CN103458967B - 放射线治疗系统以及治疗计划装置 - Google Patents

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Abstract

放射线治疗装置根据来自观察用检测器的输出信号，生成作为预先设定的能量范围所包含的光子的计数值的计数数据。而且，放射线治疗装置根据计数数据生成医用图像的数据。

Description

放射线治疗系统以及治疗计划装置
技术领域
本发明的实施方式涉及放射线治疗系统以及治疗计划装置。
背景技术
治疗计划装置在放射线治疗计划中利用被检体内的CT图像。治疗计划装置利用CT图像的像素的CT值来计算·确定治疗参数。具体而言，根据CT值来计算被检体内的电子密度，利用电子密度来计算·确定照射剂量等的治疗参数。电子密度的精度在确保治疗参数的精度方面成为非常重要的因素。现行的X射线CT装置的X射线检测部是将检测元件内的电流脉冲按照X射线辐射周期重复地进行积分的电流积分模式，因此，从收集数据中包含由于电子电路而造成的噪声分量。即，计算出的电子密度受到噪声分量的不良影响。
在放射线治疗系统中，利用有IGRT（图像引导放射线治疗：image-guided radiotherapy）。IGRT是利用在放射线治疗中实时收集到的X射线图像和在治疗前收集到的CT图像一边校正被检体的位置偏移，一边准确地进行治疗的技术。放射线治疗在比较长的期间进行，有时存在被检体进行活动的情况。作为被检体的活动，存在被检体手脚的活动等体动、伴随呼吸运动等生理现象的不可避免的活动。在IGRT中，搭载有当检测到位置偏移量比容许范围大时，自动地停止放射线的放射的回波检测技术。然而，利用X射线的现行的摄像装置是将检测元件内的电流脉冲按照X射线辐射周期重复进行积分的电流积分模式，因此，在收集数据中会包含由于电子电路而造成的大量的噪声分量。利用了基于包含噪声分量的收集数据的X射线图像或CT图像的回波检测的精度不怎么高。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2011-130929号公报
发明内容
实施方式的目的在于提供一种以提高放射线治疗的精度为目的的放射线治疗系统以及治疗计划装置。
本实施方式所涉及的放射线治疗系统具备:第1放射线源，产生观察用放射线；第1检测器，检测从上述第1放射线源产生并透过了被检体的放射线；第2放射线源，产生治疗用放射线；计数处理部，根据来自上述第1检测器的第1输出信号，求出作为预先设定的能量范围所包含的光子的计数值的第1计数数据；以及图像生成部，根据上述第1计数数据生成第1医用图像的数据。
提高了放射线治疗的精度。
附图说明
图1是表示第1实施方式所涉及的放射线治疗系统的结构的图。
图2是表示图1的治疗计划用X射线CT装置的结构的图。
图3是示出表示基于图2的X射线检测部的X射线光子的检测结果的曲线图的图。
图4是用于说明基于图2的提取部的阈值的确定方法的图，是示意性地示出X射线光子的能谱的图。
图5是用于说明基于图2的投影数据生成部的利用了原始的收集数据的投影数据生成处理的图，是示出由X射线检测部检测到的X射线光子的能量的计数值分布的图。
图6是用于说明基于图2的投影数据生成部的利用了非噪声收集数据的投影数据生成处理的图，是示出由X射线检测部检测到的X射线光子的能量的计数值分布的另一个图。
图7是表示图1的治疗计划装置的结构的图。
图8是表示图1的治疗装置组的结构的图。
图9是表示图8的治疗用X射线CT扫描仪、放射线治疗装置、以及床的外观的图。
图10是表示基于第1实施方式的应用例1所涉及的放射线治疗系统的、利用了钙图像的放射线治疗时的位置对准的处理的流程的示意图。
图11是表示第1实施方式的应用例2所涉及的造影剂图像的一个例子的图。
图12是表示第2实施方式所涉及的放射线治疗装置的网络结构的图。
图13是表示图12的放射线治疗装置的结构的图。
图14是示意地示出图13的治疗架台以及床的外观的图。
图15是表示在图13的系统控制部的控制下进行的放射线治疗自动停止处理的典型的流程的图。
图16是表示由图13的观察用检测器检测到的事件的检测能量的计数数分布的图。
图17是用于说明基于图13的提取部的能量阈值的确定方法的图，是示意地示出事件的检测能量的计数数分布的图。
图18是表示与第2实施方式的应用例1所涉及的治疗用X射线的辐射相关的时序图的图。
图19是表示第2实施方式的应用例3所涉及的、与通道方向相关的准直仪的构造的示意图。
图20是表示第2实施方式的应用例3所涉及的、与列方向相关的准直仪的构造的示意图。
图21是第2实施方式的应用例3所涉及的准直仪的俯视图。
图22是表示第2实施方式的应用例4所涉及的放射线治疗装置的结构的图。
图23是用于说明在第2实施方式的应用例4所涉及的架台控制部的控制下进行的、断层合成摄影中的观察用X射线管与观察用检测器 的联动移动的图。
符号说明
1…放射线治疗系统、2…治疗计划用X射线CT装置、4…治疗计划装置、5…治疗装置组、6…控制台、7…治疗用X射线CT扫描仪、8…放射线治疗装置、9…床、10…架台、11…旋转架、12…X射线管、13…光子计数型X射线检测器、14…旋转驱动部、15…顶板、16…顶板支承机构、17…床驱动部、18…高电压发生部、19…X射线产生部、20…光子计数型数据收集部、21…X射线检测部、22…传送部、30…计算机装置、31…系统控制部、32…存储部、33…扫描控制部、34…提取部、35…投影数据生成部、36…重建部、37…显示部、38…操作部、39…通信部、41…控制部、42…通信部、43…存储部、44…治疗计划部、45…操作部、46…显示部、61…控制部、62…通信部、63…处理部、64…显示部、65…操作部、66…存储部、71…旋转架、72…X射线管、73…X射线检测器、74…旋转驱动部、75…扫描控制部、76…高电压发生部、77…数据收集部、78…通信部、81…旋转支承机构、82…支承体、83…旋转驱动部、84…治疗控制部、85…放射线源、86…光阑机构、87…高电压发生部、88…光阑驱动部、89…通信部、91…顶板、92…顶板支承机构、93…床驱动部、94…床控制部、95…通信部
具体实施方式
以下，针对本实施方式所涉及的放射线治疗系统以及治疗计划装置进行说明。
（第1实施方式）
图1是表示第1实施方式所涉及的放射线治疗系统1的结构的图，如图1所示，放射线治疗系统1具有相互经由网络来连接的治疗计划用X射线CT（computed tomography：计算机断层扫描）装置2、治疗计划装置4以及治疗装置组5。首先，说明治疗计划用X射线CT 装置2、治疗计划装置4以及治疗装置组5的概略。
治疗计划用X射线CT装置2是设置在医院等的CT摄影室等的X射线CT装置。X射线CT装置2利用光子计数型的X射线检测部，在治疗前的治疗计划阶段对被检体进行CT扫描，收集·计算治疗计划所利用的基础数据。作为主要的基础数据，例如，能够列举出表现与被检体相关的CT值的空间分布的CT图像的数据。
治疗计划装置4是设置在放射线治疗的控制室等的计算机装置。治疗计划装置4根据来自治疗计划用X射线CT装置2的CT图像的数据来确定治疗参数。作为主要的治疗参数，例如，能够列举出照射剂量的空间分布（以下，称为剂量分布）。另外，治疗计划装置4也可以设置在控制室以外的其它的场所。
治疗装置组5按照来自治疗计划装置4的治疗参数通过放射线对被检体进行治疗。治疗装置组5如图1所示，以控制台6为控制中枢，具有治疗用X射线CT扫描仪7、放射线治疗装置8以及床9。治疗用X射线CT扫描仪7、放射线治疗装置8以及床9被设置在放射线治疗的治疗室。控制台6被设置在放射线治疗的控制室。CT扫描仪7主要在即将治疗之前，为了生成用于对被检体进行定位等的CT图像的数据而对被检体进行CT扫描。放射线治疗装置8为了治疗而向被检体照射放射线。具体而言，放射线是X射线、电子射线、中子射线、质子射线、重粒子射线等。另外，在本实施方式中，设来自放射线治疗装置8的放射线是MV级的高能量X射线。床9被CT扫描仪7和放射线治疗装置8共用。
接着，详细说明治疗计划用X射线CT装置2、治疗计划装置4、以及治疗装置组5的结构以及动作。
[治疗计划用X射线CT装置]
图2是表示治疗计划用X射线CT装置2的结构的图。如图2所示，治疗计划用X射线CT装置2具备架台10和计算机装置30。
架台10搭载具有圆环形状的旋转架11。旋转架11将X射线管12和X射线检测器13可旋转地支承在被检体P周围。X射线检测器 13以隔着FOV（field of views：视场）与X射线管12对置的方式安装于旋转架11。旋转架11与旋转驱动部14电连接。旋转驱动部14按照计算机装置30内的扫描控制部33的控制，使旋转架11围绕旋转轴旋转，使X射线管12和X射线检测器13围绕被检体P旋转。
另外，Z轴被规定为旋转架11的旋转轴。Y轴部规定为连结X射线管12的X射线焦点与X射线检测器13的X射线检测面的中心的轴。Y轴与Z轴正交。X轴被规定为与Y轴和Z轴正交的轴。这样，XYZ正交坐标系构成伴随着X射线管12的旋转而旋转的旋转坐标系。
被检体P载置在顶板15上。顶板15由顶板支承机构16支承为沿着Z轴可移动。床驱动部17按照来自扫描控制部33的控制，产生用于驱动顶板支承机构16的动力。通过所产生的动力，顶板支承机构16使顶板15移动。
X射线管12经由滑动环机构（未图示）等与高电压发生部18电连接。X射线管12从高电压发生部18接受高电压的施加，产生被限制为与安装于X射线管12的滤波器（未图示）对应的立体角的X射线束。X射线也可以是扇形束或锥形束的任一个。X射线束包含有多个X射线光子。以下，为了具体地说明本实施方式的X射线束，设X射线束是锥形束。高电压发生部18按照扫描控制部33的控制向X射线管12施加高电压。由此，产生具有keV级的能量的X射线。另外，X射线管12和高电压发生部18构成X射线产生部19。X射线产生部19按照扫描控制部33的控制产生X射线光子。
X射线检测器13是光子计数型的X射线的检测器。X射线检测器13连接于光子计数型的数据收集部（DAS：data acquisition system：数据采集系统）20。X射线检测器13和数据收集部20构成X射线检测部21。
在此，针对X射线检测部21的结构以及动作详细地进行说明。
X射线检测器13具有排列在通道方向以及列方向的多个检测元件。通道方向被规定为沿着以X射线焦点为中心的圆弧的方向。列方向被规定为沿着旋转轴Z的方向。各检测元件检测来自X射线管12 的X射线光子，产生与检测到的X射线光子的能量对应的个数的电脉冲。检测元件适当地选择具有适合光子计数模式的物性的元件即可。X射线检测器13可以是半导体检测器，也可以是闪烁体型检测器。
当是半导体检测器时，检测元件由半导体二极管构成。通过向半导体二极管入射X射线光子而在半导体二极管中产生电子·空穴对。物理上，相对于一个X射线光子的入射而产生的电子·空穴对的数量与输入X射线光子的能量成比例。半导体二极管内的电子与正孔通过检测元件间的高电场对电极进行扫描，产生电流脉冲。
另一方面，当是闪烁体型检测器时，检测元件由闪烁体和半导体光元件（或者光电倍增管）的组合构成。通过向闪烁体入射X射线光子，从而在闪烁体中产生光子。相对于一个X射线光子的入射而产生的光子数与入射X射线光子的能量成比例。在闪烁体中所产生的光子由半导体光元件（或者光电倍增管）放大并转换成电流脉冲。
数据收集部20按照扫描控制部33的控制，根据来自X射线检测器13的电流脉冲生成表示X射线光子的能量与检测位置的数据。具体而言，数据收集部20具有积分电路和辨别器。积分电路涵盖与X射线光子的入射间隔对应的微小期间对来自X射线检测器13的检测元件的电流脉冲进行积分。辨别器对来自积分电路的电脉冲的峰值进行辨别。来自积分电路的电脉冲理想的情况是具有与对应的事件的能量对应的峰值。事件理想的情况是仅一次X射线光子的入射，但实际上，还会包含电路噪声或散射X射线光子等一次X射线光子的入射以外的疑似事件。数据收集部20具有将每个事件的能量值与检测位置识别符建立关联并暂时地存储的存储装置。检测位置识别符包含视角编号和检测元件坐标。检测元件坐标包含通道编号和列编号。以下，将表示每个事件的能量值与检测位置识别符的数据称为收集数据。收集数据例如通过搭载于架台10的传送部22向计算机装置30传送。
这样，光子计数型的X射线检测部21能够独立地测量入射至X射线检测器13的X射线光子的能量和检测位置（入射位置）。在光子计数中，如果X射线光子的计数效率较高，则会发生堆积。即，在正在正在测量1个X射线光子的期间，入射了其它的X射线光子，从而导致能量测量变得困难。为了减轻该堆积，计数率例如被设定为106计数左右即可。
计算机装置30以系统控制部31为中枢，具备存储部32、扫描控制部33、提取部34、投影数据生成部35、重建部36、显示部37、操作部38以及通信部39。
存储部32存储各种数据。例如，存储部32存储从架台10传送来的收集数据或由重建部36生成的CT图像的数据。
扫描控制部33为了执行CT扫描，同步地控制高电压发生部18、旋转驱动部14以及数据收集部20。具体而言，扫描控制部33控制旋转驱动部14，以使得旋转架11以恒定的角速度旋转。另外，扫描控制部33控制高电压发生部18，以使得从X射线管12产生具有既定的强度的X射线。另外，扫描控制部33控制数据收集部20，以使得与X射线的辐射周期同步地收集收集数据。
提取部34从收集数据中提取出与属于特定的能量区域的X射线光子相关的收集数据。投影数据生成部35根据收集数据生成作为图像重建处理的输入数据的投影数据。重建部36根据投影数据对表示被检体的摄像部位中的CT值的空间分布的CT图像的数据进行重建。显示部37将CT图像显示在显示设备上。严格而言，显示CT图像的绘制图像。绘制由未图示的图像处理部等来执行。作为显示设备，例如能够适当地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器、等离子显示器等。操作部38经由输入设备接受来自用户的各种指令、信息输入。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、开关等。通信部39经由网络在与治疗计划装置4、治疗装置组5之间发送接收各种数据。例如，通信部39经由网络向治疗计划装置4、治疗装置组5发送CT图像的数据。
本实施方式所涉及的治疗计划用X射线CT装置2从由光子计数型的X射线检测部21收集到的收集数据中提取出与特定的能量区域相关的收集数据，根据所提取出的收集数据生成CT图像的数据。被检体的摄像部位被设定为包含疾病部位或者疾病候选部位。以下，针对基于治疗计划用X射线CT装置2的数据提取处理、投影数据生成处理、以及图像重建处理详细地进行说明。
首先，针对由提取部34执行的数据提取处理进行说明。提取部34从存储于存储部32的收集数据中，提取出属于预先设定的特定的能量区域的收集数据。特定的能量区域例如是由于电路噪声、散射X射线等造成的事件所属于的能量区域。
图3是示出表示基于X射线检测部21的X射线光子的检测结果的曲线图的图。图3的曲线图规定纵轴为计数数，规定横轴为光子能量[keV]。图3的数值是作为X射线检测器使用CdTe型的检测器，作为X射线使用单色X射线能量光子时的计算结果。如图3所示，在40keV以下的低能量区域中，存在不是基于一次X射线的噪声分量。以下，将低能量区域称为噪声能量区域，将噪声能量区域以外的能量区域称为非噪声能量区域。非噪声能量区域是一次X射线所属于的能量区域。具体而言，噪声分量由散射X射线、X射线检测部的电路噪声等造成。即，在收集数据中，会混入与基于一次X射线以外的散射X射线、电路噪声等的事件相关的数据。特别地，电路噪声会大量地混入10keV左右的低能量区域。以下，将与属于非噪声能量区域的X射线光子相关的收集数据称为非噪声收集数据。
如上所述，提取部34利用预先设定的阈值Eth，从来自X射线检测部21的收集数据中提取与一次X射线相关的收集数据。阈值Eth被设定为能够辨别噪声能量与非噪声能量的能量值。合适的阈值Eth根据X射线检测器13的能量分辨率、入射X射线的通量、以及入射X射线的能量分布来确定。当是半导体检测器时，能量分辨率与半导体二极管中的电子·空穴对的产生所需的能量对应。当是闪烁体型检测器时，能量分辨率与闪烁体中的光子的产生所需的能量对应。能量分辨率利用在扫描前预先测量到的值即可。入射X射线的通量与能量分布通过在X射线管12与X射线检测器13之间未配置被检体P等物体的状态下，由X射线检测部21执行光子计数来测量。接着，根据X 射线检测器13的能量分辨率、入射X射线的通量、以及入射X射线的能量分布，由提取部34来计算峰值能量和窗口范围。根据这些峰值能量和窗口范围由提取部34来确定阈值Eth。
图4是用于说明基于提取部34的阈值的确定方法的图，是示意地示出X射线光子的能谱的图。图4的能谱的纵轴被规定为计数数，横轴被规定为X射线光子的光子能量[keV]。入射X射线的峰值能量根据入射X射线的通量与入射X射线的能量分布来计算。在图4中，设入射X射线的峰值能量为140keV。窗口范围具有中心在峰值能量处、且与能量分辨率对应的能宽。窗口范围的能宽例如被设定为与FWHM（半值宽度：full width at half maximum）或者FWTM（1/10值宽度：full width at tenth maximum）等能量分辨率对应的宽度。窗口范围的能宽并不只限定于FWHM和FWTM，而能够设定为与能量分辨率对应的任意的值。另外，能量分辨率越高则窗口范围的能宽变得越窄即可。如果确定了窗口范围，则提取部34将阈值Eth设定为与该窗口范围对应的能量值。例如，将阈值Eth设定为窗口范围的下限即可。另外，阈值Eth也可以设定为由用户经由操作部38指定的任意的值。
接着，针对基于投影数据生成部35的投影数据的生成处理和基于重建部36的图像重建处理进行说明。投影数据生成部35根据收集数据生成作为图像重建处理的输入数据的投影数据。投影数据的原始数据可以是由X射线检测部21收集到的原始的收集数据，也可以是由提取部34提取出的非噪声收集数据。
图5是用于说明利用了原始的收集数据的投影数据生成处理的图，是表示由X射线检测部21检测到的X射线光子的能量的计数值分布的图。如图5所示，光子能量从下限Emin到上限Emax而分布。能谱上的阈值Eth以下的能量区域是来自噪声分量的噪声能量区域，阈值Eth以上的能量区域是来自一次X射线的非噪声能量区域。计数数Count表现为光子能量E的函数。
如被熟知的那样，由检测元件检测到的X射线的能量I由I=I0e-μd来表现。I是检测到的X射线光子的能量积分。即，能量I是涵盖从 下限Emin到上限Emax的区间（图5的区域St）的计数数Count（E）的积分。I0是物质透过前的X射线的能量。d是X射线通路（pass）的长度，μ是X射线通路上的全部物质的衰减系数的合计。在CT图像重建中，将ln（I/I0）作为投影。投影数据组被规定为是将每个检测元件的投影ln（I/I0）按照通道编号以及列编号进行排列而得到的数据组。
投影数据生成处理以及图像重建处理的步骤的一个例子如下。首先，投影数据生成部35按照收集数据所包含的检测位置识别符针对每个视角将事件进行分组。接着，投影数据生成部35按照各事件的能量值与检测位置坐标（即，检测元件）针对每个检测元件计算投影ln（I/I0）。由此，生成与多个视角相关的多个投影数据组。另外，也可以对收集数据实施各种校正。重建部36根据图像重建所需的视角数的投影数据组，重建与被检体的摄像部位相关的CT图像的数据（体数据）。作为锥形束图像重建算法，使用FBP（filtered backprojection：滤波反投影）法等解析学图像重建法、ML-EM（maximum likelihoodexpectation maximization：最大似然期望最大法）或OS-EM（ordered subsetexpectation maximization：有序子集最大似然法）等逐次近似图像重建等既存的图像重建算法即可。
CT图像表现被检体的摄像部位中的衰减系数μ的三维空间分布。对构成CT图像的像素分配了CT值。CT值通过由来自水等基准物质的衰减系数的相对值来表示物质的衰减系数的指标，表现为CT值=[（μ-μ0）/μ0]×K。μ0是基准物质的衰减系数，K是常数。如图5所示，在原始的收集数据中，除了与非噪声能量区域相关的数据之外，还包含有由电路噪声等造成的噪声能量区域。从而，在基于原始的收集数据的投影数据、CT值中包含噪声分量。噪声分量使CT值的定量性恶化。噪声分量被描绘到CT图像，使CT图像的对比度降低。
因此，治疗计划用X射线CT装置2通过除去分布于低能量区域中的噪声分量，来提高CT值的定量性。以下，说明使用了不包含噪声分量的非噪声收集数据的投影数据生成处理以及重建处理。
图6是用于说明利用非噪声收集数据的投影数据生成处理的图，是示出由X射线检测部21检测到的X射线光子的能量的计数值分布的另一个图。如图6所示，能谱上的阈值Eth以下的能量区域是来自噪声分量的噪声能量区域，阈值Eth以上的能量区域是来自一次X射线的非噪声能量区域。通过提取部34从非噪声收集数据中除去与噪声能量区域相关的数据。从而，当利用非噪声收集数据时，由检测元件检测到的X射线的能量I=I0e-μd是涵盖从阈值Eth到上限Emax的区间（图6的区域Sp）的计数数Count（E）的积分。
利用了非噪声收集数据的投影数据的生成步骤的一个例子如下。首先，投影数据生成部35按照非噪声收集数据所包含的检测位置编号，针对每个视角将事件进行分组。当是非噪声收集数据时，事件被限定为一次X射线的入射事件。接着，投影数据生成部35按照各事件的能量值与检测位置坐标针对每个检测元件计算出投影ln（I/I0）。由此，生成与多个视角相关的多个投影数据组。另外，也可以对收集数据实施各种校正。重建部36根据图像重建所需的视角数的投影数据组，重建表现被检体的摄像部位中的CT值的空间分布的CT图像的数据。
如图6所示，在非噪声收集数据中，不包含由电路噪声等造成的噪声能量区域。从而，基于非噪声收集数据的CT值不包含噪声分量，与基于原始的收集数据的CT值相比定量性更高。与此相伴，基于非噪声收集数据的CT图像不怎么包含噪声，与基于原始的收集数据的CT图像相比较对比度更好。为了得到与积分模式相同的画质，以1/10左右的剂量即可，因此，与积分模式时相比较，本实施方式能够减少被检体的被辐射量。
CT图像的数据由通信部39经由网络向治疗计划装置4发送。以下，将由治疗计划用X射线CT装置2生成的CT图像称为治疗计划用CT图像。
另外，在上述的说明中，设收集数据具有将每个事件的能量值与检测位置识别符建立了关联的形式（列表模式）。然而，在本实施方 式中，收集数据也可以是各视角中的每个检测元件的光子能量的计数值分布的形式（直方图模式）。此时，提取部34与列表模式时同样地，提取出与属于特定的能量区域的能量相关的收集数据即可。
[治疗计划装置]
接着，对治疗计划装置4的结构以及动作进行说明。
图7是表示治疗计划装置4的结构的图。如图7所示，治疗计划装置4以控制部41为中枢，具有通信部42、存储部43、治疗计划部44、操作部45、显示部46以及重建部47。
通信部42经由网络与治疗计划用X射线CT装置2、治疗装置组5之间发送接收各种数据。例如，通信部42从X射线CT装置2经由网络来接收治疗计划用CT图像的数据、收集数据、投影数据。另外，通信部42经由网络向治疗装置组5发送由治疗计划部44确定出的治疗参数。存储部43存储各种数据。例如，存储部43存储治疗计划用CT图像的数据、收集数据、投影数据。另外，存储部43存储由治疗计划部44计算出的治疗参数。治疗计划部44利用治疗计划用CT图像，按照来自用户的指示确定治疗参数。操作部45经由输入设备接受来自用户的各种指令、信息输入。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、开关等。显示部46将CT图像、治疗参数显示在显示设备上。作为显示设备，例如，能够适当地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器、等离子显示器等。重建部47根据存储于存储部43的图像重建所需的视角数的投影数据组，来重建与被检体的摄像部位相关的CT图像（治疗计划用CT图像）的数据。
本实施方式所涉及的治疗计划装置4利用从治疗计划用X射线CT装置2发送出的、被分配了定量性高的CT值的CT图像来确定治疗参数。一般而言，治疗参数被分类为利用来自X射线诊断装置的二维图像的二维治疗计划和利用来自X射线CT装置的三维图像（体数据）的三维治疗计划。设本实施方式所涉及的治疗计划是利用来自治疗计划用X射线CT装置2的治疗计划用CT图像（体数据）的三维治疗计划。
作为治疗参数，例如，能够列举出靶体积、剂量分布、照射条件等。作为各种靶体积，能够列举出大体肿瘤体积（GTV：gross tumor volume）、临床靶体积（CTV：clinicaltarget volume）、计划靶体积（PTV：planning target volume）等。这些靶体积典型的情况是由用户来设定。用户观察显示部46所显示出的治疗计划用CT图像，综合地判断该观察结果、各种检查结果来确定各种靶体积。另外，严格而言，基于治疗计划用CT图像的绘制图像显示在显示部46上。绘制处理例如由治疗计划部44来执行即可。用户经由操作部45来指定各种靶体积的像素区域。治疗计划部44将所指定的像素区域设定为各种靶体积。如上所述，本实施方式所涉及的治疗计划用CT图像根据除去了电路噪声、散射X射线等噪声的投影数据来进行重建，因此，不包含噪声，而具有高对比度。从而，用户能够高精度地确定靶部位。
如果确定靶体积，则治疗计划部44按照靶体积的位置以及形状、与风险脏器的位置关系等来确定照射条件。作为照射条件，能够列举出治疗放射线的辐射线质、照射角度以及照射野等。
接着，治疗计划部44根据治疗计划用CT图像来计算剂量分布。具体而言，首先，治疗计划部44利用治疗计划用CT图像来计算电子密度空间分布。电子密度针对治疗计划用CT图像的各像素根据CT值来进行计算。如上所述，CT值根据衰减系数μ由[（μ-μ0）/μ0]×K来规定。作为确定物质的衰减系数μ的主要的因素，能够列举出电子密度。例如，治疗计划部44根据治疗计划用CT图像的各像素的CT值来计算衰减系数μ，根据衰减系数μ来计算电子密度。如上所述，本实施方式所涉及的治疗计划用CT图像的CT值的定量性高。因此，本实施方式所涉及的CT值与基于积分模式的X射线检测器的CT值相比较，能够计算出更准确的电子密度。
如果计算出电子密度空间分布，则治疗计划部44利用计算出的电子密度空间分布来计算放射线治疗时的剂量分布。作为剂量分布的计算算法，例如，知道有蒙特卡洛法。蒙特卡洛法是考虑各种物理现象而概率性地模拟放射线路径上的电子或光子的动作的方法。治疗计划 部44通过使用蒙特卡洛法，模拟放射线路径上的放射线光子各自的举动，来计算剂量分布。由此，能够准确地模拟与治疗用MV级的X射线相关的各组织的吸收剂量。另外，作为能够适用于本实施方式的剂量分布的计算算法，并不只限定于蒙特卡洛法，还能够适用卷积（convolution）法或叠加（superposition）法等既存的所有的方法。
电子密度由于构成的物质差异根据解剖学部位而不同。另外，即使是同一解剖学部位，由于其组成的差异，电子密度也不同。即，治疗计划部44能够根据每个个人的解剖学部位的组成来计算合适的剂量分布。由此，本实施方式所涉及的治疗计划装置4能够详细地制定治疗计划，能够实现特制的放射线治疗。
这样，根据本实施方式，利用表现具有高定量性的CT值的分布的CT图像来计算·确定治疗参数，因此，结果，提高了治疗参数的精度。
[治疗装置组]
接着，说明治疗装置组5的结构以及动作。
图8是表示治疗装置组5的结构的图。如图8所示，治疗装置组5以控制台6为中枢，具有治疗用X射线CT扫描仪7、放射线治疗装置8以及床9。图9是表示治疗用X射线CT扫描仪7、放射线治疗装置8以及床9的外观的图。如图9所示，治疗用X射线CT扫描仪7与放射线治疗装置8是独立的机构。
首先，对治疗用X射线CT扫描仪7进行说明。
治疗用X射线CT扫描仪7搭载圆环或者圆板状的旋转架71。旋转架71将X射线管72与X射线检测器73可旋转地支承在被检体P周围。X射线检测器73以隔着FOV（field ofview）与X射线管72对置的方式安装于旋转架71。旋转架71与旋转驱动部74电连接。旋转驱动部74按照扫描控制部75的控制使旋转架71围绕旋转轴旋转，使X射线管72与X射线检测器73围绕被检体P旋转。
另外，Z轴被规定为旋转架71的旋转轴。Y轴被规定为连结X射线管72的X射线焦点与X射线检测器73的X射线检测面的中心 的轴。Y轴与Z轴正交。X轴被规定为与Y轴和Z轴正交的轴。这样，XYZ正交坐标系构成伴随着X射线管72的旋转而旋转的旋转坐标系。
X射线管72经由滑动环机构（未图示）等与高电压发生部76电连接。X射线管72从高电压发生部76接受高电压的施加，产生具有keV级的能量的X射线。高电压发生部76按照扫描控制部75的控制向X射线管72施加高电压。
X射线检测器73检测从X射线管72产生的X射线。X射线检测器73搭载排列成二维状的多个检测元件。各检测元件检测从X射线管72产生的X射线，并产生与检测到的X射线的强度对应的电信号（电流信号）。所产生的电信号被向数据收集部（DAS）77供给。
数据收集部77按照扫描控制部75的控制，经由X射线检测器73针对每个视角收集电信号。数据收集部77将所收集到的模拟的电信号转换成数字数据。数字数据被称为raw数据。raw数据通过通信部78向控制台6传送。
扫描控制部75从控制台6经由通信部78接收控制信号。扫描控制部75按照该控制信号，控制旋转驱动部74、高电压发生部76以及数据收集部77。具体而言，扫描控制部75控制旋转驱动部74，以使得在CT扫描中，旋转架71以恒定的角速度进行旋转。另外，扫描控制部75控制高电压发生部76，以使得从X射线管72产生X射线。另外，扫描控制部75控制数据收集部77，以使得针对每个视角收集raw数据。
接着，对放射线治疗装置8进行说明。
放射线治疗装置8具备有旋转支承机构81。旋转支承机构81将支承体82可旋转地支承在旋转轴RA周围。旋转驱动部83按照来自治疗控制部84的指示，向旋转支承机构81供给驱动信号。旋转支承机构81接受来自旋转驱动部83的驱动信号的供给使支承体82围绕旋转轴RA旋转。以旋转轴RA与旋转架71的旋转轴Z一致的方式来配置治疗用X射线CT扫描仪7和放射线治疗装置8。
支承体82在头部搭载有放射线源85和光阑机构86。放射线源85 接受来自高电压发生部87的高电压的供给来产生放射线。高电压发生部87按照来自治疗控制部84的控制向放射线源施加高电压。在放射线源85的照射口部分安装有光阑机构86。光阑机构86具有用于再现由治疗计划装置4计算出的剂量分布、照射野的多个准直仪。光阑机构86接受来自光阑机构驱动部88的驱动信号的供给而移动准直仪。光阑机构驱动部88将与来自治疗控制部84的控制信号对应的驱动信号向光阑机构86供给。
治疗控制部84从控制台6经由通信部89接收控制信号。治疗控制部84按照该控制信号，控制旋转驱动部83、高电压发生部87以及光阑驱动部88。换而言之，治疗控制部84按照由治疗计划装置4计算·确定出的治疗参数来控制旋转驱动部83、高电压发生部87以及光阑驱动部88。具体而言，治疗控制部84控制旋转驱动部83，以使得按照治疗参数中的照射角度等旋转支承体82。治疗控制部84控制高电压发生部87，以使得按照治疗参数中的辐射线质等从放射线源85产生放射线。治疗控制部84按照放射线的剂量分布、照射野来控制光阑机构驱动部88。
接着，针对床9进行说明。
床9具有顶板91。顶板91构成为能够载置被检体P。顶板91通过顶板支承机构92支承为在由x轴、y轴、以及z轴规定的三维空间中自由移动。床驱动部93为了按照床控制部94的控制使顶板91进行移动而向顶板支承机构92供给驱动信号。床控制部94从控制台6经由通信部95来接收控制信号。床控制部94按照该控制信号来控制床驱动部93。
接着，针对控制台6进行说明。
控制台6是以控制部61为中枢，具备通信部62、处理部63、显示部64、操作部65以及存储部66的计算机装置。
通信部62经由网络在与治疗用X射线CT装置2、治疗计划装置4以及治疗装置组5内的各装置7、8、9之间发送接收各种数据。具体而言，通信部62从治疗计划装置4经由网络来接收治疗参数。另外， 通信部62向治疗用X射线CT扫描仪7、放射线治疗装置8以及床9发送控制信号。
处理部63执行各种数据处理。例如，处理部63对来自治疗用X射线CT扫描仪7的raw数据执行预处理以及重建处理，生成与即将治疗前的被检体P相关的CT图像的数据。以下，将基于来自治疗用X射线CT扫描仪7的raw数据的CT图像称为治疗用CT图像。处理部63为了进行显示也可以根据治疗用CT图像生成绘制图像。另外，处理部63为了使治疗时的被检体的位置与治疗计划时的被检体的位置相匹配，也可以计算治疗计划用CT图像与治疗用CT图像的空间上的位置偏移量。位置偏移量被用于后述的图像引导放射线治疗。
显示部64将治疗计划时·治疗时的各种数据显示在显示设备上。例如，显示部64显示基于治疗计划用CT图像的绘制图像、基于治疗用CT图像的绘制图像、以及治疗参数。作为显示设备，例如，能够适当地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器、等离子显示器等。
操作部65经由输入设备接受来自用户的各种指令、信息输入。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、开关等。
存储部66存储各种数据。例如，存储部66存储治疗计划用CT图像的数据。另外，存储部66存储由治疗计划装置4计算出的治疗参数。
本实施方式所涉及的治疗装置组5按照使用由光子计数模式检测到的收集数据而确定的治疗参数执行放射线治疗。
另外，治疗装置组5还能够执行IGRT（图像引导放射线治疗：image-guided radiotherapy）或DGRT（放射线量引导放射线治疗：dose-guided radio therapy）。例如，在IGRT中，治疗装置组通过按照由处理部63计算出的治疗计划用CT图像与治疗用CT图像的空间上的位置偏移量使顶板91、支承体92进行移动，从而能够使治疗时的被检体P的空间配置与治疗计划用CT图像的摄像时的被检体P的空间配置相匹配。另外，治疗装置组5也可以将计划DVH（dose-value histogram：剂量值直方图）用于被检体P的空间上的位置对准。计划DVH将CT图像上的规定区域的剂量与容积的关系曲线图化。计划DVH由处理部63来计算。具体而言，处理部63根据治疗用CT图像计算出照射野中的计划DVH。能够按照该计划DVH移动顶板91、支承体92，使治疗时的被检体P的空间配置与治疗计划用CT图像摄像时的被检体P的空间配置相匹配。
另外，根据本实施方式，能够计算出与解剖学部位的组成对应的准确的电子密度。即使是同一被检体的同一解剖学部位，该电子密度也有时根据该解剖学部位的组成的变化而不同。利用该性质，能够检测治疗计划用CT图像摄像时的被检体P的体内的性质状态与治疗用CT图像摄像时的被检体P的体内的性质状态的差异。例如，处理部63通过检测治疗计划用CT图像与治疗用CT图像的差分，来检测性质状态的差异。当检测到差异时，为了执行最适合治疗时的被检体的体内的性质状态的治疗，再次通过治疗计划用X射线CT装置2来重新收集收集数据，根据重新收集到的收集数据通过治疗计划装置4重新计算治疗参数即可。通过按照重新计算出的治疗参数由治疗装置组5执行放射线治疗，从而能够执行最适合被检体的体内的性质状态的治疗。另外，当放射线治疗装置8搭载与治疗架台一起旋转的检测器时，能够通过治疗中的图像收集来实时地识别体内的性质状态、剂量分布。从而，还能够应用于照射回波的检测。
另外，在上述的说明中，设为了治疗用X射线CT扫描仪7与放射线治疗装置8独立地构成。然而，本实施方式并不限定于此。也可以将治疗用X射线CT扫描仪7组装入放射线治疗装置8。此时，放射线治疗装置8除了X射线管72以及X射线检测器73之外，还搭载安装有放射线源85的旋转架。由此，放射线治疗装置8能够通过单一的架台，执行X射线CT扫描和放射线治疗。
[应用例]
如上所述，提取部34从由光子计数模式的X射线检测部21收集到的收集数据中，设特定的能量区域是噪声能量区域。然而，本实施方式并不限定于此。提取部34也可以提取出属于由存在于被检体P内的、预先设定的图像化对象的物质减弱了的X射线光子所属的能量区域的收集数据。以下，对应用例所涉及的放射线治疗系统1进行说明。
如被熟知的那样，在物质中存在固有的K吸收端。换而言之，如果知道K吸收端的值则能够确定物质。应用例所涉及的提取部34从由X射线检测部21收集到的收集数据中，提取出与为了进行图像化处理而由用户指定的物质的K吸收端所属的特定的能量区域相关的收集数据。作为用户指定的物质，例如，是钙、造影剂、水以及其它的分量。其它的分量包含人体内的分量中的钙、造影剂以及水以外的全部的分量。作为由钙构成的人体分量，例如，能够列举出骨或结石等。作为其它的分量，例如，能够列举出血管、脂肪、肌肉、脑、软组织等。即，特定的能量区域是钙的K吸收端所属于的能量区域、造影剂的K吸收端所属于的能量区域、水的K吸收端所属于的能量区域、其它的分量的K吸收端所属于的能量区域。这些能量区域按照用户的经由操作部38的指示，在相互不同的能量区域中设定为不重叠的阈值范围。另外，这些能量区域被设定为不与噪声能量区域重叠。另外，设其它的K吸收端所属的能量区域不与上述的噪声能量区域重叠。另外，能量区域的设定数并不只限定于4个。在本实施方式中，能量区域可以是2个以上，也可以是几个。
根据与用户指定的物质的K吸收端相关的收集数据，投影数据生成部35生成与该物质的K吸收端相关的投影数据。重建部36根据与用户指定的物质的K吸收端相关的投影数据，重建表示限定为该物质的CT值的空间分布的CT图像的数据。具体而言，重建部36根据与钙的K吸收端相关的投影数据，重建表示钙的CT值的空间分布的CT图像（以下，称为钙图像）的数据，根据与造影剂的K吸收端相关的投影数据，重建表示造影剂的CT值的空间分布的CT图像（以下，称为造影剂图像）的数据，根据与水的K吸收端相关的投影数据，重建表示水的CT值的空间分布的CT图像（以下，称为水图像）的数 据，根据与其它的分量的K吸收端相关的投影数据，能够重建表示其它的分量的CT值的空间分布的CT图像（以下，称为其他分量图像）的数据。另外，由于对应的收集数据不属于噪声能量区域，因此，所重建的CT图像不包含噪声，对比度高。
这样，应用例所涉及的放射线治疗系统能够重建表示限定为用户指定的物质的CT值的空间分布的CT图像。应用例所涉及的放射线治疗系统1能够将表示限定为用户指定的物质的CT值的空间分布的CT图像应用于治疗计划。
应用例1：
以下，说明表示限定为用户指定的物质的CT值的空间分布的CT图像的应用例。首先，对利用钙图像的位置对准进行说明。
图10是表示利用钙图像CaI的放射线治疗时的位置对准的处理的流程的示意图。如图10所示，首先，在治疗计划阶段中，治疗计划用X射线CT装置2生成与被检体P相关的钙图像CaI的数据，并向治疗装置组5的控制台6发送。在钙图像CaI中，包含有被检体内的钙、主要包含与骨相关的像素区域（以下，称为骨区域）RB1。接着，在即将治疗前的阶段，治疗装置组5的治疗用X射线CT扫描仪7对同一被检体的同一摄像部位进行CT扫描，治疗装置组5的控制台6根据来自CT扫描仪7的raw数据生成治疗用CT图像CTI的数据。在治疗用CT图像CTI中，包含有与被检体P相关的像素区域（以下，称为被检体区域）RP。在被检体区域RP中包含有骨区域RB2。控制台6计算治疗用CT图像CTI内的骨区域与钙图像CaI内的骨区域的位置偏移量。治疗用CT图像CTI内的骨区域通过既存的图像处理来确定。并且，控制台6通过按照计算出的位置偏移量使顶板、支承体进行移动，从而能够使治疗时的被检体P的空间配置与钙图像CaI摄像时的被检体P的空间配置相匹配。
应用例1所涉及的治疗计划用X射线CT装置2根据与钙的K吸收端所属于的能量区域相关的收集数据生成钙图像的数据。在钙图像中，理论上只描绘出钙区域，因此，治疗计划装置4与以往相比较能 够更准确地进行位置对准。
应用例2：
接着，对利用了造影剂图像的治疗计划进行说明。
首先，在治疗计划阶段，治疗计划用X射线CT装置2生成与被注入了造影剂的被检体相关的造影剂图像的数据，并向治疗计划装置4发送。在此，造影剂可以是用于血管造影的造影剂，也可以是具有特别地集聚在人体组织、病变部等的性质的造影剂。作为造影剂的主原料，例如有碘。然而，本实施方式所涉及的造影剂并不限定于将碘作为主原料的造影剂，还能够适用将原子编号比较小的（质量小的）溴或氟等任何成分作为主原料的造影剂。以下，假设本实施方式所涉及的造影剂是具有特别地集聚在肿瘤等病变部的性质的造影剂。
图11是表示造影剂图像CAI的一个例子的图。造影剂图像CAI根据与造影剂的K吸收端所属的能量区域相关的收集数据而生成，因此，理想的情况是只包含与造影剂对应的造影剂区域R1，R2。造影剂具有特别地集聚在病变部的性质。造影剂浓度高的像素区域R1与造影剂浓度低的像素区域R2病变部相比较，可以说危险性较高。治疗计划装置4根据造影剂图像CAI内的造影剂区域R1，R2的位置和形状来确定放射线的照射角度。并且，治疗计划装置4利用治疗计划用CT图像来计算与所确定的照射角度相关的剂量分布。
以往，治疗部位由医师等用户通过目视CT图像来确定。因此，即使是同一CT图像根据用户不同有时治疗部位也不同。然而，应用例2所涉及的治疗计划用X射线CT装置2根据与特别地集聚在病变部的造影剂的K吸收端所属的能量区域相关的收集数据来生成造影剂图像的数据。在造影剂图像中，只描绘出造影剂，因此，治疗计划装置4与以往相比较能够更准确地辨别治疗部位。另外，本实施方式利用了光子计数模式，与利用积分模式时相比较，CT值的定量性更优。从而，与通过图像处理从基于积分模式的CT图像中提取出造影剂区域的情况相比较，本实施方式的造影剂区域的提取精度高。应用例2所涉及的放射线治疗系统1与以往相比较能够更高精度地制定治疗计 划。
应用例3：
当比较通过以往的积分模式的X射线CT装置重建出的、与同一被检体的同一部位相关的2个以上的CT图像时，例如，由于肠管的内容物的差异、造影剂的有无而CT值不同，难以对脏器间进行比较。
然而，本实施方式所涉及的提取部34能够从收集数据中除去与不关心的物质相关的数据。从而，提取部34能够从收集数据中除去与肠管的内容物、造影剂相关的数据。重建部36根据除去后的收集数据来重建除去了内容物区域、造影剂区域的CT图像的数据。未图示的图像处理部等生成这2个CT图像的差分图像。在差分图像中，只准确地描绘出脏器区域。用户能够通过观察该差分图像，来对脏器间进行比较。
应用例4：
能够利用表示限定为用户指定的物质的CT值的空间分布的CT图像而进一步高精度地进行基于治疗计划部44的治疗计划。在治疗计划时，用户参照CT图像来指定照射放射线的区域（以下，称为照射区域）、不能照射放射线的区域（称为非照射区域）。以下，对照射区域与非照射区域的指定处理进行说明。
治疗计划装置4的显示部46显示与全部能量区域相关的CT图像。该CT图像具有与基于电流积分模式的CT图像相同的性质。用户观察与该全部能量区域相关的CT图像，经由操作部45指定照射区域或者指定非照射区域。在CT图像中，钙分量与周围的组织相比较CT值高出很多，因此，钙分量的周围的组织的CT值也会变高。因此，一般而言，钙分量的周围的画质劣化。从而，包含钙分量的、在与全部能量区域相关的CT图像中指定的照射区域、非照射区域受到钙分量的影响而位置精度不好。为了提高位置精度，显示部46显示与用户指定的物质相关的CT图像。例如，显示部46显示造影剂图像、水图像、其他分量图像等。另外，显示部46也可以显示与全部能量区域相关的CT图像与钙图像的差分图像等。造影剂图像、水图像、其他分 量图像、差分图像不包含钙分量，因此，不存在由钙分量造成的画质劣化。用户一边观察这些图像一边调整照射区域或非照射区域。由此，能够进一步提高照射区域、非照射区域的位置精度。
[效果]
如上述说明的那样，第1实施方式所涉及的放射线治疗系统1具有X射线产生部19、X射线检测部21、提取部34、重建部36以及治疗计划部44。X射线产生部19产生X射线光子。X射线检测部21以光子计数模式检测从X射线产生部19产生并透过了被检体P的X射线光子。提取部34从来自X射线检测部21的收集数据中，利用为了特定的能量区域而预先设定的阈值来提取出与属于特定的能量区域的X射线光子相关的特定的收集数据。重建部36根据特定的收集数据，重建表现与该特定的能量区域对应的物质的CT值的空间分布的医用图像的数据。治疗计划部44利用医用图像的数据来确定与被检体P的放射线治疗相关的治疗参数。
根据该结构，第1实施方式所涉及的放射线治疗系统1通过使用光子计数型的X射线检测部21，从而能够进一步计算出定量性高的CT值，能够生成表现该定量性优良的CT值的空间分布的CT图像的数据。第1实施方式所涉及的放射线治疗系统1将该CT图像用于治疗计划，因此，能够制定精度更高的治疗计划。另外，通过提高CT值的定量性，从而能够制定与个人的体内组成对应的详细的治疗计划，能够实现特制的放射线治疗。
这样，根据第1实施方式，能够提高治疗计划的精度，进而提高放射线治疗的精度。
（第2实施方式）
图12是表示第2实施方式所涉及的放射线治疗装置100的网络结构的图。如图12所示，放射线治疗装置100经由网络与治疗计划用X射线CT（computed tomography）装置100和治疗计划装置300连接。放射线治疗装置1、治疗计划用X射线CT装置200以及治疗计划装置300构成放射线治疗系统400。
治疗计划用X射线CT装置200是设置于医院的CT摄影室等的X射线CT装置。治疗计划用X射线CT装置200在治疗计划阶段中对被检体进行CT扫描，收集·计算治疗计划所利用的基础数据。作为主要的基础数据，例如，能够列举出表现与被检体相关的CT值的空间分布的CT图像的数据。以下，将由治疗计划用X射线CT装置200生成的CT图像称为治疗计划用CT图像。治疗计划用CT图像是与包含基于放射线治疗的治疗部位的摄像部位相关的体数据。
治疗计划装置300是被设置于放射线治疗的控制室等的计算机装置。治疗计划装置300根据来自治疗计划用X射线CT装置200的治疗计划用CT图像的数据来确定治疗参数。作为主要的治疗参数，例如，能够列举出剂量分布、靶体积、照射条件等。作为照射条件，能够列举出治疗放射线的辐射线质、照射角度、照射能量、治疗照射野等。另外，治疗计划装置300也可以设置在控制室以外的其它的场所。
放射线治疗装置100按照来自治疗计划装置300的治疗参数利用放射线对被检体进行治疗。放射线是X射线、电子射线、中子射线、质子射线、重粒子射线等。另外，在第2实施方式中，设放射线治疗用的放射线是MV级的高能量X射线。
图13是表示放射线治疗装置100的结构的图。如图13所示，放射线治疗装置100具有治疗架台10-2、床40-2以及控制台60-2。治疗架台10-2和床40-2被设置在放射线治疗室中。控制台60-2典型的情况是被设置在放射线治疗的控制室中。参照图13以及图14对治疗架台10-2和床40-2的结构进行说明。另外，图14是示意地示出治疗架台10-2以及床40-2的外观的图。
如图13和图14所示，治疗架台10-2装备有由用于对治疗照射野照射放射线治疗用X射线的治疗用X射线照射系统、和用于照射治疗照射野的观察用的X射线的观察用X射线照射系统构成的2个系统的X射线照射系统。
治疗架台10-2搭载有旋转架11-2。在旋转架11-2上安装有治疗用X射线照射系统的X射线管（以下，称为治疗用X射线管）12-2 以及X射线检测器（以下，称为治疗用检测器）13-2、和观察用X射线照射系统的X射线管（以下，称为观察用X射线管）14-2以及X射线检测器（以下，称为观察用检测器）15-2。治疗用X射线管12-2与治疗用检测器13-2以隔着旋转轴Z对置的方式安装于旋转架11-2。观察用X射线管14-2与观察用检测器15-2也以隔着旋转轴Z对置的方式安装于旋转架11-2。旋转架11-2将治疗用X射线管12-2、治疗用检测器13-2、观察用X射线管14-2、以及观察用检测器15-2可旋转地支承在旋转轴Z周围。在此，治疗用X射线管12-2、治疗用检测器13-2、观察用X射线管14-2、以及观察用检测器15-2以连结治疗用X射线管12-2的X射线焦点和治疗用检测器13-2的检测面中心的轴R1、和连结观察用X射线管14-2的X射线焦点与观察用检测器15-2的检测面中心的轴R2大致正交的方式安装于旋转架11-2。旋转架11-2接受来自旋转驱动部16-2的驱动信号的供给而围绕旋转轴Z旋转。旋转驱动部16-2按照来自控制台60-2内的架台控制部65-2的控制信号向旋转架11-2供给驱动信号。
治疗用X射线管12-2接受来自高电压发生部17-2的高电压的施加，产生用于放射线治疗的MV（兆伏）级的高能量X射线。高电压发生部17-2按照来自架台控制部65-2的控制信号向治疗用X射线管12-2施加高电压。在治疗用X射线管12-2的照射口部分安装有光阑机构18-2。光阑机构18-2搭载有用于再现由治疗计划装置300计算出的剂量分布和照射野的多叶准直仪。光阑机构18-2接受来自光阑驱动部19-2的驱动信号的供给，使多叶准直仪工作。光阑驱动部19-2向光阑机构19-2供给与来自架台控制部65-2的控制信号对应的驱动信号。
治疗用检测器13-2是光子计数模式用的X射线检测器。治疗用检测器13-2具有排列成二维状的多个检测元件。各检测元件检测来自治疗用X射线管12-2的X射线光子，产生与检测到的X射线光子的能量对应的个数的电脉冲。检测元件适当地选择具有适合光子计数模式的物理性质的检测元件即可。治疗用检测器13-2可以是半导体检测 器，也可以是闪烁体型检测器。治疗用检测器13-2连接于光子计数型的数据收集部20-2。另外，治疗用检测器13-2可开闭地被支承在旋转架11-2。当不进行基于治疗用X射线的图像观察时，治疗用检测器13-2折叠，当进行基于治疗用X射线的图像观察时，治疗用检测器13-2打开。治疗用检测器13-2与数据收集部20-2电连接。
在治疗用检测器13-2的治疗用X射线管侧，安装有X射线检测器用准直仪21-2。准直仪21-2关于通道方向与列方向的两方向将X射线遮蔽板组成格子状。准直仪21-2将治疗用检测器13-2所包含的多个检测元件单独地光学性地分离，通过限制向检测元件的X射线光子的入射方向来除去散射射线，提高基于检测元件的初次射线的检测能力。另外，准直仪21-2也可以由只沿着通道方向与列方向的某一方而排列的X射线遮蔽板构成。
观察用X射线管14-2接受来自高电压发生部22-2的高电压的施加，产生用于图像观察的kV（千伏）级的X射线。高电压发生部22-2按照来自架台控制部65-2的控制信号向观察用X射线管14-2施加高电压。在观察用X射线管14-2的照射口部分安装有光阑机构23-2。光阑机构23-2具有用于限制来自观察用X射线管14-2的X射线的立体角的多个光阑叶片。光阑机构23-2接受来自光阑驱动部24-2的驱动信号的供给而移动多个光阑叶片。光阑驱动部24-2向光阑机构23-2供给与来自架台控制部65-2的控制信号对应的驱动信号。
观察用检测器15-2是光子计数模式用的X射线检测器。观察用检测器15-2具有二维状地排列的多个检测元件。各检测元件检测来自观察用X射线管14-2的X射线光子，产生与所检测到的X射线光子的能量对应的个数的电脉冲。观察用检测器15-2可以是半导体检测器，也可以是闪烁体型检测器。观察用检测器15-2与数据收集部20-2电连接。另外，在观察用检测器15-2的观察用X射线管侧，安装有具有与准直仪21-2大致相同的构造的准直仪25-2。
数据收集部20-2被治疗用检测器13-2和观察用检测器15-2共用。数据收集部20-2按照基于架台控制部65-2的控制，以光子计数模式 来收集来自治疗用检测器13-2以及观察用检测器15-2的电脉冲，根据电脉冲来生成收集数据。数据收集部20-2具有将每个事件的能量值与检测元件坐标建立关联并暂时存储的存储装置。收集数据包含有该每个事件的能量值和检测元件坐标的数据。另外，检测元件坐标由检测元件的通道编号和列编号来规定。收集数据例如通过搭载于治疗架台10-2的传送部（未图示）向控制台60传送。
床40-2具有顶板41-2。顶板41-2构成为能够载置被检体P。顶板41-2被顶板支承机构43-2支承为在通过x轴、y轴、以及z轴规定的三维空间中移动自由。床驱动部45-2为了按照来自架台控制部65-2的控制信号使顶板41-2移动，而向顶板支承机构43-2供给驱动信号。
接着，参照图13，针对控制台60-2的结构进行说明。控制台60-2以系统控制部61-2为中枢，具有存储部62-2、显示部63-2、操作部64-2、架台控制部65-2、提取部66-2、图像生成部67-2、图像处理部68-2、位置偏移计算部69-2以及判定部70-2。
存储部62-2存储来自数据收集部20-2的收集数据。另外，存储部62-2存储由后述的图像生成部67-2生成的医用图像的数据。另外，存储部62-2存储由治疗计划用X射线CT装置200预先生成的治疗计划用CT图像的数据、来自治疗计划装置300的治疗参数。
显示部63-2将各种医用图像、治疗参数显示在显示设备上。作为显示设备，例如，能够适当地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器、等离子显示器等。
操作部64-2经由输入设备接受来自用户的各种指令、信息输入。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、开关等。
架台控制部65-2为了执行放射线治疗，同步地控制旋转驱动部16-2、高电压发生部17-2、以及光阑驱动部19-2。具体而言，架台控制部65-2控制旋转驱动部16-2，以使得将治疗用X射线管12-2配置成与照射角度对应的旋转角度，并控制高电压发生部17-2，以使得从治疗用X射线管12-2产生具有与照射能量对应的强度的X射线，控制光阑驱动部19-2，以使得为了再现剂量分布与照射野而使光阑机构 18-2工作。
架台控制部65-2除了用于放射线治疗的控制之外，还能够执行用于医用图像摄影的控制。作为用于医用图像摄影的模式，大致划分的话存在X射线摄影模式和CT摄影模式。当是X射线摄影模式时，存在基于治疗用X射线的X射线摄影模式、和基于观察用X射线的X射线摄影模式。当是基于治疗用X射线的X射线摄影模式时，架台控制部65-2控制数据收集部20-2，以使得生成来自治疗用X射线的收集数据。当是基于观察用X射线的X射线摄影模式时，架台控制部65-2同步地控制高电压发生部22-2、光阑驱动部24-2以及数据收集部20-2。具体而言，架台控制部65-2控制高电压发生部22-2，以使得从观察用X射线管14-2产生kV级的X射线，控制光阑驱动部24-2，以使得将观察用X射线限制为规定的立体角，控制数据收集部20-2，以使得产生来自观察用X射线的收集数据。架台控制部65-2也可以控制旋转驱动部16-2，以使得将观察用X射线管14-2配置在规定的旋转角度。基于治疗用X射线的X射线摄影模式可以在放射线治疗中同时执行，也可以在放射线治疗前执行。当是CT摄影模式时，架台控制部65-2同步地控制旋转驱动部16-2、高电压发生部22-2以及数据收集部20-2。具体而言，架台控制部65-2控制旋转驱动部16-2，以使得以规定的角速度旋转观察用X射线管14-2，控制高电压发生部22-2，以使得从观察用X射线管14-2同步地产生kV级的X射线，控制数据收集部20-2，以使得与X射线的辐射周期同步地针对每个视角产生收集数据。
提取部66-2从存储于存储部62-2的收集数据中，提取出与图像化对象所属的能量区域相关的收集数据。能量区域由预先设定的能量阈值来规定。以下，将提取处理前的收集数据称为原始的收集数据。例如，图像化对象所属的能量区域是除噪声分量以外所属的能量区域（非噪声能量区域）。此时，图像化对象与X射线所通过的全部物质对应，典型的情况是与被检体对应。噪声分量是与X射线检测器的电路噪声、散射射线等初次射线以外的事件相关的能量分量。即，当图 像化对象所属的能量区域是非噪声能量区域时，提取除去了噪声分量的收集数据。另外，图像化对象所属的能量区域也可以是特定的物质的K吸收端所属于的能量区域。此时，图像化对象与被检体所包含的物质中的特定的物质对应。另外，具体而言，特定的物质被分类为水、钙、造影剂以及除水、钙、造影剂以外的4种。图像化对象能够由用户经由操作部64-2任意地设定。
图像生成部67-2根据由提取部66-2提取出的收集数据生成与图像化对象相关的医用图像的数据。所生成的医用图像来自从单一的照射角度由观察用X射线管14-2照射的一次的X射线。当是X射线摄影模式时，图像生成部67-2根据提取后的收集数据，生成表示限定于图像化对象的X射线透射图像的X射线图像的数据。以下，为了与使用电流积分模式得到的X射线图像进行区别，将使用光子计数模式得到的X射线图像称为PC_X射线图像。当是CT摄影模式时，图像生成部67-2根据提取后的收集数据，生成表现限定于图像化对象的CT值的空间分布的CT图像的数据。以下，为了与使用电流积分模式得到的CT图像进行区别，将使用光子计数模式得到的CT图像称为PC_CT图像。另外，图像生成处理的输入数据并不只限定于提取后的收集数据，也可以是原始的收集数据。
图像处理部68-2对PC_X射线图像、PC_CT图像、治疗计划用CT图像实施各种图像处理。例如，图像处理部68-2对PC_CT图像实施三维图像处理。作为三维图像处理，能够列举出像素值投影处理、体绘制、剖面转换处理（MPR）等。
位置偏移计算部69-2计算与放射线治疗中的被检体的体动量相关的指标值（以下，称为位置偏移指标值）。具体而言，作为位置偏移指标值，位置偏移计算部69-2计算由图像生成部67-2生成的医用图像所包含的基准区域的空间上的移动量。只要是能够从医用图像中高精度地提取出的像素区域，则基准区域也可以是任何部位。作为基准区域，例如，能够列举出与造影剂对应的像素区域（以下，称为造影剂区域）、与钙对应的像素区域（以下，称为钙区域）、与标记对 应的像素区域（以下，称为标记区域）等。
判定部70-2判定位置偏移指标值是否包含于预先设定的容许范围。当位置偏移指标值包含于容许范围时，继续执行放射线治疗。当位置偏移指标值不包含于容许范围时，通过架台控制部65-2，停止治疗用X射线的照射。
以上，结束与放射线治疗装置100的结构相关的说明。另外，在上述的说明中，设本实施方式所涉及的放射线治疗装置100具备功能以及构造上分离的数据收集部20-2和提取部66-2。然而，本实施方式并不限定于此。例如，放射线治疗装置100也可以在数据收集部20-2中搭载提取部66-2的功能。
在此，综合数据收集部20-2和提取部66-2而称为计数处理部。在第2实施方式中，计数处理部也可以根据来自治疗用检测器13-2以及观察用检测器15-2的电脉冲，求得预先设定的能量范围所包含的计数数据的结构。这样预先设定的能量范围与上述那样的图像化对象所属于的能量区域对应。如上所述，本实施方式所涉及的计数处理部的一个例子是由治疗架台10-2产生所有的事件的收集数据（计数数据），由控制台60-2存储全部事件的收集数据，由控制台60-2从所存储的全部事件的收集数据中提取图像化对象所属的能量区域所包含的收集数据。另外，作为第2实施方式所涉及的计数处理部的其它的方式，也可以在治疗架台10-2中提取来自治疗用检测器13-2以及观察用检测器15-2的电脉冲中的、图像化对象所属的能量区域所包含的电脉冲，限定于所提取出的电脉冲而产生收集数据。
在上述的说明中，设本实施方式所涉及的计数数据是包含事件的能量值与检测元件坐标的数字数据。然而，本实施方式并不限定于此。例如，计数数据也可以是包含事件的计数值与检测元件坐标的数字数据。
另外，为了具体地进行以下的说明，如图13所示，设本实施方式所涉及的计数处理部由功能以及构造上分离的数据收集部20-2和提取部66-2构成。
这样，放射线治疗装置100装备有由光子计数型的X射线检测器13-2、15-2以及数据收集部20-2构成的数据收集系统。放射线治疗装置100将医用图像用于利用了位置偏移指标值的放射线治疗的自动停止功能中，该医用图像是基于在光子计数模式下收集到的收集数据的图像。
以下，对在系统控制部61-2的控制下进行的放射线治疗自动停止处理的动作例进行说明。另外，在以下的动作例中，设在位置偏移指标值的计算过程中使用的基准区域是与和药剂结合的造影剂对应的造影剂区域，其中该药剂具有在肿瘤或治疗照射野内的组织集聚的性质。造影剂也可以是将碘、溴、氟等任何成分作为主成分的造影剂。为了具体进行以下的说明，设与造影剂结合的药剂具有集聚在肿瘤的性质。
图15是表示在系统控制部61-2的控制下进行的放射线治疗的典型的流程的图。用户在开始放射线治疗之前，对被检体P投放造影剂。被投放给被检体的造影剂随着时间的经过，开始在治疗对象的肿瘤处集聚。如果用户准备好放射线治疗，则经由操作部64-2输入放射线治疗的开始指示。
如图15所示，系统控制部61-2以由用户经由操作部64-2进行了放射线治疗的开始指示为契机，使架台控制部65-2开始放射线治疗（步骤S1）。在步骤S1中，架台控制部65-2为了执行放射线治疗，同步地控制旋转驱动部16-2、高电压发生部17-2以及光阑驱动部19-2。具体而言，架台控制部65-2控制旋转驱动部16-2，以使得将治疗用X射线管12-2配置成与照射角度对应的旋转角度，控制光阑驱动部19-2，以使得为了再现剂量分布和照射野而使多叶准直仪工作。并且。如果准备好治疗用X射线的照射，则架台控制部65-2根据照射能量而控制高电压发生部17-2，从治疗用X射线管12-2向被检体P的治疗照射野照射治疗用X射线。
如果开始放射线治疗，则系统控制部61-2为了进行位置偏移检测而使架台控制部65-2开始X射线摄影模式（步骤S2）。在步骤S2中，架台控制部65-2为了得到PC_X射线图像，同步地控制高电压发生部 22-2、光阑驱动部24-2以及数据收集部20-2。具体而言，架台控制部65-2控制光阑机构24-2，将治疗用X射线限制为规定的立体角。如果准备好治疗用X射线的照射，则架台控制部65-2控制高电压发生部22-2，从观察用X射线管14-2辐射观察用X射线。观察用X射线既可以间歇式地重复辐射，也可以连续地辐射。并且，架台控制部65-2控制数据收集部20-2，以使得与X射线的辐射时间同步地生成来自观察用X射线的收集数据。收集数据被传送给控制台60-2，并保存在存储部62-2中。
如果进行步骤S2，则系统控制部61-2使提取部66-2执行提取处理（步骤S3）。在步骤S3中，提取部66-2从步骤S2中收集到的收集数据中提取出属于非噪声能量区域的数据。以下，详细地说明基于提取部66-2的提取处理。
图16是表示由观察用检测器15-2检测到的事件的检测能量的计数数分布的图。图16的曲线图将纵轴规定为计数数，将横轴规定为能量[keV]。如图16所示，各事件的检测能量分布于最小值Emin到最大值Emax的范围内。在能量Eth1以下的低能量区域中，包含由观察用检测器15-2的电路噪声、观察用X射线的散射射线等造成的能量。在能量Eth2以上的高能量区域中，包含治疗用X射线的散射射线的能量。以下，将Eth1以下的低能量区域称为低噪声能量区域，将Eth1以上Eth2以下的能量区域称为非噪声能量区域，将Eth2以上的能量区域称为高噪声能量区域。这样，在观察用检测器15-2的收集数据中，混入与基于电路噪声、观察用X射线的散射射线、治疗用X射线的散射射线等的事件相关的数据。
如上所述，提取部34-2利用预先设定的阈值Eth1以及Eth2，从由数据收集部20-2生成的收集数据中提取出与非噪声能量区域相关的收集数据。阈值Eth1被设定为能够辨别低噪声能量与非噪声能量的能量值。阈值Eth2被设定为能够辨别非噪声能量与高噪声能量的能量值。合适的阈值Eth1以及Eth2根据观察用检测器15-2的能量分辨率、入射X射线的通量、以及入射X射线的能量分布来确定。当是半导体 检测器时，能量分辨率与产生电子·空穴对所需的能量对应，当是闪烁体型检测器时，能量分辨率与产生光子所需的能量对应。能量分辨率利用在摄影前预先测量到的值即可。入射X射线的通量与能量分布通过在观察用X射线管14-2与观察用检测器15-2之间未配置被检体P等物体的状态下，由数据收集部20-2执行光子计数来测量。接着，根据观察用检测器15-2的能量分辨率、入射X射线的通量、以及入射X射线的能量分布，由提取部66-2来计算峰值能量与窗口范围。根据这些峰值能量与窗口范围，由提取部66-2来确定阈值Eth1以及Eth2。
图17是用于说明基于提取部66-2的能量阈值的确定方法的图，是示意地示出X射线光子的能谱的图。来自观察用X射线管15-2的观察用X射线的峰值能量根据入射X射线的通量与入射X射线的能量分布来计算。在图17中，设峰值能量为140keV。窗口范围具有在其中心具有峰值能量值、且与能量分辨率对应的能宽。窗口范围的能宽例如被设定为与FWHM（半值宽度：full width at half maximum）或者FWTM（1/10值宽度：full width at tenthmaximum）等能量分辨率对应的宽度。窗口范围的能宽并不只限定于FWHM和FWTM，还能够设定为与能量分辨率对应的任意的值。另外，能量分辨率越高则窗口范围的能宽变得越窄即可。如果确定窗口范围，则提取部66-2将阈值Eth1以及Eth2设定为与该窗口范围对应的能量值。例如，将阈值Eth1设定为窗口范围的下限，将阈值Eth2设定为窗口范围的上限即可。另外，阈值Eth1以及Eth2也可以设定为由用户经由操作部64-2指定的任意的值。
如果进行步骤S3，则系统控制部61-2使图像生成部67-2进行图像生成处理（步骤S4）。在步骤S4中，图像生成部67-2根据在步骤S3中提取出的收集数据生成PC_X射线图像的数据。
具体而言，首先，图像生成部67-2读入在步骤S3中提取出的收集数据，针对每个检测元件坐标（即，检测元件）对事件数按照能量值分开进行计数。接着，图像生成部67-2执行计数数的能量积分。具体而言，图像生成部67-2涵盖从阈值Eth1到阈值Eth2的区间对计数数Count（E）进行积分。积分值不包含基于电路噪声、观察用X射线的散射射线、治疗用X射线的散射射线等噪声的能量，与检测到的一次射线的X射线强度（光子能量×光子数）对应。换而言之，积分值严格地与X射线通路上的全部物质的吸收系数对应。图像生成部67-2通过对与各检测元件对应的像素分配积分值，来产生PC_X射线图像的数据。该PC_X射线图像只基于属于非噪声能量区域的收集数据，因此，不包含噪声。从而，该PC_X射线图像与通过电流积分模式得到的X射线图像相比较，低噪声且具有高对比度。另外，PC_X射线图像除了与被检体P相关的像素区域（以下，称为被检体区域）之外，还包含有造影剂区域。
另外，对PC_X射线图像的像素分配的参数并不只限定于积分值。例如，图像生成部67-2也可以针对每个检测元件对事件数进行计数，并将该计数数分配给像素。
如果进行步骤S4，则系统控制部61-2使位置偏移计算部69-2进行位置偏移指标值的计算处理（步骤S5）。在步骤S5中，位置偏移计算部69-2为了评价针对治疗计划的放射线治疗时的被检体的位置偏移量，计算PC_X射线图像所包含的造影剂区域的移动量。该移动量作为位置偏移指标值来利用。例如，移动量由现在生成的PC_X射线图像与比较对象的PC_X射线图像之间的造影剂区域的基准点间的距离来规定。比较对象的PC_X射线图像例如是上一次生成的PC_X射线图像、通过第一次的治疗用X射线的辐射而生成的PC_X射线图像等过去生成的PC_X射线图像。造影剂区域的基准点例如被设定为造影剂区域的中心点、重心点、端点等即可。另外，位置偏移指标值并不只限定于造影剂区域的移动量。例如，也可以将现在的PC_X射线图像与过去的PC_X射线图像的差分图像的像素数、像素值的统计值等作为位置偏移指标值来使用。作为统计值，可以是最大值、平均值等。
当计算位置偏移指标值时，也可以不使用与被检体相关的PC_X射线图像，而使用限定为造影剂的PC_X射线图像。限定为造影剂的 PC_X射线图像例如如以下那样地生成。首先，由提取部66-2从原始的收集数据中提取出与造影剂的K吸收端所属的能量区域相关的数据。造影剂的K吸收端所属的能量区域例如被设定为以造影剂的K吸收端的能量值为中心的上述的窗口范围即可。根据与造影剂的K吸收端所属的能量区域相关的收集数据，由图像生成部67-2生成限定为造影剂的PC_X射线图像。限定为造影剂的PC_X射线图像只包含有造影剂区域。位置偏移计算部69-2通过利用限定为造影剂的PC_X射线图像，从而能够更准确地计算移动量。
另外，位置偏移指标值并不限定于现在的PC_X射线图像与过去的PC_X射线图像之间的造影剂区域的基准点间的距离（移动量）。也可以只利用现在的PC_X射线图像来计算位置偏移指标值。例如，位置偏移指标值也可以由从PC_X射线图像内的定点到造影剂区域的基准点的距离来规定。PC_X射线图像内的定点被设定为PC_X射线图像的中心点、端点等即可。另外，作为其它的位置偏移指标值，也可以使用PC_X射线图像所包含的水区域、骨区域、以及造影剂区域的比率。位置偏移指标值的种类能够由用户经由操作部64-2任意地设定。
如果进行步骤S5，则系统控制部61-2使判定部70-2进行判定处理（步骤S6）。在步骤S6中，判定部70-2判定在步骤S5中计算出的位置偏移指标值是否是预先设定的阈值以下。阈值由用户经由操作部64-2设定为任意的值即可。
当判定为位置偏移指标值是阈值以下时（步骤S6：“是”），系统控制部61-2判定是否满足放射线治疗的结束条件（步骤S7）。例如，系统控制部61-2测量从放射线治疗的开始时刻起的投放剂量、经过时间。当判定为测量到的投放剂量、经过时间等没有超过阈值时（步骤S7：“否”），系统控制部61-2使架台控制部65-2继续进行放射线治疗，为了更新位置偏移指标值，再次进入步骤S2。如果返回步骤S2，则再次从治疗用X射线管辐射治疗用X射线。并且，同样地，重复进行步骤S2～步骤S7，在步骤S6中重复判定更新后的位置偏移指标值是否是阈值以下。在位置偏移指标值停留在阈值以下且不满足放射线治疗的结束条件的期间，重复进行步骤S2→S3→S4→S5→S6→S7→S2的循环。并且，当判定为满足了放射线治疗的结束条件时（步骤S7：“是”），系统控制部61-2使架台控制部65-2结束放射线治疗。
另一方面，在满足放射线治疗的结束条件之前，当判定为位置偏移指标值大于阈值时（步骤S6：“否”），系统控制部61-2使架台控制部65-2进行治疗用放射线的停止处理（步骤S8）。在步骤S8中，架台控制部65-2控制高电压发生部17-2，停止治疗用X射线的照射。在停止治疗用X射线的照射之后，只要没有由用户经由操作部64-2发出的重新开始指示，就继续停止治疗用X射线的照射。
步骤S7：如果为“是”或者进行步骤S8，则系统控制部61-2结束放射线治疗。
通过放射线治疗的自动停止功能，放射线治疗装置100通过在被检体的位置偏移超过了容许范围时立即停止放射线治疗，从而能够进行局限于治疗照射部位的放射线治疗。由此，提高放射线治疗的安全性以及精度。另外，放射线治疗装置100从通过光子计数模式得到的收集数据中提取出非噪声收集数据，利用基于该非噪声收集数据的PC_X射线图像来计算位置偏移指标值。本实施方式所涉及的PC_X射线图像与通过电流积分模式得到的X射线图像相比较，由于高精度地除去各种噪声分量，因此，低噪声且高对比度。另一方面，基于电流积分模式的X射线图像不能够除去电路噪声，因此，包含大量的噪声分量。结果，本实施方式所涉及的位置偏移指标值与电流积分模式相比较是高精度的。
接着，对第2实施方式所涉及的放射线治疗装置100的应用例进行说明。另外，在以下的说明中，针对具有与本实施方式大致相同的功能的构成要素，添加同一符号，并只在必要时进行重复说明。
[应用例1]
设当被检体的位置偏移超过了容许范围时，放射线治疗装置100自动地停止放射线治疗。应用例1所涉及的放射线治疗装置100根据 被检体的活动，典型的情况是根据造影剂区域的活动自动地切换治疗用X射线的ON与OFF。
图18是表示与应用例1所涉及的治疗用X射线的辐射相关的时序图的图。图18的（a）表示由位置偏移计算部69-2计算出的位置偏移指标值的时间变化，图18的（b）表示治疗用X射线的ON/OFF的切换定时。如图18的（a）所示，位置偏移指标值由于被检体的体动有时超过阈值Th有时低于阈值Th。判定部70-2实时地监视位置偏移指标值，检测超过阈值Th的定时和低于阈值Th的定时。架台控制部65-2以位置偏移指标值超过阈值Th的情况为契机，控制高电压发生部17-2，使得停止治疗用X射线的照射。另外，架台控制部65-2以位置偏移指标值低于阈值Th为契机，控制高电压发生部17-2，使得开始治疗用X射线的照射。
这样，应用例1所涉及的放射线治疗装置100能够根据被检体的活动自动地切换治疗用X射线的ON与OFF。从而，当位置偏移返回到容许范围时，能够在没有用户的指示的情况下重新开始放射线治疗，因此，能够削减用户的与放射线治疗相关的劳动或治疗时间。
[应用例2]
设放射线治疗装置100是主要在观察用X射线照射系统中产生PC_X射线图像的装置。应用例2所涉及的放射线治疗装置100除了在观察用X射线照射系统中之外，在治疗用X射线照射系统中也产生PC_X射线图像。使用基于两个X射线照射系统的PC_X射线图像来监视治疗中的治疗部位。
当通过两个X射线照射系统同时照射·检测X射线光子时，对数据收集部20-2供给来自治疗用检测器13-2的电脉冲和来自观察用检测器15-2的电脉冲。提取部66-2能够利用治疗用X射线与观察用X射线的能量显著不同的情况，来辨别来自治疗用X射线的事件和来自观察用X射线的事件。提取部66-2利用能够辨别来自治疗用X射线的事件和来自观察用X射线的事件的能量阈值，从来自治疗用检测器13-2的收集数据中提取出与非噪声能量区域相关的数据，从来自观察 用检测器15-2的收集数据中提取出与非噪声能量区域相关的数据。并且，图像生成部67-2根据来自治疗用检测器13-2的提取后的收集数据来生成PC_X射线图像的数据。另外，图像生成部67-2根据来自观察用检测器15-2的提取后的收集数据来生成PC_X射线图像的数据。
与治疗用X射线相关的PC_X射线图像和与观察用X射线相关的PC_X射线图像排列显示于显示部63-2。由此，用户能够一边执行放射线治疗，一边同时在与治疗用X射线照射系统相关的PC_X射线图像和与观察用X射线照射系统相关的PC_X射线图像中实时地观察脏器等治疗部位的活动。从而，应用例2所涉及的放射线治疗装置100能够提高放射线治疗的精度。
[应用例3]
如应用例2所述的那样，为了观察治疗中的治疗照射野内，有时同时照射治疗用X射线和观察用X射线。通过相互正交的不同的X射线的相互作用产生大量的散射射线。散射射线不仅降低画质，还降低基于光子计数型的数据收集系统的一次射线的计数能力。应用例3所涉及的放射线治疗装置100为了减少入射至X射线检测器13-2，15-2的散射射线的数量，装备有具备特有的构造的准直仪21-2，25-2。以下，对应用例3所涉及的准直仪进行说明。另外，应用例3所涉及的准直仪21-2，25-2既可以安装于治疗用检测器13-2和观察用检测器15-2的双方，也可以安装于观察用检测器15-2和治疗用检测器13-2的任何一方。但是，设被安装在治疗用检测器13-2的准直仪21-2与被安装在观察用检测器15-2的准直仪25-2具有相同的构造。
图19是示意地示出与通道方向相关的准直仪21-2，25-2的构造的图，图20是示意地示出与列方向相关的准直仪21-2，25-2的构造的图，图21是准直仪21-2，25-2的俯视图。如图19、图20以及图21所示，准直仪21-2，25-2具有关于通道方向和列方向的两个方向组成格子状的X射线遮蔽板81-2。X射线遮蔽板81-2例如以铝、钼、钨等具有X射线遮蔽性的金属为材料而形成。X射线（射线）通过被X射线遮蔽板81-2包围的开口83-2，到达检测元件。
X射线遮蔽板81-2以X射线焦点Fo为中心放射状地排列。由此，X射线遮蔽板81-2将所有的开口83-2瞄准X射线焦点Fo，与入射至各开口83-2的射线平行。即，伴随着从轴R1、R2沿着通道方向以及列方向分离，与轴R1，R2所成的角度变大。通过排列这样的X射线遮蔽板81-2，从而能够大幅度地减少入射至各检测元件的散射射线。
从而，应用例3所涉及的准直仪21-2，25-2具有即使在同时照射治疗用X射线与观察用X射线的情况下，也能够减少相互的X射线的相互作用的影响的入射构造。由此提高S/N。另外，通过准直仪21-2，25-2，散射射线入射事件减少，因此能够提高基于数据收集部20-2的一次射线入射事件的计数能力。
另外，准直仪21-2，25-2也可以由只沿着通道方向和列方向的某一方排列的X射线遮蔽板来构成。
[应用例4]
如上所述，放射线治疗装置100通过一边使旋转架11-2旋转一边由观察用X射线照射系统进行数据收集，从而能够重建治疗照射野内的三维的PC_CT图像（体数据）。然而，治疗架台10-2的旋转架11-2的旋转速度是1rpm左右，比X射线CT装置的旋转架的旋转速度慢，数据收集时间长。从而，由于被检体的体动、旋转方向等易于使画质降低。应用例4所涉及的放射线治疗装置200按照断层合成（tomosynthesis）摄影的原理一边同步地移动观察用X射线管12-2和观察用检测器13-2一边进行数据收集，生成断层合成图像（体数据）。以下，对应用例4所涉及的放射线治疗装置200进行说明。
图22是表示应用例4所涉及的放射线治疗装置200的结构的图。如图22所示，治疗架台10-2还具有观察用X射线管支承机构26-2、观察用X射线管支承机构驱动部27-2、观察用检测器支承机构28-2、以及观察用检测器支承机构驱动部29-2。支承机构26-2被安装于旋转架11-2。支承机构26-2将观察用X射线管14-2支承为可沿着规定的圆周轨道（X射线管旋转轨道）旋转移动。支承机构驱动部27-2按照来自架台控制部65-2的控制信号使观察用X射线管14-2沿着X射线 管旋转轨道移动。支承机构28-2被安装于旋转架11-2。支承机构28-2将观察用X射线检测器15-2支承为可沿着规定的圆周轨道（X射线检测器旋转轨道）旋转移动。支承机构驱动部29-2按照来自架台控制部65-2的控制信号使观察用检测器15-2沿着X射线检测器旋转轨道移动。架台控制部65-2同步地控制支承机构驱动部27-2和支承机构驱动部29-2，以使得为了进行断层合成摄影而使观察用X射线管14-2和观察用检测器15-2联动地在各圆周轨道上移动。
图23是用于说明在应用例4所涉及的架台控制部65-2的控制下进行的、断层合成摄影中的观察用X射线管14-2和观察用检测器15-2的联动移动的图。在此，规定与将治疗用X射线管12-2的X射线焦点与治疗用检测器13-2的检测面中心连结起来的轴R1正交的旋转中心轴RA。当是通常的X射线摄影模式时，连结观察用X射线管14-2的X射线焦点与观察用检测器15-2的检测面中心的轴R2与旋转中心轴RA一致。X射线管旋转轨道OT的中心点与X射线检测器旋转轨道OD的中心点位于旋转中心轴RA上。
在断层合成摄影中，在旋转中心轴RA的周围沿着X射线管旋转轨道OT移动观察用X射线管14-2，与该观察用X射线管14-2的移动同步，在旋转中心轴RA的周围沿着X射线检测器旋转轨道OD移动观察用检测器。此时，轴R1与轴R2的交点IP在空间上被固定。即使在观察用X射线管14与观察用检测器15的旋转移动中也维持观察用X射线管14-2与观察用检测器15-2的隔着交点Ip的对置关系。
在观察用X射线管14-2与观察用检测器15-2的旋转移动中，架台控制部65-2控制高电压发生部22-2和数据收集部20-2，以旋转中心轴RA周围的多个照射角度进行X射线摄影。图像生成部67-2根据分别与多个照射角度对应的多个PC_X射线图像重建断层合成图像数据（体数据）。作为断层合成中的图像重建法，例如，使用基于位移相加法的断层重建法、基于FBP（filtered back projection：滤波反投影）法的断层重建法等既存的段策重建法即可。
这样，根据应用例4，不旋转旋转架11-2就能够备齐作为体数据 的断层合成图像的图像重建所需的数据。从而，应用例4所涉及的放射线治疗装置200即使在放射线治疗中，也能够实时地生成体数据。
在应用例4中，位置偏移计算部69-2也可以利用断层合成图像，来计算在本实施方式所涉及的放射线治疗的自动停止功能中利用的位置偏移指标值。此时，位置偏移指标值使用断层合成图像与治疗计划CT图像的解剖学上的基准区域彼此的配准信息即可。具体而言，配准信息是基于考虑了变形的配准技术（可变形的配准技术）的基准区域彼此的变形以及扭曲值。作为基准区域，例如，能够列举出造影剂区域、骨区域、标记区域、脏器区域、治疗区域等。
例如，位置偏移计算部69-2应用可变形的配准技术针对重复生成的每个断层合成图像重复计算与治疗计划用CT图像的基准区域彼此的变形以及扭曲值。当计算出的变形以及扭曲值超过了容许范围时，架台控制部65-2控制高电压发生部17-2，停止治疗用X射线的照射。例如，当变形以及扭曲值超过了能够容许的剂量分布、DVH（dose value histogram：剂量值直方图）时，架台控制部65-2控制高电压发生部17-2，停止治疗用X射线的照射即可。
这样，根据第2实施方式，提高位置偏移检测精度，进而提高放射线治疗的精度。

Claims (11)

1.一种放射线治疗系统，其特征在于，具备：
第1放射线源，产生观察用的放射线；
第1检测器，检测从上述第1放射线源产生、并透过了被检体的放射线；
第2放射线源，产生治疗用的放射线；
计数处理部，根据来自上述第1检测器的第1输出信号，生成作为预先设定的能量范围所包含的光子的计数值的第1计数数据；
图像生成部，根据上述第1计数数据生成第1医用图像的数据；以及
支承机构，以上述第1放射线源和上述第1检测器隔着上述被检体而对置的方式，支承上述第1放射线源、上述第1检测器以及上述第2放射线源，
上述第1计数数据是除去了与来自上述第2放射线源的放射线的散射射线的入射事件相关的计数数据的数据。
2.根据权利要求1所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述计数处理部具有：
数据收集部，以光子计数模式收集来自上述第1检测器的上述第1输出信号，生成基于上述第1输出信号的第1收集数据；以及
提取部，利用上述预先设定的能量范围从上述第1收集数据中提取降低了噪声分量的第1计数数据。
3.根据权利要求1或者2所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备指标值计算部，利用上述第1医用图像来计算与上述被检体的体动量相关的指标值。
4.根据权利要求3所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备：
判定部，判定上述指标值是否处于阈值以下；以及
控制部，当判定为上述指标值不在上述阈值以下时，停止来自上述第2放射线源的放射线的照射。
5.根据权利要求3所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备：
检测部，检测上述指标值超过阈值的定时和低于阈值的定时；以及
控制部，以上述指标值超过上述阈值为契机，停止来自上述第2放射线源的放射线的照射，以上述指标值低于上述阈值为契机，辐射来自上述第2放射线源的放射线。
6.根据权利要求1所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备：
第2检测器，检测从上述第2放射线源产生、并透过了上述被检体的放射线，
上述支承机构以上述第1放射线源与上述第1检测器隔着上述被检体而对置、且上述第2放射线源与上述第2检测器隔着上述被检体而对置的方式，将上述第1放射线源、上述第1检测器、上述第2放射线源以及上述第2检测器支承为能够围绕同一旋转轴旋转。
7.根据权利要求6所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述计数处理部根据来自上述第2检测器的第2输出信号，生成预先设定的其它的能量范围所包含的第2计数数据。
8.根据权利要求7所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述图像生成部根据上述第2计数数据生成第2医用图像的数据。
9.根据权利要求8所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备显示部，该显示部排列显示上述第1医用图像和上述第2医用图像。
10.根据权利要求1所述的放射线治疗系统，其特征在于，
上述放射线治疗系统还具备准直仪，该准直仪安装于上述第1检测器的上述第1放射线源侧，
上述准直仪具有用于除去散射射线的X射线遮蔽板，该X射线遮蔽板排列为以上述第1放射线源的X射线焦点为中心的放射状。
11.一种放射线治疗系统，其特征在于，具备：
第1放射线源，产生具有第1能量的放射线；
第1检测器，检测从上述第1放射线源产生、并透过了被检体的放射线；
第2放射线源，产生具有比上述第1能量大的第2能量的治疗用的放射线；
第2检测器，检测从上述第2放射线源产生、并透过了被检体的放射线；
旋转支承机构，以上述第1放射线源和上述第1检测器隔着上述被检体而对置、且上述第2放射线源和上述第2检测器隔着上述被检体而对置的方式，将上述第1放射线源、上述第1检测器、上述第2放射线源以及上述第2检测器支承为能够围绕同一旋转轴旋转；
计数处理部，根据来自上述第1检测器的第1输出信号，求出预先设定的能量范围所包含的计数数据；
图像生成部，根据上述计数数据生成与上述被检体相关的医用图像的数据；以及
计算部，利用上述医用图像计算与上述被检体的体动量相关的指标值。
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