材料からつくられた相対的な寸法とした台形薄片３０を滑動により受け入れる。それぞれの薄片３０は、その対応するスリーブ２４内で完全に滑動し得て、スリーブ２４と関連する光線２８を遮断する。薄片３０が、その対応する光線２８を遮断する時、それを『閉じた状態』にあると呼ぶ。スリーブ２４は、十分な長さを有しそれぞれの薄片３０がファンビーム１４の通路から滑動するのを許容し、その対応する光線２８が完全に妨害されずになっていてしかもスリーブ２４により案内される。この非遮断位置で、薄片は、『開いた状態』にあると呼ばれる。それぞれの薄片３０は、スライダ部材３４により薄片３０に接続された主要対応リレー様電磁アクチュエータ３２の手段によりその開いた状態と閉じた状態との間で迅速に運動する。アクチュエータ３２は、ソレノイド電磁石内に受け入れられた内部電機子（図示せず）を有している。電機子は、その関連した電磁石の変化する電気的な励起により高速度で運動し得る。電気的な励起は、後に説明することになる補整装置制御装置（図１または２には示してない）により設けられる。アクチュエータ３２は、強い力を薄片３０に加え得て、薄片３０を開いた状態と閉じた状態との間で迅速にかつ独立的に運動させる。それぞれの薄片３０は、また、薄片３０の上縁のその主要アクチュエータ３２の下に位置するバックアップアクチュエータ３５を備えている。二次的なアクチュエータ３５は、後で詳述するように主要アクチュエータ３２が不具合となった時、使用される。図２及び３を参照して述べると、薄片３０は、薄片３０の縁に沿って形成された切欠き３８に嵌合する案内レール３８によりスリーブ２４内で支持されて案内される。切欠き３８は、ガイドレール３６が、スリーブ２４内に薄片３０を滑動可能に保持するのを、開いた状態と閉じた状態との間での運動の間、許容する。閉じた状態で、それぞれの薄片３０の内端４０は、装着板に取りつけられた硬質カラー４２により捕捉されていて、硬質カラー４２は、薄片３０を、案内レール３６により行われるよりもより正確に、装着板２６と、したがって、ファンビーム１４と整合させる。理想的には放射線半透明である案内レール３６が、比較的に強固でない（ｉｎｓｕｂｓｔａｎｔｉａｌ）のに対して、装着板２６上でファンビーム１４をはずれて位置するカラー４２は、放射線半透明である必要はなく、よって、構造がより強固（ｓｕｓｔａｎｔｉａｌ）ある。カラー４２に類似するカラー（図示せず）が、完全に開いた状態にある時のそれぞれの薄片３０を支持する。薄片３０は、そのほとんどの時間を開いた状態または閉じた状態にすべて費やすので、それらは、ほとんどの時間、支持カラー４２によりしっかりと位置決めされる。薄片３０のスイッチングの信頼性が重要であるのは、１つの働かない薄片３０が治療を妨げるからである。１年でのスイッチングサイクルＳ（開くことと閉じること）の数は、次の式により与えられる：ここで２５０は、北米の１年あたりの治療日数の典型であり、Ｐは、１日あたりの患者の数である。Ｓは、１年での百万のオーダーのサイクルになろう。１年に単一の薄片３０が不具合となる確率が、Ｐ₁であるなら、システムの不具合となる薄片の確率Ｐは、以下により与えられる：ｐ＝１−（１−Ｐ₁）ⁿ ここで、ｎは、薄片の数である。薄片３０は軽いので、スライド部材３４は応力をほとんど受けず、よって、不具合の低い確率Ｐ_slid _e を有する。図３及び４を参照して説明すると、光不透明トリガ部材１９は、それぞれの薄片３０の内端４０に一体的に取りつけられていて、トリガ部材１９は、それぞれの薄片３０の運動軸線に平行に横方向で外側に延長している。薄片３０が閉じた状態にある時（図４参照）トリガ部材１９は、装着板２６のバック壁２９のトリガ穴３１を通る。複数の発光ダイオード２１と光検出器１５の対は、バック壁２９の外表面上に位置していて、各対の要素は、関連するトリガ穴３１の両側で互いに対向している。薄片３０が閉じた状態にあると、その関連したトリガ部材１９は、トリガ穴３１を貫通して延長し、光ダイオード２１と光検出器１５との間の光路３３を遮断する。図３を参照して述べると、薄片３０が閉じた状態にないと、トリガ部材１９は、トリガ穴３１を貫通して延長せず、よって、光が、発光ダイオード２１から光検出器１５に進む。光検出器１５の不具合の確率は、P_verifyである。軸線方向に圧縮可能なばね３９は、各薄片３０の外縁４１と装着板２６の前壁（図示せず）との間に設けられていて、薄片３０をそのアクチュエータ３２からの力のない閉じた位置に移動させる。光検出器１５を用いるシステムである主要アクチュエータとバックアップアクチュエータ３２、３５（定期的に修理されている）は、次に示す確率式に従い薄片３０の不具合に起因してダウンタイムを持つ：ここで、P_actuatorは、１年の間に不具合となるアクチュエータまたは制御電子工学の確率であり、Ｎ_maintは、１年の保守サービスの回数（例えば、毎日であり得る）である。指数２は、保守期間の両方のアクチュエータの不具合を意味する。この式は、基本的には、薄片３０の不具合は、システムが修理される前に、スライダ３４が不具合だと、または確認システムが不具合だと、またはアクチュエータ３２、３５の両方が不具合だと、起こり得ることを述べている。図５及び１４を参照して述べると、プレ患者多重セグメントイオンチャンバ４７が、補整装置２２と患者１７との間に位置決めされている。ファンビーム１４のそれぞれの光線２８は、それがイオンチャンバ４７を通る時、別個のモニタセグメント４９を画定する。ポスト患者多重セグメントイオンチャンバ５３は、それが患者１７を出る時ファンビーム１４をさえぎるようにガントリ４４上の放射線給源１２に直接対向して位置決めされている。第１のイオンチャンバ４７のモニタセグメント４９のように、第２のイオンチャンバ５３の別個のモニタセグメント５４は、ファンビーム１４の個々の光線２８によりそれぞれ画定されている。イオンチャンバ４７、５３は、（本分野で通常理解されるように）またコンピュータ５１により用いられるように、光線２８のフルエンスを示す信号を出し、下記に説明するように放射線量を測定する。ＩＩ．放射線治療ハードウェアー図５を参照して述べると、放射線給源１２は、ガントリ４４に装着されていて、後者は、患者１７の回転中心４５を中心としてファンビーム２０内で回転してファンビーム１４がさまざまなガントリ角度θから患者１７のスライスを照射する。放射線給源１２は、放射線ビーム１４をコンピュータ５１の制御下でオンオフする放射線制御モジュール４８により制御される。所望の位置信号を発生するタイマーにより指示される補整装置制御装置５２は、それぞれの電磁石に電気的励起を与え、個別的に、アクチュエータ３２を制御し、薄片３０のそれぞれを、その対応するスリーブ２４と光線２８に出入りさせる（図１も参照）。補整装置制御装置５２は、その開いた状態と閉じた状態との間で迅速に補整装置２２の薄片３０を運動させて、完全に減衰させるたまたはそれぞれの光線２８に減衰を与えない。それぞれのフルニンスプロフィールに必要とされるようにそれぞれの光線のフルエンスの漸次的移行は、それぞれのガントリ角について、相対的な期間（この間、それぞれの薄片３０が開いた位置にある相対的な期間に比較される閉じた位置にある）を調節することにより得られる。閉じた状態と開いた状態との間の比率すなわち各薄片３０についての『負荷サイクル（ｄｕｔｙｃｙｃｌｅ）』は、各ガントリ角での与えられた薄片３０により通された全エネルギーに影響し、よって、それぞれの光線２８の平均フルエンスを制御する。各ガントリ角での平均フルエンスを制御する能力は、下記に説明する治療立案法により患者１７の照射された容量を介する放射線ビーム１４により与えられる線量の正確な制御を可能とする。補整装置制御装置５２はまたコンピュータ５１と接続していて、説明されるように補整装置２２のプログラム制御を可能とする。Ｘ線給源４６および対向した検出器アレー５０を用いる断層Ｘ線写真撮影像形成システム（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｉｎｇｓｙｓｔｅｍ）１１は、放射線給源１２と同じガントリ４４に有利に装着され得て、立案の目的で放射線治療に先立ち患者１７の照射済スライスのスライス像または断層Ｘ線写真撮影像をつくる。別法として、そのような断層Ｘ線写真撮影像形成は、患者１７上の起点にしたがって整合したスライスと別個の装置とで行われてもよい。ガントリ制御モジュール９は、ガントリ４４を回転させるのに必要な、よって、放射線治療についての、および算出された断層Ｘ線写真撮像Ｘ線給源４６およびガントリ４４に取りつけた検出器アレー５０についてのファンビーム１４の角度θと放射線給源１２の位置を変化させるのに必要な信号を与える。ガントリ制御モジュール９は、コンピュータ５１に接続していて、ガントリがコンピュータ制御の下に回転され得、その制御を補助するようにガントリ角度θを示す信号をコンピュータ５１に与える。断層Ｘ線写真撮影像形成システム１１のための制御モジュールは、Ｘ線給源４６をオンオフするＸ線制御モジュール５６および断層Ｘ線写真撮影像をつくるため検出器アレー５０からデータを受けるデータ収集システム５８を含んでいる。像再形成装置６０は、本分野で周知の方法によりデータから断層Ｘ線写真撮影治療像を再形成するのを補助するため、データ収集システム５８からデータを受け取る。像再形成装置６０は、また、コンピュータ５１と連絡していて、下記に説明するように本発明で用いる高速度計算を補助する。断層Ｘ線写真撮影治療像は、放射線療法治療のすぐ前の患者セットアップ（ｓｅｔｕｐ）の確認を可能とする。高速度アレープロセッサーなどを典型的には含んでなる像再形成装置６０は、実際のフルエンス信号５７およびバリアー信号５９を用い得て、下記に詳述するように確認と将来の治療立案目的に用いられる断層Ｘ線写真撮影吸収像をつくる。キーボード／ディスプレーユニット６３を含んでなるターミナル６２は、操作者がプログラムとデータをコンピュータ５１に入力することを許容し、放射線治療と断層Ｘ線写真撮影像形成装置１０及び１１を制御することを許容し、像再形成装置６０によりディスプレー６３上に断層Ｘ線写真撮影像を表示することを許容する。磁気ディスクユニットまたはテープドライブであるマスストーレッジシステム６４は、後で用いるように多重セグメントイオンチャンバ４７、５３及び断層Ｘ線写真撮影像形成システム１１により集められたデータの記憶を可能とする。放射線治療システム１０を働かせるコンピュータプログラムは、通常は、マスストーレッジユニット６４に記憶され、そしてシステム１０の使用中迅速処理のためコンピュータ５１の内部メモリーにロードされる。放射線治療ユニット１０の運転中、補整装置制御装置５２は、コンピュータ５１からそれぞれのガントリ角に対するフルエンスプロフィールを受ける。フルエンスプロフィールは、放射線ビーム１４を通って並進される患者支持テーブル（図示せず）の与えられた位置でガントリ角θに必要とされる放射線ビーム１４の各光線２８のフルエンスまたは強度を説明する。放射線ガントリ角の範囲にわたるフルエンスプロフィールの収集は、『治療シノグラム（ｔｒｅｔｍｅｎｔｓｉｎｏｇｒａｍ）』と呼ばれる。ＩＩＩ．治療立案ソフトウエアー上記に説明した補整装置の十分な利益を得るのに必要な治療シノグラムの生成（ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ）は、コンピュータ５１および再形成装置６０で走る特別に開発されたソフトウエアーにより行われる。治療立案は、ソフトウエアーで行われるが、立案は、また、この操作に献じられた不連続の電子的な電気回路の構成部分に実施され得るし、また、そのように献じられた電気回路の構成部分が、このプロセスにより大きな速さを与えるように使用され得ることが認められよう。図６（ａ）を参照して説明すると、コンピュータ２２を制御する所望の治療シノグラムの生成は、所望の線量の地図６６の定義で開始する。典型的な所望の線量地図６６は、線量拘束（ｄｏｓｅｃｏｎｓｔｒａｉｎｔ）内の比較的に高い放射線量を腫瘍組織６８の区域に割り当て、第２の低い放射線量をその領域の外の健康な組織７０の区域に第２の低い放射線量を割り当てる。健康な組織７０は、より低い放射線量が割り当てられる放射線に敏感な器官などを含む区域７２を含み得る。所望の線量地図６６は、各要素が１つのディジタル値を持つ要素のアレーとしてコンピュータ５１のメモリー内に記憶されるか、または、ターミナル６２のディスプレー６３に患者１７のスライスの断層Ｘ線写真撮影像を示すことと本分野でよく理解されるようにトラックボールまたは同様なインプット装置を用いて腫瘍区域６８の周囲を追跡することにより最も容易に記録され得る。標準的な区域ファイリングコンピュータプログラムが、用いられ得て、各追跡された領域に割り当てられた線量値を、所望の線量地図６５を表すメモリーのアレーの適当な要素に転送する。このように線量地図６６の各要素は、患者１７のスライス内の複数の容量要素７４（『ボエクセル』（ｖｏｘｅｌ））のそれぞれで所望される線量を定義する。図７を参照して説明すると、患者１７のそれぞれのボエクセル７４は、与えられた参照点７６から定義さＡ．線量をｔｅｒｍａに変換１．ｔｅｒｍａわち、放射線給源１２から直接受け取られる放射線を含む）。与えれる：、『ｔｅｒｍａ』（単位質量あたりに放出される全エネルギー）と呼ばれる。衰値であり、Ｅは、ジュールで表した放射線フォトンのエネルギーネルギーＸフルエンス比／時間の積分は、エネルギーフルエンスよって、式（４）は、光線４７からどれだけのエネルギーがボエクセルｒ’と相互に作用するかを基本的に述べている。２．コンボルーション核ンテカルロ法を用いて生成され得る。述べたように、それは、ボエ吸収されるエネルギーの部分を示す３次元関数である。各ボエクセ１２からの方向づけられた光線４７にその給源を見いだし、よって８に示唆されるように通常異方性である。エネルギー保存は、次を必要とする：すなわち、主相互作用により伝達されたエネルギーが、相互作用点にすべてデポジットされるなら、核は、デルタ関数として近似されよう。に関連づけられる。患者が照射されるガントリ角θが予め決定されｒｉｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）から生じるであろう。図９を参照して説明すると、放射線の広がりが、すべてのビームの方向についてほぼ等しく、各ガントリ角θからの光線２８がボエコンボルーション核が、次のように『異方性』型になる：ここで、ｎは、光線２８が投射される不連続ガントリ角の数である。異なるガントリ角での多重光線２８について、与えられたボエクたがって、目のガントリ角についてのｔｅｒｍａの寄与した部分である。この簡略化は、各光線２８からｔｅｒｍａへの寄与が同等でありコンボルーションの分布特性を利用することを仮定する。この仮定の誤差は、後述の濾過（ｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ）により減少される。式（７）は、ｔｅｒｍａからの線量の計算を実質的に簡略化するの全部の数を必要として全患者容量にわたる線量を計算する。したがって、好ましくは、高速フーリエ変換の計算上の能率が、用いられ得、式（７）が次のように変換される：ここでＦおよびＦ^-1は、フーリエ変換および逆フーリエ変換をそ空間的に不変であることを必要とし、空間ドメインの２つの空間的に不変な量のコンボルーションが周波数ドメインの乗法（ｍｕｌｔｉｐｌｉｃａｔｉｏｎ）と同等であると述べるコンボルーション定理に依存する。 ’）は、次の（１）、（２）および（３）の複素関数である：（１）多エネルギーＸ線ビームの硬化（すなわち、高周波数または高いエネルギー放射線成分の割合を増加する患者１７の濾過の効果）、（２）各ボエクセルを横断する光線２８の数および（３）患者の質量の指数減衰。好ましい実施態様では、この第１の因子であるビーム硬化は、減衰問題よりも小さな効果なので無視される。よって、患者１７のフォトンエネルギースペクトルは、外部放射線給源１２のそれと同じであると仮定され得る。しかしながら、この簡略化は、必要でなく、ビーム硬化は、別個に巻き込まれたエネルギー間隔の有限の数によりフォトンエネルギースペクトルを表すことにより正確に説明され得ると理解されよう。第２の因子であるビーム１４のファン配向のガントリ角の有限数の幾何学により起こされる各ボエクセルを横断する光線２８の配向と数の差は、空間不変性に影響を及ぼす。（平行ビーム幾何学と対照する）ビームのファン配向から持ち上がる問題は、ガントリ４４の完全な回転があると多くは解決される。照射がガントリ角の有限数でのみ行われる事実から生じる誤りは、受け入れられるものと測定された。空間不変性の仮定に影響する第３の因子は、媒質の減衰である。これは、各ガントリ角でのビームからの全ｔｅｒｍａの断片的な寄与に影響する。線量の正確な計算が臨界的である下記のような立案手順の各段階で、線量分布は、ボエクセルの上になる減衰に基づき各ビームについて別個に計算され、このような減衰は、断層Ｘ線写真撮影像のパラメータから推論される。この場合、式（８）の簡略化は、使用され得ず、繰り返されるコンボルーションが行われねばならない。しかしながら気づくであろうように立案プロセスでのあ）が空間的に不変であると仮定され、式（８）に従い線量が計算される。所望の線量図７５からのｔｅｒｍａ値の生産は、単なる、次のような式（８）を逆にするプロセスである。『ゼロ』（典型的な高い周波数で）がないということ、またはより空間的にコンパクトな核のフーリエ変換が有意的に高い周波数内容（ｆｒｅｑｕｅｃｙｃｏｎｔｅｎｔ）を有し得る）ということを必要とする。患者５９に対して指令される核が十分にコンパクトであってこのフーリエデコンボルーションを可能とするということが本発明者により測定された。図１０を参照として説明すると、所望の線量地図６６から各ボエるこのデコンボルーションは、プロセスブロック８０により示される。Ｂ．ボエクセルエネルギーフルエンスへのｔｅｒｍａの変換ｔｅｒｍａ地図８２を知ると、ビーム強度の尺度であるエネルギによりそれぞれの相当するボエクセルで測定され得る： μ／ρの値は、概算され得、一定と考えられ、あるいは、実際のｍ／ｒが、断層Ｘ線写真撮影像形成システム６０（図５に示されている）の手段により集められた断層Ｘ線写真撮影走査データから推測され得る。このようにして、また、図１０のプロセスブロック８４により説明されるように、ｔｅｒｍａ地図の各点でフルエンスを与えるフルエンス地図８６が測定され得る。Ｃ．ボエクセルエネルギーフルエンスをエネルギープロフィールに変換すること関係により補整装置２２を去る光線２８のエネルギーに関連される：ギーフルエンスであり、補整装置のフルエンスプロフィールを定反るように働き、θおよびφは、前記したようにガントリ角と光線２８のオフセット角とである。う単位ベクトルであり（ここで、領域が、ガントリ４４の回転の中心であると仮定される）、そしてｐは、光線２８とガントリの回転中心４５からの垂直距離である。ベクトルは、光線２８に沿う単なるベクトルであり積分変数を与える。２から発射される放射ビーム１４のフルエンスに関連づけられる。断層Ｘ線写真撮影像再形成の数学的処理から借りることにより、フルエンス地図８６は、プロジェクタ８５により『逆』戻し投射され（すなわち投射され）得、所望のフルエンス地図、よって、線量を発生するのに必要な外部給源によりつくられるべきフルエンスプロフィールを測定する。この投射は、断層Ｘ線写真撮影像形成システムで取った一連の投射からの患者１７の断層Ｘ線写真撮影スライスの像を形成するために用いた単なる典型的な戻し投射の反対である。投射（ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）は、分布を横断する線積分あるので、各ボエクセルに対するエネルギーフルエンス分布（式（１１））は、レイライン（／ｄｔの線積分は、投射操作とΨ_o（φ、θ）を示し、各ガントリ角θの相殺角（ｏｆｆｓｅｔａｎｇｌｅ）θについてのフルエンスプロフィールは次のようになる：式（１３）の投射は、図１０のプロジェクタ８５により表される。補整装置２２についてのフルエンスプロフィールを計算する目的で投射プロセスは、断層Ｘ線写真撮影バック投射の単なる逆とは基本的に異なる。差は、照射された腫瘍組織６８と健康な組織７０との間の線量の移行の鋭敏さに主に関する。この移行領域の鋭敏さは、健康な組織７０の照射を減少し、所望の線量地図６６に対する線量の実際の忠実度に対し好ましい。この理由から、フルエンス計算機８４からのフルエンス地図８６は、プロセスブロック８８により示されるように予め濾過され、次のように濾過されたフルエンス地図Ψ’（φ、θ）を生じる：ここで、Ψ（φ、θ）は、フルエンス地図８６であり、｜ω｜は、周波数空間のランプフィルターであり、『＋』添え字は、濾過結果の正の成分を示す。このフィルター８８は、フルエンス地図８６の高周波数成分を増加させ、よって、腫瘍／非腫瘍境界面での線量の迅速な移行を助ける。このプレフィルター８８は、断層Ｘ線写真撮影像形成の『濾過された』戻り投射で用いられたフィルターと同様である。すなわち、断層Ｘ線写真撮影像形成のように、フィルターは、像データを生じる投射の低周波数成分の重要性を減じる。さらに、ほかのプレフィルターが適用されてフルエンスプロフィールからつくられるｔｅｒｍａ地図から線量地図を計算する半径方向で対称な核（式（６））の使用のために補正され得る。実際、ｔｅｒｍａ地図の計算、フルエンス地図の発生およびフルエンスプロフィールの計算は、不連続な段階として行われる必要がないが、適当な濾過を伴う線量地図の直接投射により達成され得る。濾過は、投射空間でデコンボルーションの操作とランプ濾過とを組み合わせる『迅速逆フィルター』により達成される。このことは、次の式により象徴的に特定化され得る：リエ空間で通常なされるようなコンボルーション演算に関する。図１０を参照してさらに説明すると、デコンボルバー８０、フルエンス計算機８４、プレフィルター８８（これは、投射空間フィルター（例えば、ランプフィルター、ゼロの截断を後続させる迅速逆フィルター）を含んでいる）およびプロジェクタ８５を含むブロック７８のフルエンスプロフィール計算は、所望の線量地図６６から見積もられた治療シノグラム８７’を一緒につくるフルエンスプロフィールを生じる。フルエンスプロフィール計算機７８は、この段階でのフルエンスプロフィールの見積もりで式（９）のフーリエコンボルーションを使用し得、そのプロセスで重要でない誤りを受け入れ、下記するように後の段階で補正される。Ｄ．繰返し図１１を参照して説明すると、フルエンスプロフィール計算機７８は、所望の線量地図６６を見積もられた治療シノグラム８７’に変換するが、この見積もられた治療シノグラム８７’は、補整装置２２を制御するために用いられ得なく、その理由は、通常、見積もられた治療シノグラム８７’が、フルエンスの正の値と負の値を含むであろうからである。フルエンスの正の値だけが、補整装置２２により物理的に実現可能であり、フルエンスの負の値は、物理的に実現不可能なその通路に沿い放射線を吸収した光線２８を表す。したがって、プロセスブロック８８で、見積もられた治療シノグラム８７’のフルエンス値が、正のフルエンス値８９に截断される。この截断の結果として、見積もられた治療シノグラム８７’は、もはや所望の線量地図を生じない。正のフルエンスプロフィール８９を生じる截断からの結果として生じる誤りの量は、所望の線量地図６６からはずれる実際の線量地図９０に正のフルエンス値８９を戻し投射することにより決定される。この戻し投射は、式（１１）による正のフルエンス値８９および式（４）によるｔｅｒｍａ地図からフルエンス地図を計算し、次に、式（７）による核を有するｔｅｒｍａ地図をたたみ込むことにより達成され、図１１のプロセスブロック９２により実際の線量地図９０を確立する。性の仮定は、より正確な実際の線量地図９０をつくるようにされない。線量地図を計算するための患者１７へのフルエンスプロフィールの投射は、本分野での通常の技術を有するものに公知のほかの多くの手順により行われ得る。実際の線量地図９０は、所望の線量地図６６と比較されてプロセスブロック９４により示されるような残りの線量地図９６を生じる。好ましい実施態様では、比較は、実際の線量地図９０のそれぞれ：ａ）所望の線量地図６６の対応する値、ｂ）予め定めた上方線量制約数。予め定めた上方線量制約数は、腫瘍組織７６への受け入れられる線量とみなされるしきい数である。明らかに、所望の線量地図と実際の線量地図との間の差を量的に定めるほかの方法は、当業者にこの説明から明白であろう。この比較プロセス９４の結果は、図１２（ａ）に示した残りの線量地図９６を生じる。この残りの線量地図９６もまたフルエンスプロフィール計算機７８（所望の線量地図６６の代わりに）により働かされ得て、誤りフルエンスプロフィール９８（見積もられた治療シノグラム８７の代わりに）を生じ得る。このようにして生じた誤りフルエンスプロフィール９８は、見積もられた治療シノグラム８７’から減算器１００により差し引かれて新たな見積もられた治療シノグラム９０が生じる。図１１に示されるように、この新たな見積もられた治療シノグラム８７は、予め定めた繰返回数、プロセスブロック８８、９２、９４および７８により繰返し働かされる。誤りフルエンスプロフィール９８の値の大きさは、適当な低い誤りフルエンスプロフィール９８が得られるまで図１２（ｂ）−（ｃ）に示されるように各繰返しで減少する。新たな見積もられたフルエンスプロフィール８７は、次にプロセスブロック８８により截断されて上記したように補整装置２２を制御するのに用いるように最終シノグラム９１を生じる。もう一度図６（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）を参照して説明すると、図６（ａ）の所望の線量地図６６に従い本発明により得られる線量地図は、１回の繰り返し（図６（ｂ））、２回の繰り返し（図６（ｃ））および複数回の繰り返し（図６（ｄ））の後示される。図６（ｄ）に示される標的容量の線量の変化は、１０００Ｃｇｙのおよその予め定めた上限±２％である。Ｅ．スライスデータを螺旋データに変換放射線ホットスポットおよび腫瘍に沿う放射線地図を排除するため、螺旋走査（これでは、放射線ファンビーム１４が腫瘍部位を通る螺旋パターンを掃引するようにガントリ４４が回転する時ガントリ４４を通る『ｚ軸』に沿って連続的に並進テーブルが移動される）が、望ましい。螺旋スキャナーも照射時間を減少させる：その理由は、並進テーブルの始動と停止の運動が排除されるからである。それにもかかわらず、螺旋走査の間、患者の一定した並進のため、上記したように治療シノグラムが修正されねばならない。図１３（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、その軸線をガントリ４４の回転軸線４５と一致させた簡略化したシリンダ状腫瘍９７は、別個のスライス１０７、１０８に分割されている。不透明なマスク１６（図１に示してある）により平行化された照射ウインド１０９は、腫瘍９７がガントリ４４を通じて並進される時腫瘍９７のさまざまな部分を画定していて、放射線給源１２は、腫瘍９７を中心として回転する。螺旋走査では、照射ウインド１０９は、多重隣接スライス（すなわち、スライスを特定しない）を画定する。０^∞ガントリ位置での図１３（ａ）を参照して説明すると、照射ウインド１０９は、スライス１０７だけを照射し得る。腫瘍９７が並進され、放射線給源１２が回転されると、照射ウインド１０９は、スライス１０７と隣接スライス１０８の両方の一部を画定し始める。図１３（ｂ）を参照して説明すると、９０^∞の回転の後、照射ウインド１０９は、スライス１０７の半分とスライス１０８の半分を画定し得る。図１３（ｃ）を参照して説明すると、１８０^∞の回転の後、照射ウインド１０９は、スライス１０８を画定するだけである。したがって、螺旋または非スライスの特定のデータが、螺旋照射の間補整装置薄片３０を制御するようにスライスシノグラム９１から発展されなくてはならない。腫瘍のさまざまな部分が、さまざまな断面または密度分布を有し得るが、多くの薄い腫瘍スライスに対応するスライスデータが発生されると、隣接スライスの間の腫瘍の変化は小さくなろう。これらの状況下で、同じガントリ角θに沿って方向づけられた隣接腫瘍スライスについてのフルエンスプロファイルは実質的に同様であろう。したがって、同じガントリ角θを共有する隣接フルエンスプロフィールの間の内挿は、照射正確性をかなり犠牲にすることなくなさされ得る。螺旋走査に容易に使用するため連続フルエンスプロフィール『リボン』９３へ最終スライスシノグラム９１を変換するのには、螺旋変換モジュール９５（図１１を参照）が、次の加重平均式を用いて適当な螺旋フルエンスプロフィール近似をつくることができる：ここで、ｚ₁は、２つの隣接スライスの１番目であり、ｚ₂は、二番目の隣接スライスであり、θ_jは、ガントリ角であり、Ψ（ｚ₁、ｚ₂、θ_j）は、ガントリ角 θ_jから腫瘍スライスｚ₁およびｚ₂の隣接部分を画定するように方向づけられたファンビーム１４のフルエンスプロフィールであり、Ψ（ｚ₁、θ_j）は、ガントリ角θ_jからスライスｚ₁に対応する最終スライスシノグラム９１からのフルエンスプロフィールであり、Ψ（ｚ₂、θ_j）は、ガントリ角θ_jからのスライスｚ₂に対応するスライスシノグラム９１からのフルエンスプロファイルである。ファンビームが１８０°の回転後隣接スライスｚ₂のみを画定するまで、ファンビームが、スライスｚ₁のみを画定して、ガントリが回転する時、変化すると、θ_j＝０° である。したがって、θ_j＝０°（図１３（ａ））で、Ψ（ｚ₁、θ_j）のみΨ（ｚ₁、ｚ₂、θ_j）に影響し得る。θ_j＝９０°で、（図１３（ｂ）を参照）ファンビーム１４の半分がスライスｚ₂に向けられるようにスライスの厚さの半分だけ並進テーブルが、腫瘍９７を移動させると、Ψ（ｚ₂、θ_j）の半分とΨ（ｚ₁、 θ_j）の半分が、Ψ（ｚ₁、ｚ₂、θ_j）に影響し得る。フルエンスプロフィールリボン９３が、生成された後、それは、治療活動の間のほかの利用のためにマスストーレッジシステム６４に記憶される。ＩＶ．確認システムの働き治療活動に先立ち、補整装置２２を制御するフルエンスプロフィールリボン９３が、補整装置制御装置５２にロードされる。リボン９３は、並進テーブルがガントリ４４を通って運動する時一連のガントリ角θから腫瘍に向けられるべき複数のフルエンスプロフィールからなる。それぞれのフルエンスプロフィールが、ファンビーム１４の各光線２８についての所望の強度データからなる。フルエンスプロフィールリボン９３データにより指示される補整装置制御装置５２は、下記するようにさまざまな放射線強度をもたらす放射線ビーム１４から薄片３０を出入りするように駆動する。図３、４および５を参照して説明すると、補整装置制御装置５２が、開いた状態と閉じた状態との間で薄片３０を駆動すると、各薄片３０のトリガ部材１９がその関連する光路３３から出入りするように駆動される。トリガ部材１９が光路３３をさえぎると（すなわち、薄片３０が閉じた状態にあると）、光検出器１５は、薄片３０が閉じた位置にあることを示す実際の位置信号を発生させる。トリガ部材１９が光路３３の外にあると（すなわち、薄片３０が開いた状態にあると）、光検出器１５は、薄片３０が開いた状態にあることを示す実際の位置信号を発生させる。ソフトウエアーで実現される誤り検出器（図示せず）は、コンピュータ５１で走り、実際の位置信号を、補整装置制御装置５２により発生された所望の位置信号と比較して薄片３０の動きの誤りを確認する。薄片３０が所望の位置信号により示される位置を想定できないと、補整装置制御装置５２はアクチュエータ３２が働かなかったと推定する。アクチュエータ３２が働かないと、主要アクチュエータ３２を迂回させバックアップアクチュエータ３５を指示することを開始するように補整装置制御装置５２がその信号を指示する。このように、薄片の運動手段が治療プロトコールの遅れを必要としないであろうシステムに、あるレベルの冗長度が、加えられる。両方のアクチュエータ３２、３５が働かない場合、ばね３９が、薄片３０を閉じた状態に偏倚し、薄片３０がその関連した光線２８を閉ざす。このようにして、制御されない光線２８が患者に方向づけられる開いた状態で動かなくなる薄片３０の可能性は減少される。システムは、アラームを備えて、アクチュエータ３２、３５の一方または両方が働かない時を示すようにしてもよい。しかしながら、同じ薄片３０と関連した両方のアクチュエータ３２、３５の不作動でも、薄片３０がその閉じた位置に偏倚されると、治療活動は、継続し得る。閉じた薄片３０は、関連したビーム光線２８がまったくは閉ざされてないので放射線に過剰被爆する危険をもたらさない。薄片３０の不具合により腫瘍により吸収された実際の放射線の不足は、後の治療活動に補償され得る。図１４を参照して説明すると、簡略化した補整装置２２が示されていて、確認システム７１では、補整装置２２がファンビーム１４を８つの隣接光線に分割する８つだけの減衰薄片３０を有している。治療確認システム５９の一部として、補整装置２２と患者１７との間に配置された第１の多重セグメントイオンセグメント４７は、８つのチャンバセグメント４９を有していて、各セグメント４９は、ファンビーム１４の８つの光線２８のうちの１つの直接内部にある。各セグメント４９は、それにより遭遇した光線フルエンスを示すプレ患者フルエンス信号または測定された光線フルエンス信号５５を生じる。患者１７の反対側の放射線給源１２に向き合うファンビーム１４内に配置された第２の多重セグメントイオンチャンバ５３は、第２のグループの８つのチャンバセグメント５４からなり、各セグメント５４は、患者１７を通る１つの光線28 cをさえぎる。これらのセグメント５４は、患者１７の厚さを横断した光線２８ ’のフルエンスを示すポスト患者フルエンス信号５７を生じる。測定された光線フルエンス５５が、２つの明確な目的に対して確認システム７１により用いられる。まず、図１５を参照して説明すると、比較器モジュール１０１は、コリメータ２２の各薄片３０により発生される所望の光線フルエンスをコンピュータ５１から受け取る。さらに、比較器モジュール１０１（図１５を参照）は、第１のイオンチャンバ４９により発生された測定された光線フルエンス５５を受け取る。所望の光線フルエンスを測定された光線フルエンス５５と比較することにより、比較器モジュール１０１は、各ガントリ角θで各薄片３０に対して異なる値１０２を発生する。リミットモジュール１０４は、異なる値１０２が穏当な限界外にあり患者１７に対して危険であるかどうかを決定する。その場合、補整装置制御装置５２は、治療活動の間主要アクチュエータ３２とバックアップアクチュエータ３５の両方を止める。アクチュエータ３２、３５を止めておいて、偏倚ばね３９（図４を参照）は、薄片を閉じた位置に押しやり、光線２８を閉ざし、起こり得る放射線の危険を排除する。差の値１０２が最少であると、または、測定された光線フルエンス５５が、所望の光線フルエンスよりも少ないと、差は、第２の光線２８の光線強度と異なるガントリ角とを調節することにより補正され得る。図７を参照して説明すると、上記したように、腫瘍のボエクセル７４により吸収された全放射線がボエクセル７４に向け多くの光線２８に沿って向けられた放射線の合計であり、所望の光線フルエンスと測定された光線フルエンス５５との間の不一致は、第１の光線に隣接する第２の光線２８のフルエンスを調節することにより補正され得る。第２の光線２８のフルエンスを減少させることは、ボエクセル７４に伝えられる全放射線の量子を減少させる。同様に、第２の光線２８のフルエンスを増加させることは、ボエクセル７４に伝えられる全放射線の量子を増加させる。このようにして、所望の光線フルエンスと測定された光線フルエンスとの間の比較的に小さな不一致は、除去され得て、より正確な治療活動をもたらす。第２に、測定された光線フルエンス信号５５は、ポスト患者フルエンス信号５７と関連して用いられて断層Ｘ線写真撮影吸収像を減ずる。患者１７に入る各光線２８のフルエンスと患者１７をでる各光線２８’のフルエンスを知ることにより、簡単な引き算の計算が、どのぐらいの放射線が光線２８の通る患者１７内の組織により吸収されるかを示す吸収値を生じる。並進テーブルが単一位置にある間ガントリ角に沿って方向づけられた光線２８をすべて一緒にすることにより、テーブルオリエンテーションとその角θについての吸収プロフィールが構成され得る。ファンビーム１４が腫瘍部位を通る螺旋パターンを掃引する螺旋治療活動の間に集められるデータは、スライスについて特異的でない。螺旋としてではなくスライスとして断層Ｘ線写真撮影像を見ることが最も有利なので、螺旋データは、スライス特異性データに変換される。コンピュータ５１は、２回目に螺旋変換モジュール９５を用いて螺旋データをスライスフルエンスデータに変換する。それぞれの腫瘍スライスは、２つの隣接腫瘍スライス（１つは前で１つは後）と吸収プロフィールを共有するので、次の加重平均式が用いられ得る：ここで、ｚ₁は、第１の主要スライスであり、Ｚ₃は、第２の主要スライスであり、ｚ₂は、ｚ₁とｚ₃との間の第３の主要スライスであり、Ψ（ｚ₂、θ_j）は、ガントリ角θ_jでの腫瘍スライスについての吸収プロフィールであり、Ψ（ｚ₁、Ｚ₂、θ_j）は、ガントリ角θ_jでのスライスｚ₁とｚ₂の隣接部分の間に検出される吸収プロフィールであり、Ψ（ｚ₂、ｚ₃、θ_j）は、θ_jが０°と３６０°との間で変化するガントリ角θ_jでのスライスｚ₂とｚ₃との間で検出される吸収プロフィールである。各種ガントリ角θに相当するスライス吸収プロフィールが各腫瘍について計算された後、断層Ｘ線写真撮影再形成技術が用いられてディスプレイユニット６３上に見られるように複数のスライスの特定の断層Ｘ線写真撮影吸収像を生じるように用いてもよい。治療立案目的に対して本分野で用いられる標準的等線量曲線がコンピュータ５１により用いられ得て各光線２８の通る組織の深さに沿う放射線吸収のさまざまなレベルが確立され得る。複数の吸収プロフィールを戻し投射し（ビーム１４がスライスに向けられる各ガントリθについて１つのプロフィール）、各光線２８内の放射線吸収のレベルを同時に受け入れる（ａｃｃｏｕｎｔｆｏｒ）ことにより、断層Ｘ線写真撮影吸収像が、断層Ｘ線写真撮影Ｘ線像形成で用いられるのと同様にして構成され得る。放射線学者が、腫瘍のスライス内の放射線量吸収を測定する断層Ｘ線写真撮影吸収像を用いることができる。これらの像は、さらに正確な診察技術を開発するためおよび腫瘍の大きさおよび寿命への放射線の特別な影響を研究するためにも使用され得る。図１６を参照して説明すると、本発明により用いるのに適当な放射線治療ユニット１１０の第２の実施態様は、焦点１１８から出て患者（図示せず）に向けられた全体的に円錐の放射線ビーム１１４’を生じる放射線給源１１２を含む。円錐ビーム１１４’は、平行化されてファンビーム平面１２０を中心とした全体的に平面のファンビーム１１４を形成する。第１の実施態様の場合のように、補整装置１２２は、患者により放射線が受けいられるのに先立って、ファンビーム１１４の中にありファンビーム平面１２０を中心としている。しかしながら、第２の実施態様の補整装置１２２は、ビーム１１４の両側でその厚み部分（ｔｈｉｃｉｋｎｅｓｓ）１１５の縁１２３を十分越えて延長して上方レベル１２５を有するラック１２４を含んでいる。図１７を参照して説明すると、ラック１２４の上方レベル１２５は、対応する数の等間隔の台形薄片１２８を滑動可能に受け入れる１組のスリーブ１２６を有している。各薄片１２８は、密な、放射線不透過性材料、例えば、鉛、タングステン、セリウム、タンタルまたは関連する合金からつくられている。スリーブ１２６は、放射線半透過性材料からつくられていて、焦点１１８に関して固定された装着板１３６に一体的に取りつけられている。装着板１３６は、丈夫な放射線不透過性材料からつくられていて、ファンビーム１１４の外に位置していて、ファンビーム１１４を干渉するのを防ぐ。上方のレベルの薄片１２８は、一緒になって焦点１１８の回りで一定の半径の弧を形成している。薄片１２８が閉じた位置にあると、１つの薄片１２８の幅よりもわずかに薄い薄片ギャップ１３０が、各２つの隣接薄片１２８の間に存在する。薄片１２８と薄片ギャップ１３０は、ファンビーム１１４をオフセット角で１組の隣接するスラブ様光線１３８に分割する。薄片１２８を照射する光線１３８は減衰され、薄片１２８の間に向けられたものは、減衰されずに上方レベル１２５を通る。図１６と１７を参照して説明すると、ラック１２４は、また、ビーム１１４の厚み部分１１５の縁を通って延長する下方レベル１３２を含む。下方レベル１３２は、上方レベル１２５と患者との間に配置されている。上方レベル１２５のように、下方のレベル１３２は、対応する第２の数の等間隔の台形薄片１３４を受け入れる第２の組のスリーブ１３５を有する。スリーブ１３４は、スリーブ１２８と同じ材料からつくられている。第２のラック１３２の各スリーブ１３５は、上方レベル１２５の薄片ギャップ１３０の下に配置され、ビーム１１４の中心に位置している。下方レベル１３２の各薄片１３４は、その上方の側面に並んだ薄片１２８に重なる寸法とされ焦点１１８から見た時それは放射線漏れを防ぐようになっている。しかしながら、上方レベル１２５の薄片１２８と下方レベル１３２の薄片との重なりは、わずかであるので、非常にわずかな光線１３８が両方の薄片により減衰される。両方のレベルの薄片１２８、１３４は実質的に同じ厚さであるか、あるいは、閉じた位置にある時のその関連した光線１３８を完全に閉ざすのに少なくとも十分な厚みである。図１６および１９（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、両方のレベル１２５のスリーブ１２６は、ファンビーム１１４の通路から完全にはずれてファンビーム１１４のいずれかの側に薄片１２８が滑動可能でかつスリーブ１２６を案内可能な寸法となっている。スリーブ１２６は、『第１の開いた状態』（図１９（ａ））（この場合、薄片１２８がビーム１１４の一方の側に位置していてビームの１つの光線１３８の遮断されない進行を許容する）と、『閉じた状態』（図１９（ｂ））（この場合、薄片１２８はビームの１つの光線１３８を閉ざしてスリーブ１２６の中央に位置される）と、『第２の開いた状態』（図１９（ｃ））（この場合、ビーム１１４の向かい合う側の薄片１２８が、ビームの光線１３８の遮断されない進行を許容する）との間で薄片１２８を案内する。図１８を参照して説明すると、薄片１２８、１３４は、薄片１２８、１３４の縁に沿って形成された切欠き１４２に嵌合した案内レール１３７によりスリーブ１２６、１３５内で案内される。切欠き１４２は、案内レール１３７が２つの開いた状態と１つの閉じた状態の間の運動中スリーブ１２６、１３５内で薄片１２８、１３４を滑動可能に保持するのを許容する。図１６を再度参照して説明すると、各薄片１２８および１３４は、柔軟なリンク１４０により薄片１２８および１３４に接続された対応するエアシリンダ１３９の手段によりその開いた状態と閉じた状態との間で迅速に運動させられ得る。エアシリンダ１３９は、供給ホース１４１を通じてシリンダ１３９に圧縮空気により連結されたシリンダ１３９の両端の間で高速に運動され得る内部ピストン（図示せず）を有している。供給ホース１４１は、下記の補整装置制御装置（図１６または１７に示してない）により供給される。エアシリンダ１３９は強い力を薄片１２８、１３４に供給し得て、閉じた状態と２つの開いた状態の間でそれらを迅速にかつ独立的に運動させる。図１６および１７に最もよく見られるように、２つのソレノイドストップ１４３がそれぞれの薄片１２８、１３４と関連づけられている。１対のソレノイドストップ１４３は、１つのストップ１４３をビーム厚み部分１１５のそれぞれの縁１２３の外にして、上方レベル１２５上の各スリーブ１２６の上に配置されている。同様なアセンブリ１４３は、１つをビーム厚み部分１１５のそれぞれの縁１２３の外にして、下方レベル１３２上の各スリーブ１３５の下に配置されている。ソレノイドストップ１４３は、下記に詳述するように、ファンビーム１１４内の薄片１２８、１３４の正確な位置決めを確実にするように用いられる。図２０を参照して説明すると、各ストップ１４３は、付勢されるとばね１５０の力に抗して同心的に位置した電機子１４５を吸引する電気ソレノイドコイル１４４を有している。柔軟なコネクタ１４７は、コイルが付勢されたとき電機子により引っ込められるようにストップ１４３から突出している停止シャフト１４８に電機子１４５を接続する。各ソレノイドストップ１４３は装着ブラケット１４６によりラック１２４のそのそれぞれのストップ１４３にしっかりと固着されている。電機子１４５上のフランジ１４９は、それ自体とコイル１４５の下側との間でばね１５０を保ち、コイル１４４が付勢を解かれるとストップ１４３から停止シャフト１４８がはずれるように偏倚する。柔軟なコネクタ１４７は、長手方向に剛直であるが横方向に柔軟であり、説明されるようにその関連する薄片１２８、１３４による衝撃により停止シャフト１４８に加えられるトルクを吸収する。停止シャフト１４８は、コリメータ薄片１２８、１３４との繰り返される衝突の圧力の下で曲がらないような硬質だが弾力性の材料からつくられている。図１９（ｂ）に見られるように、ソレノイドコイル１４４が付勢されないと、ばね１５０は、ラック１２４のシャフト穴１５３を通りスリーブ１２６、薄片の運動の通路へと停止シャフト１４８を強制するコイル１４４からはずれるように電機子１４５を偏倚する。ソレノイドコイル１４４が付勢されると、電機子１４５がコイル１４４の中へそして薄片の通路の外へと引っ込む。図１９（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、放射線治療の間、ストップ１４３は、停止シャフト１４８をスリーブ中に突出させ、その関連した薄片１２８をその３つの定常状態位置（閉じた位置（１９（ｂ））、第１の開いた位置（１９（ａ））および第２の開いた位置（１９（ｃ）））の１つに施錠させて、ほとんどの時間付勢されないでいる。薄片が、第１の開いた位置（図１９（ａ））から閉じた位置（図１９（ｂ））に運動すると、補整装置制御モジュール１５８は、ストップシャフト１４８ａをスリーブ１２６の上方で外側へと出るように運動させて薄片を閉じた位置に運動させる第１のソレノイドストップ１４３ａをまず付勢する。高圧空気がエアシリンダ１３９に向けられ薄片１２８を閉じた位置に向け押しやる（図１９（ｂ）を参照）。薄片１２８は、光線１３８の全厚み部分１１５を閉ざす閉じた位置に止められた第２の停止シャフト１４８ｂを打つ。停止シャフト１４８ｂは、薄片１２８が正確に位置決めされることを確実にする。次に第１のソレノイドストップ１４３ａが、付勢が解かれ、圧縮負荷のかけられたばね１５０が広がりスリーブ１２６の中へと停止シャフト１４８ａを押し下げて戻す。この時点で、両ソレノイドストップ１４３ａ、１４３ｂの停止シャフト１４８ａ、１４８ｂは、スリーブ１２６内にあり、薄片１２８の縁に当接している。両方のソレノイドストッブ１４３ａ、１４３ｂを付勢を解いておいて、薄片１２８がかく乱力に抗して閉じた位置に確保される。同様に、第２の開いた位置に薄片１２８を運動させるため、第２のストップ１４３ｂが付勢され、停止シャフト１４８ｂがスリーブ１２６から引き出される。薄片１２８が第２の開いた位置に押しやられる（図１９（ｃ）参照）。第２のストップ１４３ｂが、付勢を解かれ、停止シャフト１４８ｂがスリーブ１２６の中へ押されて薄片１２８をビームの外へ施錠する。次に説明するように、ビーム厚み部分１１５の一方の側から他方の側に開いた状態を交互させることにより、光線１３８（すなわちビーム１１４）の厚み部分１１５に沿う特徴的な勾配減衰が排除され得る。図２１（ａ）を参照して説明すると、薄片１２８が閉じた状態にあると、ファインビーム厚み部分１１５を全部閉ざすことにより、患者により受け入れられる放射線の初期的な累積強度はゼロである。薄片１２８が第１の開いた状態に移動している時（図２１（ｂ）参照）、受け入れられた放射線の累積強度は暴露（ｅｘｐｏｓｕｒｅ）されるべき第１の区域での開始を増加する。薄片１２８が図２１（ｃ）の第１の開いた状態に達する時間までに、ビーム厚み部分１１５を横断する受け入れられた放射線１２１の勾配がある。薄片１２８が図２１（ｄ）のような閉じた状態に戻り始めると、勾配減衰１２１は、第１の開いたサイクルの後にあった２倍の急勾配となるまでより急勾配となる（図２１（ｅ）参照）。次のサイクルで、薄片１２８が図２１（ｆ）のような第２の開いた状態に動かされると、前のサイクルのように正確な方向が、反対の勾配１２１を生じる。２つのサイクルの勾配が、合わさると、ビーム厚み部分１１５を横断して方向づけられる光線の生じる累積強度１１９が図２１（ｇ）のように均一となる。図１９（ａ）−（ｃ）を再び参照して説明すると、薄片１２８がビーム厚み部分１１５を通って進む時に薄片１２８の速度が一定の時のみ、薄片１２８の交互する運動がビーム１１５の厚みを横断する均一な放射線暴露をもたらすことに注目されるべきである。一定の薄片速度なしで、ビーム厚み部分１１５を横断する放物線状暴露プロフィールが、交互する開いたサイクルの暴露が加えられた時にもたらされる。実際上、薄片１２８がビーム幅を通って進行するときの薄片１２８のいくらかの加速を受け入れられる得るが、理想的には、ビーム１１４が完全に閉ざされるかまたはまったく減衰されないで薄片１２８の加速のほとんどが起こるであろう。薄片の加速は、ビーム厚み部分１１５の両側の第１の加速度ギャップ１３３ａおよび第２の加速度ギャップ１３３ｂに備えるようにソレノイドストップ１４３をビーム厚み部分１１５の外に位置させ、薄片１２８をビーム厚み部分１１５よりも幅広い形状とさせることによりこれら２つの条件に限定され得る。さらに図１９（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、薄片１２８が第１の開いた状態（図１９（ａ））から閉じた状態（図１９（ｂ））に運動すると、薄片１２８の先導縁１２９が第１の加速度ギャップ１３３ａを通りビーム厚み部分１１５に入る前に、それは、静止位置から一定の速度まで加速される。先導縁１２９が、ビーム厚み部分１１５を横断して運動すると、それが第２の停止シャフト１４８ｂを打つまでその速度は一定である。先導縁１２９が第２の加速度ギャップ１３３ｂ内にきて、追尾縁１３１が第１の加速度ギャップ１３３ａ内にくる後に、薄片１２８が減速される。閉じた位置（図１９（ｂ））で、薄片１２８が全ビーム厚み部分１１５および両速度ギャップ１３３ａ、１３３ｂを閉ざす。閉じた状態（図１９（ｂ））から開いた状態（図１９（ｃ））に運動し、薄片１２８は、追尾縁１３１が第１の加速度ギャップ１３３ａを出る前に、その閉じた静止位置から一定の速度まで加速される。薄片縁１２９、１３１が加速度ギャップ内にある期間まで加速と減速を制限することは、第２の開いた状態から閉じた状態までの運動時と、閉じた状態から第１の開いた状態までの運動時にも守られる。最適加速度ギャップ寸法１３３が加速度ポテンシャルとは無関係であり、ビーム厚み部分１１５の１／４であることが分かった（追加参照）。したがって、閉じた状態の時に薄片１２８が両ビーム厚み部分１１５および両加速度ギャップ１３３を閉ざすのには、薄片１２８がビーム厚み部分１１５の１．５倍の長さに理想的にはつくられる（図１９（ａ）−（ｃ）参照）。ビーム厚み部分１１５よりも幅の広い薄片１２８の使用は、ストップ１４３が簡単な薄片減速機構を与えることを可能とする。薄片１２８がその第１の開いた状態（図１９（ａ））から閉じた状態（図１９（ｂ））に移動される時、停止シャフト１４８ｂによる衝撃で、薄片１２８が、一時的に、停止シャフト１４８ｂから跳ね返る。ピストン圧力は、衝撃薄片縁１２９がその関連した薄片ギャップ１３３ｂ内にとどまる位置へ『薄片跳ね返り』を制限し続ける。このように、減速は、受け入れられる薄片１２８の位置に制限されよう。好ましくは、この第２の補整装置実施態様１１０は、図５と関連して上記した放射線治療ハードウエアーを使用し、図１０と１１と関連して上記した治療立案ソフトウエアーを用いる。以上の説明は、本発明の好ましい実施態様についての説明である。多くの変形が本発明の精神と範囲から逸脱することなくなされ得ることが当業者に思い浮かぼう。例えば、像再形成装置６０は、断層Ｘ線写真撮影放射線誤り像を形成するように断層Ｘ線写真撮影吸収像と比較するために断層Ｘ線写真撮影所望フルエンスをつくり得る。誤り像は、不十分な放射線を訂正するために螺旋照射プロセスを繰り返すように使用され得る。明らかに、放射線治療を立案する方法は、特定の放射線給源に限定されずに、個々の減衰された放射線光線に分解され得る放射線給源と共に使用され得る。さらに、計算された断層Ｘ線写真撮影システムは、放射線治療機器と共に組み入れられる必要はないが、別個のそのような機器が使用され得る。ターマ値とフルエンス値との間の関係は、患者の一定の密度を仮定し得て照射された区域の正確な断層Ｘ線写真撮影走査の必要を排除する。第２の実施態様のエアシリンダ１３９は、薄片１２８、１３４を減速させ、状態間の薄片の運動中の停止シャフト衝突での薄片摩滅（ｌｅａｆｗｅａｒ）と『薄片跳ね返り』の影響を制限するように構成され得る。図１９（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、薄片１２８が第１の開いた状態（図１９（ａ））から閉じた状態（図１９（ｂ））に移動される時、先導縁１２９がビーム厚み部分１１４を通ると、関連したエアシリンダ１３９は、先導縁１２９が停止シャフト１４８ｂに当たる前に、薄片１２８を遅くさせる遮断パルスを発生させ得る。同様な減速パルスが各薄片運動の終わりで使用され得て薄片と停止シャフトの摩滅を制限する。本発明の範囲に入るであろうさまざまな実施態様を一般国民に通知するため、以下に請求の範囲を示す。追加加速と最適加速度ギャップ治療立案は、与えられたガントリ角で定まった強度を持つ多数の不連続なビームを仮定している。事実、放射線治療は、一定のガントリ回転を伴う連続性を基礎として行われる。１組の不連続ビームに近似する照射を生じさせる薄片コリメータについて、薄片サイクル時間は、理論的不連続ビームの角の間でガントリが運動するのに必要な時間と比較される小ささでなくてはならない。そのガントリ運動についての時間ｔ_beamは、次により与えられる：ここで、Ｔは、全治療ビームオン時間（ｂｅａｍ−ｏｎｔｉｍｅ）、ΔＺは、アイソセンタでのスライスの厚みであり、Ｌは、フィールド（多くのスライスの合計である）の長さであり、Ｂは、完全回転についての不連続なガントリ角の数（これは、ＣＴデータ獲得（ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）での投射角の数に相当する）である。伝達され得る最少ビーム強度（時間ｔ_beamのすべてに対し閉じられた薄片を有する以外）は、フィールドを開き次にすぐそれを閉じるのに要する時間である最少スイッチング時間（ｓｗｉｔｃｈｉｎｇｔｉｍｅ）Δｔに依存する。最も早いスイッチングについては、閉じ時間は、開き時間と同じであるべきである。コリメータ運動の速度が一定であるなら、図２１（ｃ）に示されるようなフィールドでより一様性があり得る。スイッチングの間の平均ビーム強度は、ビームが開いている時の強度の１／２である。一定速度は、フィールドが暴露される前にコリメータが所望の速度まで加速しなくてはならないことを意味する。最少スイッチング時間は、３つの成分からなる：１．速度まで加速するに要する時間。２．コリメータがフィールドを完全に横断するに要する時間。３．ゼロ速度に減速する時間。一定加速の大きさについて、減速時間は加速時間に等しい。最少強度は、次式により与えられる： _sは、コリメータが開いているフィールドを横断するのに要する時間であり、ｔ_a _ccel は、コリメータが一定速度まで加速する（または静止するまで減速する）のに要する時間である。一定横断速度ｖおよび加速度ａ、時間ｔ_crossおよびｔ_acc _el は、簡単な運動学上の比により説明される。式２は次のようになる：ここで、Δｚは、コリメータジョーの物理的な距離である。これは、イソセンターに投射されたスライス厚みΔＺで表わすことができる。ここで、ＳＣＤは、給源−コリメータ距離であり、ＳＡＤは、給源−軸線距離である。式３を速度に関して微分すると、最適速度υ_optに関してとくことができる：最適速度に代入すると、最少強度Φ_minは、次により与えられる：不連続ビーム位置で出される最大フルエンスは、ちょうど、次に最少フルエンスの最大フルエンスに対する比は、式６の式７に対する比である：最適スイッチング時間ｔ_optは、次により与えられる： υ_optでの代入は、次を与える：最適スイッチング時間は、一定速度でフィールドを完全に開き、一定加速で静止するまで減速し、フィールドを閉じる働きを直ちに逆転させてこのシーケンスの間に出される最少量のフルエンスがある時間であることに気づかれたい。コリメータがビームを横断する前に一定の加速が起こる最適距離が次により与えられる：したがって、図４（ａ）−（ｃ）を参照して説明すると、ファンビーム厚み部分１１５のいずれかの側の加速度ギャップ１３３（Ｚ’_opt）は、ファンビーム１１５の厚みの１／４であるべきである。最適距離Ｚ’_optは加速度と無関係であることに注目されたい。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者マツキー，トーマスロツクウエルアメリカ合衆国 53711 ウイスコンシンマデイソンラベンスウツドロード 2310 (72)発明者ホルメス，テイモシーアメリカ合衆国 53717 ウイスコンシンマデイソンオークグレンコート 18 【要約の続き】ざすビーム内の閉じた状態と、ビームの他方の側の第２の開いた状態との間で運動される。

Claims

【特許請求の範囲】１．所定のガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じさせる放射線給源を有する放射治療装置において、前記ビームが複数の隣接光線を含み、制御装置が：放射線給源と患者との間に配置されていてビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する減衰手段；第１のガントリ角で第１の所望の光線フルエンスに従って減衰手段を制御する補整装置制御装置；複数のモニタセグメントを有し患者と減衰手段との間に配置されたプレ患者モニタであり、隣接モニタセグメントがビームの隣接光線により画定されていて、各セグメントがセグメントを画定する光線の測定されたフルエンスに比例するフルエンス信号を発生するプレ患者モニタ：光線の所望のフルエンスを測定されたフルエンスと比較して差の値を発生させる比較手段；および差の値が予め定めた誤差の範囲外にあるときに誤り信号を発生するリミット手段を具備してなる制御装置。２．リミット手段が、また：測定されたフルエンスが所望のフルエンスに関して高すぎるが予め定めた誤差の範囲内であることを示す高い信号；および測定されたフルエンスが所望のフルエンスに関して低すぎるが予め定めた誤差の範囲内であることを示す低い信号を発生する請求項１記載の制御装置。３．補整装置制御装置がリミット手段から信号を受け取り、減衰手段と連絡して：高い信号の受け取りに応答して第２のガントリ角で第２の所望のフルエンスを減少させ；そして低い信号に応答して第２のガントリ角で第２の所望のフルエンスを増加させる請求項２記載の制御装置。４．減衰手段が：複数の放射線減衰薄片；放射線給源と患者との間に全体的に位置決めされていて、各薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内の閉じた状態と、光線の遮断されていない通路を許容する放射線ビームをはずれた開いた状態との間で薄片を案内するための支持構造体；および開いた状態と閉じた状態との間でそれぞれの薄片を独立的に運動させて、各光線の所望のフルエンスを生じる開−閉比をもたらすための、制御手段と連絡したモチベーション手段を含む請求項１記載の制御装置。５．支持構造体が：薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内で中心に位置した閉じた状態と；薄片を１つの光線の第１の側の放射線ビームの外側にずらした第１の開いた状態と；薄片を１つの光線の第２の側の放射線ビームの外側にずらした第２の開いた状態と；の間で薄片を案内し；そしてここで、モチベーター手段が各薄片を第１の開いた状態と閉じた状態の間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる請求項４記載の制御装置。６．第１の開いた状態と第２の開いた状態にある薄片が予め定めた加速距離だけビームから離隔されている請求項５記載の補整装置。７．加速距離が、薄片の運動の通路に沿って測定したビームの厚みの１／４に等しい請求項６記載の補整装置。８．薄片の運動の通路に沿って測定した薄片の幅が、ビームの厚みの１¹/₂倍の長さである請求項７記載の補整装置。９．複数の放射線を減衰する薄片が、第１の複数の放射線を減衰する薄片と第２の複数の放射線を減衰する薄片とを含み、支持構造体は、各薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす閉じた状態と放射線ビームをはずれた開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体、および第１の複数の薄片が閉じた状態にあるときに第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を各薄片が閉ざす閉じた状態と閉じた状態の第１の複数の薄片が閉じた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源に近く位置している放射線ビームの外側の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体を含んでいる請求項４記載のコリメータ。１０．ガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じる放射線給源を有する放射治療装置において、前記ビームが複数の隣接光線を含み、制御装置が：複数の放射線を減衰する薄片；放射線給源と患者との間に全体的に位置決めされていて、各薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内の閉じた状態と、光線の遮断されてない通行を許容する放射線ビームをはずれた少なくとも１つの開いた状態との間で薄片を案内するための支持構造体；各薄片に力を独立的に働かせて開いた状態と閉じた状態との間で各薄片を動かすモチベーション手段；各薄片が閉じた状態にある期間の各薄片が開いた状態にある期間に対する所望の比を制御してビームの各光線の平均フルエンスを制御するモチベーション手段と連絡している補整装置制御装置；いつ各薄片が複数の開いた状態のうちの１つにあるか、また、いつ各薄片が閉じた状態にあるかを測定し、そして薄片が開いた状態にある期間の各薄片が閉じた状態の期間に対する実際の比を生じる位置センサ；および実際の比を所望の比と比較して誤り信号を発生する誤り検出器を具備してなる制御装置。１１．支持構造体が：薄片がビームの１つの光線を閉ざす放射線ビーム内で中心に位置した閉じた状態と；薄片を１つの光線の第１の側の放射線ビームの外側にずらした第１の開いた状態と；薄片を１つの光線の第２の側の放射線ビームの外側にずらした第２の開いた状態と；の間で薄片を案内し；そしてモチベーター手段が各薄片を第１の開いた状態と閉じた状態の間および閉じた状態と第２の開いた状態との間で交互に運動させる請求項１０記載の制御装置。１２．第１の開いた状態と第２の開いた状態にある薄片が予め定めた加速距離だけビームから離隔されている請求項１１記載の補整装置。１３．加速距離が、薄片の運動の通路に沿って測定したビームの厚みの１／４に等しい請求項１２記載の補整装置。１４．薄片の運動の通路に沿って測定した薄片の幅が、ビームの厚みの１¹/₂ 倍の長さである請求項１３記載の補整装置。１５．複数の放射線を減衰する薄片が、第１の複数の放射線を減衰する薄片と第２の複数の放射線を減衰する薄片とを含み、支持構造体は、各薄片がビームの１つおきの光線を閉ざす閉じた状態と放射線ビームをはずれた開いた状態との間で第１の複数の薄片を案内する第１の支持構造体、および第１の複数の薄片が閉じた状態にあるときに第１の複数の薄片により閉ざされていないビームの光線を各薄片が閉ざす閉じた状態と閉じた状態の第１の複数の薄片が閉じた状態の第２の複数の薄片よりも放射線給源に近く位置している放射線ビームの外側の開いた状態との間で第２の複数の薄片を案内する第２の支持構造体を含んでいる請求項１４記載のコリメータ。１６．各薄片をモチベーション手段からの力のない閉じた状態に保つ複数の偏倚手段をも含んでいる請求項１０記載の制御装置。１７．ガントリ角で患者に向けられた放射線ビームを生じる放射線給源を有する放射治療装置において、前記ビームが複数の隣接する光線を含んでなり、前記装置が放射線給源と患者との間に配置されていて、ビームのそれぞれの光線のフルエンスを独立的に制御する減衰手段を有し、確認システムが：減衰手段と患者との間に全体的に配置されていて患者に入る前のビームの各光線のプレ患者フルエンスを測定するためのプレ患者モニタ；および患者に関してプレ患者モニタに対向していてファンビーム内に全体的に配置され、患者を出るビームの各光線のポスト患者フルエンスを測定するためのポスト患者モニタを具備してなるシステム。１８．プレ患者フルエンスをポスト患者フルエンスと比較して各光線についての吸収値を生じる吸収計算機をさらに含み、前記吸収値が与えられたガントリ角でファンビームについての吸収プロフィールを一緒に与える請求項１７記載のシステム。１９．患者の断層Ｘ線写真撮影吸収像をつくりだす複数のガントリ角からの吸収プロフィールを受け取る再形成手段をさらに含む請求項１８記載のシステム。