JP2013252420A - 放射線治療システム及び治療計画装置 - Google Patents

Abstract

【課題】放射線治療の精度の向上。
【解決手段】放射線治療装置１００は、観察用検出器１３からの出力信号に基づいて、予め設定されたエネルギー範囲に含まれるフォトンの計数値である計数データを発生する。そして放射線治療装置は、計数データに基づいて医用画像のデータを発生する。
【選択図】図１３

Description

本発明の実施形態は、放射線治療システム及び治療計画装置に関する。

治療計画装置は、放射線治療計画において被検体内のＣＴ画像を利用している。治療計画装置は、ＣＴ画像の画素のＣＴ値を利用して治療パラメータを計算・決定している。具体的には、ＣＴ値から被検体内の電子密度が計算され、電子密度を利用して照射線量等の治療パラメータが計算・決定される。電子密度の精度は、治療パラメータの精度を担保する上で非常に重要な因子となっている。現行のＸ線ＣＴ装置のＸ線検出部は、検出素子内の電流パルスをＸ線曝射周期に従って繰り返し積分する電流積分モードであるため、収集データから電子回路に起因するノイズ成分が含まれてしまう。すなわち、計算される電子密度は、ノイズ成分による悪影響を受けている。

放射線治療システムにおいて、ＩＧＲＴ（画像誘導放射線治療：image - guided radio therapy）が利用されている。ＩＧＲＴは、放射線治療中にリアルタイムで収集したＸ線画像と治療前に収集されたＣＴ画像とを利用して被検体の位置ずれを補正しながら、正確に治療を行う技術である。放射線治療は、比較的長期間に亘り行われ、被検体が動く場合がある。被検体の動きとしては、被検体の手足の動き等の体動や、呼吸動等の生理現象に伴う不可避の動きがある。ＩＧＲＴには、位置ずれ量が許容範囲よりも大きいことが検知された場合、自動的に放射線の放射を停止するエラー検知技術が搭載されている。しかしながら、Ｘ線を利用した現行の撮像装置は、検出素子内の電流パルスをＸ線曝射周期に従って繰り返し積分する電流積分モードであるため、収集データに電子回路に起因する多くのノイズ成分が含まれてしまう。ノイズ成分を含む収集データに基づくＸ線画像やＣＴ画像を利用したエラー検知の精度はあまり高くない。

特開２０１１−１３０９２９号公報

実施形態の目的は、放射線治療の精度の向上を目的とする放射線治療システム及び治療計画装置を提供することにある。

本実施形態に係る放射線治療システムは、観察用の放射線を発生する第１の放射線源と、前記第１の放射線源から発生され被検体を透過した放射線を検出する第１の検出器と、治療用の放射線を発生する第２の放射線源と、前記第１の検出器からの第１の出力信号に基づいて、予め設定されたエネルギー範囲に含まれるフォトンの計数値である第１の計数データを求める計数処理部と、前記第１の計数データに基づいて第１の医用画像のデータを発生する画像発生部と、を具備する。

第１実施形態に係る放射線治療システムの構成を示す図。 図１の治療計画用Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図。 図２のＸ線検出部によるＸ線フォトンの検出結果を示すグラフを示す図。 図２の抽出部による閾値の決定方法を説明するための図であり、Ｘ線フォトンのエネルギースペクトルを模式的に示す図。 図２の投影データ生成部によるオリジナルの収集データを利用した投影データ生成処理を説明するための図であり、Ｘ線検出部により検出されたＸ線フォトンのエネルギーのカウント値分布を示す図。 図２の投影データ生成部による非ノイズ収集データを利用した投影データ生成処理を説明するための図であり、Ｘ線検出部により検出されたＸ線フォトンのエネルギーのカウント値分布を示す他の図。 図１の治療計画装置の構成を示す図。 図１の治療装置群の構成を示す図。 図８の治療用Ｘ線ＣＴスキャナ、放射線治療装置、及び寝台の外観を示す図。 第１実施形態の応用例１に係る放射線治療システムによる、カルシウム画像を利用した放射線治療時における位置合わせの処理の流れを模式的に示す図。 第１実施形態の応用例２に係る造影剤画像の一例を示す図。 第２実施形態に係る放射線治療装置のネットワーク構成を示す図。 図１２の放射線治療装置の構成を示す図。 図１３の治療架台及び寝台の外観を模式的に示す図。 図１３のシステム制御部の制御のもとに行われる放射線治療自動停止処理の典型的な流れを示す図。 図１３の観察用検出器により検出されたイベントの検出エネルギーのカウント数分布を示す図。 図１３の抽出部によるエネルギー閾値の決定方法を説明するための図であり、イベントの検出エネルギーのカウント数分布を模式的に示す図。 第２実施形態の応用例１に係る治療用Ｘ線の曝射に関するタイミングチャートを示す図。 第２実施形態の応用例３に係る、チャンネル方向に関するコリメータの構造を模式的に示す図。 第２実施形態の応用例３に係る、列方向に関するコリメータの構造を模式的に示す図。 第２実施形態の応用例３に係るコリメータの平面図。 第２実施形態の応用例４に係る放射線治療装置の構成を示す図。 第２実施形態の応用例４に係る架台制御部の制御のもとに行われる、トモシンセシス撮影における観察用Ｘ線管と観察用検出器との連動移動を説明するための図。

以下、本実施形態に係る放射線治療システム及び治療計画装置について説明する。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係る放射線治療システム１の構成を示す図である。図１に示すように、放射線治療システム１は、互いにネットワークを介して接続された治療計画用Ｘ線ＣＴ（computed tomography）装置２、治療計画装置４、及び治療装置群５を有している。まずは、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２、治療計画装置４、及び治療装置群５の概略を説明する。

治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、病院等のＣＴ撮影室等に設置されたＸ線ＣＴ装置である。Ｘ線ＣＴ装置２は、フォトンカウンティング型のＸ線検出部を利用して、治療前の治療計画段階において被検体をＣＴスキャンし、治療計画に利用する基礎データを収集・計算する。主な基礎データとしては、例えば、被検体に関するＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータが挙げられる。

治療計画装置４は、放射線治療の制御室等に設置されたコンピュータ装置である。治療計画装置４は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２からのＣＴ画像のデータに基づいて治療パラメータを決定する。主な治療パラメータとしては、例えば、照射線量の空間分布（以下、線量分布と呼ぶ）が挙げられる。なお、治療計画装置４は、制御室以外の他の場所に設置されていても良い。

治療装置群５は、治療計画装置４からの治療パラメータに従って被検体を放射線で治療する。治療装置群５は、図１に示すように、コンソール６を制御中枢として、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７、放射線治療装置８、及び寝台９を有する。治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７、放射線治療装置８、及び寝台９は、放射線治療の治療室に設置されている。コンソール６は、放射線治療の制御室に設置される。ＣＴスキャナ７は、主に治療直前において、被検体の位置決め等のためのＣＴ画像のデータを発生するために、被検体をＣＴスキャンする。放射線治療装置８は、治療のために被検体に放射線を照射する。具体的には、放射線は、Ｘ線、電子線、中性子線、陽子線、重粒子線等である。なお本実施形態において放射線治療装置８からの放射線は、ＭＶ級の高エネルギーＸ線であるとする。寝台９は、ＣＴスキャナ７と放射線治療装置８とで共用される。

次に、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２、治療計画装置４、及び治療装置群５の構成及び動作を詳細に説明する。

［治療計画用Ｘ線ＣＴ装置］
図２は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２の構成を示す図である。図２に示すように治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、架台１０とコンピュータ装置３０とを備える。

架台１０は、円環形状を有する回転フレーム１１を搭載する。回転フレーム１１は、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐ回りに回転可能に支持している。Ｘ線検出器１３は、ＦＯＶ（field of views）を挟んでＸ線管１２に対向するように回転フレーム１１に取り付けられる。回転フレーム１１は、回転駆動部１４に電気的に接続されている。回転駆動部１４は、コンピュータ装置３０内のスキャン制御部３３による制御に従って回転フレーム１１を回転軸回りに回転し、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐ回りに回転する。

なお、Ｚ軸は、回転フレーム１１の回転軸に規定される。Ｙ軸は、Ｘ線管１２のＸ線焦点とＸ線検出器１３のＸ線検出面の中心とを結ぶ軸に規定される。Ｙ軸は、Ｚ軸に直交する。Ｘ軸は、Ｙ軸とＺ軸とに直交する軸に規定される。このように、ＸＹＺ直交座標系は、Ｘ線管１２の回転とともに回転する回転座標系を構成する。

被検体Ｐは、天板１５に載置される。天板１５は、天板支持機構１６によりＺ軸に沿って移動可能に支持されている。寝台駆動部１７は、スキャン制御部３３からの制御に従って、天板支持機構１６を駆動するための動力を発生する。発生された動力により天板支持機構１６は、天板１５を移動させる。

Ｘ線管１２は、スリップリング機構（図示せず）等を介して高電圧発生部１８に電気的に接続される。Ｘ線管１２は、高電圧発生部１８から高電圧の印加を受けて、Ｘ線管１２に取り付けられたフィルタ（図示せず）に応じた立体角に制限されたＸ線束を発生する。Ｘ線は、ファンビームであってもコーンビームであってもどちらでも良い。Ｘ線束は、複数のＸ線フォトンを含んでいる。以下、本実施形態を具体的に説明するためＸ線束は、コーンビームであるとする。高電圧発生部１８は、スキャン制御部３３による制御に従ってＸ線管１２に高電圧を印加する。これにより、ｋｅＶ級のエネルギーを有するＸ線が発生される。なお、Ｘ線管１２と高電圧発生部１８とはＸ線発生部１９を構成する。Ｘ線発生部１９は、スキャン制御部３３による制御に従ってＸ線フォトンを発生する。

Ｘ線検出器１３は、フォトンカウンティング型のＸ線の検出器である。Ｘ線検出器１３は、フォトンカウンティング型のデータ収集部（ＤＡＳ：data acquisition system）２０に接続されている。Ｘ線検出器１３とデータ収集部２０とはＸ線検出部２１を構成する。

ここで、Ｘ線検出部２１の構成及び動作について詳細に説明する。

Ｘ線検出器１３は、チャンネル方向及び列方向に配列された複数の検出素子を有する。チャンネル方向は、Ｘ線焦点を中心とした円弧に沿う方向に規定される。列方向は、回転軸Ｚに沿う方向に規定される。各検出素子は、Ｘ線管１２からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた個数の電気パルスを発生する。検出素子は、フォトンカウンティングモードに適した物性を有するものが適宜選択されると良い。Ｘ線検出器１３は、半導体検出器であっても、シンチレータ型検出器であっても良い。

半導体検出器の場合、検出素子は、半導体ダイオードにより構成される。半導体ダイオードへＸ線フォトンが入射することにより半導体ダイオードに電子・正孔対が発生する。物理的に、一個のＸ線フォトンの入射に対して発生する電子・正孔対の数は、入力Ｘ線フォトンのエネルギーに比例する。半導体ダイオード内の電子と正孔とは、検出素子間の高電界により電極に掃引され、電流パルスが発生される。

一方、シンチレータ型検出器の場合、検出素子は、シンチレータと半導体光素子（または光電子増倍管）との組合せにより構成される。シンチレータへＸ線フォトンが入射することにより、シンチレータに光子が発生する。一個のＸ線フォトンの入射に対して発生する光子の数は、入射Ｘ線フォトンのエネルギーに比例する。シンチレータに発生した光子は、半導体光素子（または光電子増倍管）により増幅され電流パルスに変換される。

データ収集部２０は、スキャン制御部３３による制御に従って、Ｘ線検出器１３からの電流パルスに基づいてＸ線フォトンのエネルギーと検出位置とを示すデータを発生する。具体的には、データ収集部２０は、積分回路と弁別器とを有している。積分回路は、Ｘ線検出器１３の検出素子からの電流パルスをＸ線フォトンの入射間隔に応じた微小期間に亘って積分する。弁別器は、積分回路からの電気パルスの波高値を弁別する。積分回路からの電気パルスは、理想的には、対応するイベントのエネルギーに対応する波高値を有する。イベントは、理想的には一次Ｘ線フォトンの入射だけであるが、実際には、回路ノイズや散乱Ｘ線フォトン等の一次Ｘ線フォトンの入射以外の擬似イベントも含んでしまう。データ収集部２０は、イベント毎のエネルギー値を検出位置識別子に関連づけて一時的に記憶する記憶装置を有している。検出位置識別子は、ビュー番号と検出素子座標とを含む。検出素子座標は、チャンネル番号と列番号とを含む。以下、イベント毎のエネルギー値と検出位置識別子とを示すデータを収集データと呼ぶことにする。収集データは、例えば、架台１０に搭載された伝送部２２によりコンピュータ装置３０に伝送される。

このように、フォトンカウンティング型のＸ線検出部２１は、Ｘ線検出器１３に入射するＸ線フォトンのエネルギーと検出位置（入射位置）とを個別に計測するこができる。フォトンカウンティングにおいては、Ｘ線フォトンの計数効率が高いと、パイルアップが発生してしまう。すなわち、１個のＸ線フォトンを計測している間に、他のＸ線フォトンが入射してしまい、エネルギー計測が困難になってしまう。このパイルアップ減少を軽減するために、計数率は、例えば、１０６カウント程度に設定されるのが良い。

コンピュータ装置３０は、システム制御部３１を中枢として、記憶部３２、スキャン制御部３３、抽出部３４、投影データ発生部３５、再構成部３６、表示部３７、操作部３８、及び通信部３９を備える。

記憶部３２は、種々のデータを記憶する。例えば、記憶部３２は、架台１０から伝送された収集データや再構成部３６により発生されたＣＴ画像のデータを記憶する。

スキャン制御部３３は、ＣＴスキャンを実行するために、高電圧発生部１８、回転駆動部１４、及びデータ収集部２０を同期的に制御する。具体的には、スキャン制御部３３は、回転フレーム１１が一定の角速度で回転するように回転駆動部１４を制御する。また、スキャン制御部３３は、Ｘ線管１２から既定の強度を有するＸ線が発生されるように高電圧発生部１８を制御する。また、スキャン制御部３３は、Ｘ線の曝射周期に同期して収集データを収集するようにデータ収集部２０を制御する。

抽出部３４は、収集データから、特定のエネルギー領域に属するＸ線フォトンに関する収集データを抽出する。投影データ発生部３５は、収集データに基づいて画像再構成処理の入力データである投影データを発生する。再構成部３６は、投影データに基づいて被検体の撮像部位におけるＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像のデータを再構成する。表示部３７は、ＣＴ画像を表示機器に表示する。厳密には、ＣＴ画像のレンダリング画像が表示される。レンダリングは、図示しない画像処理部等により実行される。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。操作部３８は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。通信部３９は、ネットワークを介して治療計画装置４や治療装置群５との間で種々のデータを送受信する。例えば、通信部３９は、ネットワークを介して治療計画装置４や治療装置群５にＣＴ画像のデータを送信する。

本実施形態に係る治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、フォトンカウンティング型のＸ線検出部２１により収集された収集データから特定のエネルギー領域に関する収集データを抽出し、抽出された収集データに基づいてＣＴ画像のデータを発生する。被検体の撮像部位は、疾患部位あるいは疾患候補部位を含むように設定される。以下、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２によるデータ抽出処理、投影データ発生処理、及び画像再構成処理について詳細に説明する。

まずは、抽出部３４により実行されるデータ抽出処理について説明する。抽出部３４は、記憶部３２に記憶されている収集データから、予め設定された特定のエネルギー領域に属する収集データを抽出する。特定のエネルギー領域は、例えば、回路ノイズや散乱Ｘ線等に起因するイベントが属するエネルギー領域である。

図３は、Ｘ線検出部２１によるＸ線フォトンの検出結果を示すグラフを示す図である。図３のグラフは、縦軸がカウント数に規定され、横軸がフォトンエネルギー［ｋｅＶ］に規定されている。図３の数値は、Ｘ線検出器としてＣｄＴｅ型の検出器を用い、Ｘ線として単色Ｘ線エネルギーフォトンを用いた場合の計算結果である。図３に示すように、４０ｋｅＶ以下の低エネルギー領域には、一次Ｘ線に因らないノイズ成分が存在する。以下、低エネルギー領域をノイズエネルギー領域と呼び、ノイズエネルギー領域以外のエネルギー領域を非ノイズエネルギー領域と呼ぶことにする。非ノイズエネルギー領域は、一次Ｘ線が属するエネルギー領域である。ノイズ成分は、具体的には、散乱Ｘ線やＸ線検出部の回路ノイズ等に起因している。すなわち、収集データには、一次Ｘ線以外の散乱Ｘ線や回路ノイズ等によるイベントに関するデータが混入されてしまう。特に、回路ノイズは、１０ｋｅＶ程度の低エネルギー領域に大量に混入してしまう。以下、非ノイズエネルギー領域に属するＸ線フォトンに関する収集データを非ノイズ収集データと呼ぶことにする。

上述のように抽出部３４は、予め設定された閾値Ｅthを利用して、Ｘ線検出部２１からの収集データから、一次Ｘ線に関する収集データを抽出する。閾値Ｅthは、ノイズエネルギーと非ノイズエネルギーとを弁別可能なエネルギー値に設定される。適切な閾値Ｅthは、Ｘ線検出器１３のエネルギー分解能、入射Ｘ線のフラックス、及び入射Ｘ線のエネルギー分布に基づいて決定される。エネルギー分解能は、半導体検出器の場合、半導体ダイオードにおける電子・正孔対の発生に必要なエネルギーに対応する。シンチレータ型検出器の場合、エネルギー分解能は、シンチレータにおける光子の発生に必要なエネルギーに対応する。エネルギー分解能は、スキャン前に予め計測された値が利用されれば良い。入射Ｘ線のフラックスとエネルギー分布とは、Ｘ線管１２とＸ線検出器１３との間に被検体Ｐ等の物体が配置されていない状態で、Ｘ線検出部２１によりフォトンカウンティングを実行することにより計測される。次に、Ｘ線検出器１３のエネルギー分解能、入射Ｘ線のフラックス、及び入射Ｘ線のエネルギー分布に基づいて、ピークエネルギーとウィンドウ帯域とが抽出部３４により計算される。これらピークエネルギーとウィンドウ帯域とに基づいて閾値Ｅthが抽出部３４により決定される。

図４は、抽出部３４による閾値の決定方法を説明するための図であり、Ｘ線フォトンのエネルギースペクトルを模式的に示す図である。図４のエネルギースペクトルの縦軸はカウント数に規定され、横軸はＸ線フォトンのフォトンエネルギー［ｋｅｖ］に規定されている。入射Ｘ線のピークエネルギーは、入射Ｘ線のフラックスと入射Ｘ線のエネルギー分布とに基づいて計算される。図４において入射Ｘ線のピークエネルギーは、１４０ｋｅＶであるものとする。ウィンドウ帯域は、その中心をピークエネルギーに有し、エネルギー分解能に応じたエネルギー幅を有する。ウィンドウ帯域のエネルギー幅は、例えば、ＦＷＨＭ（半値幅：full width at half maximum）またはＦＷＴＭ（１／１０値幅：full width at tenth maximum）等のエネルギー分解能に応じた幅に設定される。ウィンドウ帯域のエネルギー幅は、ＦＷＨＭとＦＷＴＭとのみに限定されず、エネルギー分解能に応じた任意の値に設定可能である。なお、エネルギー分解能が高いほどウィンドウ帯域のエネルギー幅が狭くなると良い。ウィンドウ帯域が決定されると抽出部３４は、このウィンドウ帯域に応じたエネルギー値に閾値Ｅthを設定する。例えば、閾値Ｅthは、ウィンドウ帯域の下限に設定されると良い。なお、閾値Ｅthは、ユーザにより操作部３８を介して指定された任意の値に設定されても良い。

次に、投影データ発生部３５による投影データの発生処理と再構成部３６による画像再構成処理について説明する。投影データ発生部３５は、収集データに基づいて画像再構成処理の入力データである投影データを発生する。投影データの元データは、Ｘ線検出部２１により収集されたオリジナルの収集データであっても、抽出部３４により抽出された非ノイズ収集データであっても良い。

図５は、オリジナルの収集データを利用した投影データ発生処理を説明するための図であり、Ｘ線検出部２１により検出されたＸ線フォトンのエネルギーのカウント値分布を示す図である。図５に示すように、フォトンエネルギーは、下限Ｅminから上限Ｅmaxに分布している。エネルギースペクトル上の閾値Ｅth以下のエネルギー領域は、ノイズ成分に由来するノイズエネルギー領域であり、閾値Ｅth以上のエネルギー領域は、一次Ｘ線に由来する非ノイズエネルギー領域である。カウント数Ｃｏｕｎｔは、フォトンエネルギーＥの関数として表現される。

よく知られているように、検出素子により検出されたＸ線のエネルギーＩは、Ｉ＝Ｉ_０ｅ^−μｄにより表現される。Ｉは、検出されたＸ線フォトンのエネルギー積分である。すなわち、エネルギーＩは、下限Ｅminから上限Ｅmaxまでの区間（図５の領域Ｓｔ）に亘るカウント数Ｃｏｕｎｔ（Ｅ）の積分である。Ｉ_０は、物質透過前のＸ線のエネルギーである。ｄはＸ線パスの長さであり、μはＸ線パス上の全物質の減弱係数の合計である。ＣＴ画像再構成においては、ｌｎ（Ｉ／Ｉ_０）を投影としている。投影データセットは、検出素子毎の投影ｌｎ（Ｉ／Ｉ_０）をチャンネル番号及び列番号に従って配列したデータセットであると規定される。

投影データ発生処理及び画像再構成処理の手順の一例は以下の通りである。まず、投影データ発生部３５は、収集データに含まれる検出位置識別子に従ってイベントをビューごとにグループ分けする。次に投影データ発生部３５は、各イベントのエネルギー値と検出位置座標（すなわち、検出素子）とに従って検出素子毎に投影ｌｎ（Ｉ／Ｉ_０）を算出する。これにより複数のビューに関する複数の投影データセットが発生される。なお、収集データに対して各種補正が施されても良い。再構成部３６は、画像再構成に必要なビュー数の投影データセットに基づいて、被検体の撮像部位に関するＣＴ画像のデータ（ボリュームデータ）を再構成する。コーンビーム画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（filtered back projection）法等の解析学的画像再構成法や、ＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood expectation maximization）やＯＳ−ＥＭ（ordered subset expectation maximization）等の逐次近似画像再構成等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。

ＣＴ画像は、被検体の撮像部位における減弱係数μの３次元空間分布を表現する。ＣＴ画像を構成する画素には、ＣＴ値が割り付けられている。ＣＴ値は、物質の減弱係数を水等の基準物質の減弱係数からの相対値で表した指標で、ＣＴ値＝［（μ−μ_０）／μ_０］×Ｋと表現される。μ_０は基準物質の減弱係数であり、Ｋは定数である。図５に示すように、オリジナルの収集データには、非ノイズエネルギー領域に関するデータの他に、回路ノイズ等に起因するノイズエネルギー領域を含んでいる。従って、オリジナルの収集データに基づく投影データやＣＴ値にノイズ成分が含まれてしまう。ノイズ成分は、ＣＴ値の定量性を悪化させている。ノイズ成分は、ＣＴ画像に描出され、ＣＴ画像のコントラストを低下させている。

そこで治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、低エネルギー領域に分布するノイズ成分を除去することにより、ＣＴ値の定量性を向上させる。以下、ノイズ成分を含まない非ノイズ収集データを用いた投影データ発生処理及び再構成処理を説明する。

図６は、非ノイズ収集データを利用した投影データ発生処理を説明するための図であり、Ｘ線検出部２１により検出されたＸ線フォトンのエネルギーのカウント値分布を示す他の図である。図６に示すように、エネルギースペクトル上の閾値Ｅth以下のエネルギー領域は、ノイズ成分に由来するノイズエネルギー領域であり、閾値Ｅth以上のエネルギー領域は、一次Ｘ線に由来する非ノイズエネルギー領域である。非ノイズ収集データからは、抽出部３４によりノイズエネルギー領域に関するデータが除去されている。従って、非ノイズ収集データを利用する場合、検出素子により検出されたＸ線のエネルギーＩ＝Ｉ_０ｅ^−μｄは、閾値Ｅthから上限Ｅmaxまでの区間（図６の領域Ｓｐ）に亘るカウント数Ｃｏｕｎｔ（Ｅ）の積分である。

非ノイズ収集データを利用した投影データの発生手順の一例は以下の通りである。まず、投影データ発生部３５は、非ノイズ収集データに含まれる検出位置番号に従って、イベントをビューごとにグループ分けする。非ノイズ収集データの場合、イベントは、一次Ｘ線の入射イベントに限定される。次に投影データ発生部３５は、各イベントのエネルギー値と検出位置座標とに従って検出素子毎に投影ｌｎ（Ｉ／Ｉ_０）を算出する。これにより複数のビューに関する複数の投影データセットが発生される。なお、収集データに対して各種補正が施されても良い。再構成部３６は、画像再構成に必要なビュー数の投影データセットに基づいて、被検体の撮像部位におけるＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータを再構成する。

図６に示すように、非ノイズ収集データには、回路ノイズ等に起因するノイズエネルギー領域を含んでいない。従って、非ノイズ収集データに基づくＣＴ値は、ノイズ成分を含んでおらず、オリジナルの収集データに基づくＣＴ値よりも定量性が高い。これに伴い、非ノイズ収集データに基づくＣＴ画像は、ノイズをあまり含んでおらず、オリジナルの収集データに基づくＣＴ画像に比してコントラストが良い。積分モードと同一の画質を得るためには１／１０程度の線量で良いため、本実施形態は、積分モードの場合に比して、被検体の被曝量を低減することができる。

ＣＴ画像のデータは、通信部３９によりネットワークを介して治療計画装置４に送信される。以下、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２により発生されたＣＴ画像を治療計画用ＣＴ画像と呼ぶことにする。

なお、上述の説明において、収集データは、イベント毎のエネルギー値と検出位置識別子とを関連付けた形式（リストモード）を有するものとした。しかしながら、本実施形態においては、収集データは、各ビューにおける検出素子毎のフォトンエネルギーのカウント値分布の形式（ヒストグラムモード）であっても良い。この場合、抽出部３４は、リストモードの場合と同様に、特定のエネルギー領域に属するエネルギーに関する収集データが抽出されると良い。

［治療計画装置］
次に治療計画装置４の構成及び動作について説明する。

図７は、治療計画装置４の構成を示す図である。図７に示すように、治療計画装置４は、制御部４１を中枢として、通信部４２、記憶部４３、治療計画部４４、操作部４５、表示部４６、及び再構成部４７を有している。

通信部４２は、ネットワークを介して治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２や治療装置群５との間で種々のデータを送受信する。例えば、通信部４２は、Ｘ線ＣＴ装置２から治療計画用ＣＴ画像のデータや収集データ、投影データをネットワークを介して受信する。また、通信部４２は、治療計画部４４により決定された治療パラメータをネットワークを介して治療装置群５に送信する。記憶部４３は、種々のデータを記憶する。例えば、記憶部４３は、治療計画用ＣＴ画像のデータや収集データ、投影データを記憶する。また、記憶部４３は、治療計画部４４により計算された治療パラメータを記憶する。治療計画部４４は、治療計画用ＣＴ画像を利用して、ユーザからの指示に従って治療パラメータ決定する。操作部４５は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。表示部４６は、ＣＴ画像や治療パラメータを表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。再構成部４７は、記憶部４３に記憶されている画像再構成に必要なビュー数の投影データセットに基づいて、被検体の撮像部位に関するＣＴ画像（治療計画用ＣＴ画像）のデータを再構成する。

本実施形態に係る治療計画装置４は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２から送信された、定量性の高いＣＴ値が割り付けられたＣＴ画像を利用して治療パラメータを決定する。一般的に、治療パラメータは、Ｘ線診断装置からの２次元画像を利用する２次元治療計画とＸ線ＣＴ装置からの３次元画像（ボリュームデータ）を利用する３次元治療計画とに分類される。本実施形態に係る治療計画は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２からの治療計画用ＣＴ画像（ボリュームデータ）を利用した３次元治療計画であるとする。

治療パラメータとしては、例えば、標的体積や線量分布、照射条件等が挙げられる。各種標的体積としては、肉眼的腫瘍体積（ＧＴＶ：gross tumor volume）、臨床標的体積（ＣＴＶ：clinical target volume）、計画標的体積（ＰＴＶ：planning target volume）等が挙げられる。これら標的体積は、典型的には、ユーザにより設定される。ユーザは、表示部４６に表示された治療計画用ＣＴ画像を観察し、この観察結果や各種検査結果を総合的に判断して各種標的体積を決定する。なお、厳密には、治療計画用ＣＴ画像に基づくレンダリング画像が表示部４６に表示される。レンダリング処理は、例えば、治療計画部４４により実行されると良い。ユーザは、各種標的体積の画素領域を操作部４５を介して指定する。治療計画部４４は、指定された画素領域を各種標的体積に設定する。本実施形態に係る治療計画用ＣＴ画像は、上述のように、回路ノイズや散乱Ｘ線等のノイズが除去された投影データに基づいて再構成されているため、ノイズを含まず、高コントラストを有している。従って、ユーザは、高精度に標的部位を決定することができる。

標的体積が決定されると、治療計画部４４は、標的体積の位置及び形状やリスク臓器との位置関係等に従って照射条件を決定する。照射条件としては、治療放射線の線質、照射角度、及び照射野等が挙げられる。

次に治療計画部４４は、治療計画用ＣＴ画像に基づいて線量分布を計算する。具体的には、まず、治療計画部４４は、治療計画用ＣＴ画像を利用して電子密度空間分布を計算する。電子密度は、治療計画用ＣＴ画像の各画素についてＣＴ値に基づいて計算される。上述のように、ＣＴ値は、減弱係数μに基づいて［（μ−μ_０）／μ_０］×Ｋにより規定される。物質の減弱係数μを決定付ける主要な因子として電子密度が挙げられる。例えば、治療計画部４４は、治療計画用ＣＴ画像の各画素のＣＴ値に基づいて減弱係数μを計算し、減弱係数μに基づいて電子密度を計算する。上述のように、本実施形態に係る治療計画用ＣＴ画像は、ＣＴ値の定量性が高い。そのため本実施形態に係るＣＴ値は、積分モードのＸ線検出器によるＣＴ値に比して、より正確な電子密度を計算することができる。

電子密度空間分布が計算されると治療計画部４４は、計算された電子密度空間分布を利用して放射線治療時における線量分布を計算する。線量分布の計算アルゴリズムとしては、例えば、モンテカルロ法が知られている。モンテカルロ法は、放射線経路上での電子や光子の振る舞いを各種物理現象を考慮して確率的にシミュレーションする手法である。治療計画部４４は、モンテカルロ法を用いて、放射線経路上での放射線フォトン一個一個の挙動をシミュレーションすることにより、線量分布を計算する。これにより、治療用のＭＶ級のＸ線に関する各組織の吸収線量を正確にシミュレーションすることができる。なお、本実施形態に適用可能な線量分布の計算アルゴリズムとしては、モンテカルロ法のみに限定されず、コンボルーション（convolution）法やスーパーポジション（superposition）法等の既存のあらゆる方法が適用可能である。

電子密度は、構成する物質の違いにより解剖学的部位に応じて異なる。また、電子密度は、同一の解剖学的部位であっても、その組成の違いにより異なる。すなわち、治療計画部４４は、個人毎の解剖学的部位の組成に応じて適切な線量分布を計算することができる。これにより本実施形態に係る治療計画装置４は、治療計画を詳細に立てることが可能となり、テーラーメイドの放射線治療を実現することができる。

このように、本実施形態によれば、高定量性を有するＣＴ値の分布を表現するＣＴ画像を利用して治療パラメータが計算・決定されるので、結果的に治療パラメータの精度が向上する。

［治療装置群］
次に、治療装置群５の構成・及び動作を説明する。

図８は、治療装置群５の構成を示す図である。図８に示すように、治療装置群５は、コンソール６を中枢として治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７、放射線治療装置８、及び寝台９を有する。図９は、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７、放射線治療装置８、及び寝台９の外観を示す図である。図９に示すように、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７と放射線治療装置８とは別体の機構である。

まずは、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７について説明する。

治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７は、円環又は円板状の回転フレーム７１を搭載する。回転フレーム７１は、Ｘ線管７２とＸ線検出器７３とを被検体Ｐ回りに回転可能に支持している。Ｘ線検出器７３は、ＦＯＶ（field of view）を挟んでＸ線管７２に対向するように回転フレーム７１に取り付けられる。回転フレーム７１は、回転駆動部７４に電気的に接続されている。回転駆動部７４は、スキャン制御部７５による制御に従って回転フレーム７１を回転軸回りに回転し、Ｘ線管７２とＸ線検出器７３とを被検体Ｐ回りに回転する。

なお、Ｚ軸は、回転フレーム７１の回転軸に規定される。Ｙ軸は、Ｘ線管７２のＸ線焦点とＸ線検出器７３のＸ線検出面の中心とを結ぶ軸に規定される。Ｙ軸は、Ｚ軸に直交する。Ｘ軸は、Ｙ軸とＺ軸とに直交する軸に規定される。このように、ＸＹＺ直交座標系は、Ｘ線管７２の回転とともに回転する回転座標系を構成する。

Ｘ線管７２は、スリップリング機構（図示せず）等を介して高電圧発生部７６に電気的に接続される。Ｘ線管７２は、高電圧発生部７６から高電圧の印加を受けて、ｋｅＶ級のエネルギーを有するＸ線を発生する。高電圧発生部７６は、スキャン制御部７５による制御に従ってＸ線管７２に高電圧を印加する。

Ｘ線検出器７３は、Ｘ線管７２から発生されたＸ線を検出する。Ｘ線検出器７３は、２次元状に配列された複数の検出素子を搭載する。各検出素子は、Ｘ線管７２から発生されたＸ線を検出し、検出されたＸ線の強度に応じた電気信号（電流信号）を発生する。発生された電気信号は、データ収集部（ＤＡＳ）７７に供給される。

データ収集部７７は、スキャン制御部７５による制御に従って、Ｘ線検出器７３を介して電気信号をビュー毎に収集する。データ収集部７７は、収集されたアナログの電気信号をデジタルデータに変換する。デジタルデータは、ｒａｗデータと呼ばれている。ｒａｗデータは、通信部７８によりコンソール６に伝送される。

スキャン制御部７５は、コンソール６から通信部７８を介して制御信号を受信する。スキャン制御部７５は、この制御信号に従って、回転駆動部７４、高電圧発生部７６、及びデータ収集部７７を制御する。具体的には、スキャン制御部７５は、ＣＴスキャン中、回転フレーム７１が一定の角速度で回転するように回転駆動部７４を制御する。また、スキャン制御部７５は、Ｘ線管７２からＸ線が発生されるように高電圧発生部７６を制御する。また、スキャン制御部７５は、ビュー毎にｒａｗデータが収集されるようにデータ収集部７７を制御する。

次に、放射線治療装置８について説明する。

放射線治療装置８は、回転支持機構８１を備えている。回転支持機構８１は、支持体８２を回転軸ＲＡ回りに回転可能に支持している。回転駆動部８３は、治療制御部８４からの指示に従って、回転支持機構８１に駆動信号を供給する。回転支持機構８１は、回転駆動部８３からの駆動信号の供給を受けて支持体８２を回転軸ＲＡ回りに回転する。回転軸ＲＡと回転フレーム７１の回転軸Ｚとが一致するように治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７と放射線治療装置８とが配置される。

支持体８２は、ヘッド部に放射線源８５と絞り機構８６とを搭載している。放射線源８５は、高電圧発生部８７からの高電圧の印加を受けて放射線を発生する。高電圧発生部８７は、治療制御部８４からの制御に従って高電圧を放射線源に印加する。放射線源８５の照射口部分には絞り機構８６が取り付けられている。絞り機構８６は、治療計画装置４により計算された線量分布や照射野を再現するための複数のコリメータを有している。絞り機構８６は、絞り機構駆動部８８からの駆動信号の供給を受けてコリメータを移動する。絞り機構駆動部８８は、治療制御部８４からの制御信号に応じた駆動信号を絞り機構８６に供給する。

治療制御部８４は、コンソール６から通信部８９を介して制御信号を受信する。治療制御部８４は、この制御信号に従って、回転駆動部８３、高電圧発生部８７、及び絞り駆動部８８を制御する。換言すれば、治療制御部８４は、治療計画装置４により計算・決定された治療パラメータに従って回転駆動部８３、高電圧発生部８７、及び絞り駆動部８８を制御する。具体的には、治療制御部８４は、治療パラメータのうちの照射角度等に従って支持体８２を回転するように回転駆動部８３を制御する。治療制御部８４は、治療パラメータのうちの線質等に従って放射線源８５から放射線が発生されるように高電圧発生部８７を制御する。治療制御部８４は、放射線の線量分布や照射野に従って絞り機構駆動部８８を制御する。

次に、寝台９について説明する。

寝台９は、天板９１を有している。天板９１は、被検体Ｐを載置可能に構成される。天板９１は、ｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸により規定される３次元空間を移動自在に天板支持機構９２により支持されている。寝台駆動部９３は、寝台制御部９４からの制御に従って天板９１を移動させるために天板支持機構９２に駆動信号を供給する。寝台制御部９４は、コンソール６から通信部９５を介して制御信号を受信する。寝台制御部９４は、この制御信号に従って寝台駆動部９３を制御する。

次に、コンソール６について説明する。

コンソール６は、制御部６１を中枢として通信部６２、処理部６３、表示部６４、操作部６５、及び記憶部６６を備えるコンピュータ装置である。

通信部６２は、ネットワークを介して治療用Ｘ線ＣＴ装置２や治療計画装置４、治療装置群５内の各装置７，８，９との間で種々のデータを送受信する。具体的には、通信部６２は、治療計画装置４から治療パラメータをネットワークを介して受信する。また、通信部６２は、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７、放射線治療装置８、及び寝台９に制御信号を送信する。

処理部６３は、種々のデータ処理を実行する。例えば、処理部６３は、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７からのｒａｗデータに前処理及び再構成処理を実行し、治療直前の被検体Ｐに関するＣＴ画像のデータを発生する。以下、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７からのｒａｗデータに基づくＣＴ画像を治療用ＣＴ画像と呼ぶことにする。処理部６３は、表示のために治療用ＣＴ画像に基づいてレンダリング画像を発生しても良い。また、処理部６３は、治療計画時における被検体の位置に治療時における被検体の位置を合わせるために、治療計画用ＣＴ画像と治療用ＣＴ画像との空間的な位置ずれ量を計算してもよい。位置ずれ量は、後述する画像誘導放射線治療に利用される。

表示部６４は、治療計画時・治療時における種々のデータを表示機器に表示する。例えば、表示部６４は、治療計画用ＣＴ画像に基づくレンダリング画像、治療用ＣＴ画像に基づくレンダリング画像、治療パラメータを表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

操作部６５は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。

記憶部６６は、種々のデータを記憶する。例えば、記憶部６６は、治療計画用ＣＴ画像のデータを記憶する。また、記憶部６６は、治療計画装置４により計算された治療パラメータを記憶する。

本実施形態に係る治療装置群５は、フォトンカウンティングモードにより検出された収集データを用いて決定された治療パラメータに従って放射線治療を実行する。

また、治療装置群５は、ＩＧＲＴ（画像誘導放射線治療：image - guided radio therapy）やＤＧＲＴ（放射線量誘導放射線治療：dose - guided radio therapy）を実行することも可能となる。例えば、ＩＧＲＴにおいて治療装置群は、処理部６３により計算された治療計画用ＣＴ画像と治療用ＣＴ画像との空間的な位置ずれ量に従って天板９１や支持体９２を移動させることにより、治療時の被検体Ｐの空間的配置を治療計画用ＣＴ画像の撮像時における被検体Ｐの空間的配置に合わせることができる。また、治療装置群５は、計画ＤＶＨ（dose-value histogram）を被検体Ｐの空間的位置合わせに利用しても良い。計画ＤＶＨは、ＣＴ画像上の所定領域の線量と容積との関係をグラフ化したものである。計画ＤＶＨは、処理部６３により計算される。具体的には、処理部６３は、治療用ＣＴ画像に基づいて照射野における計画ＤＶＨを算出する。この計画ＤＶＨに従って天板９１や支持体９２が移動され、治療時における被検体Ｐの空間的配置を治療計画用ＣＴ画像の撮像時における被検体Ｐの空間的配置に合わせることができる。

また、本実施形態によれば解剖学的部位の組成に応じた正確な電子密度を計算することができる。この電子密度は、同一の被検体の同一の解剖学的部位であっても、その解剖学的部位の組成の変化により異なる場合もある。この性質を利用して、治療計画用ＣＴ画像の撮像時にける被検体Ｐの体内の性状と治療用ＣＴ画像の撮像時にける被検体Ｐの体内の性状との差異を検出することができる。例えば、処理部６３は、治療計画用ＣＴ画像と治療用ＣＴ画像との差分を計算することにより、性状の差異を検出する。差異が検出された場合、治療時の被検体の体内の性状に最適な治療を実行するため、再び、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２により収集データを再収集し、再収集された収集データに基づいて治療計画装置４により治療パラメータが再計算されるとよい。再計算された治療パラメータに従って治療装置群５により放射線治療が実行されることにより、被検体の体内の性状に適した治療を実行することができる。また、放射線治療装置８が治療架台と共に回転する検出器を搭載する場合、治療中の画像収集により体内の性状や線量分布をリアルタイムに認識することができる。従って、照射エラーの検出にも応用することができる。

なお、上述の説明においては、治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７と放射線治療装置８とは、別体に構成されるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７が放射線治療装置８に組み込まれていても良い。この場合、放射線治療装置８は、Ｘ線管７２及びＸ線検出器７３だけでなく、放射線源８５が取り付けられた回転フレームを搭載する。これにより放射線治療装置８は、単一の架台により、Ｘ線ＣＴスキャンと放射線治療とを実行することができる。

［応用例］
上述のように、抽出部３４は、フォトンカウンティングモードのＸ線検出部２１により収集された収集データから、特定のエネルギー領域に属するデータを抽出する。上述の例では、特定のエネルギー領域は、ノイズエネルギー領域であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。抽出部３４は、被検体Ｐ内に存在する、予め設定された画像化対象の物質により減弱されたＸ線フォトンが属するエネルギー領域に属する収集データを抽出しても良い。以下、応用例に係る放射線治療システム１について説明する。

よく知られているように、物質には固有のＫ吸収端が存在する。換言すれば、Ｋ吸収端の値が分かれば物質を特定することができる。応用例に係る抽出部３４は、Ｘ線検出部２１により収集された収集データの中から、画像化のためにユーザにより指定された物質のＫ吸収端が属する特定のエネルギー領域に関する収集データを抽出する。ユーザ指定の物質としては、例えば、カルシウム、造影剤、水、及びその他の成分である。その他の成分は、人体内の成分のうちのカルシウム、造影剤、及び水以外の全ての成分を含む。カルシウムにより構成され人体成分としては、例えば、骨や結石等が挙げられる。その他の成分としては、例えば、血管や脂肪、筋肉、脳、軟部組織等が挙げられる。すなわち、特定のエネルギー領域は、カルシウムのＫ吸収端が属するエネルギー領域、造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域、水のＫ吸収端が属するエネルギー領域、その他の成分のＫ吸収端が属するエネルギー領域である。これらエネルギー領域は、ユーザによる操作部３８を介した指示に従って、互いに異なるエネルギー領域にオーバラップしない閾値範囲に設定される。また、これらエネルギー領域は、ノイズエネルギー領域にオーバラップしないように設定される。なお、その他のＫ吸収端が属するエネルギー領域は、上述のノイズエネルギー領域にオーバラップしないものとする。また、エネルギー領域の設定数は、４つのみに限定されない。本実施形態においては、エネルギー領域が２以上であれば、幾つであっても良い。

ユーザ指定の物質のＫ吸収端に関する収集データに基づいて、投影データ発生部３５は、当該物質のＫ吸収端に関する投影データを発生する。再構成部３６は、ユーザ指定の物質のＫ吸収端に関する投影データに基づいて、当該物質に限定されたＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像のデータを再構成する。具体的には、再構成部３６は、カルシウムのＫ吸収端に関する投影データに基づいて、造影剤のＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像（以下、カルシウム画像と呼ぶ）のデータを再構成し、造影剤のＫ吸収端に関する投影データに基づいて、カルシウムのＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像（以下、造影剤画像と呼ぶ）のデータを再構成し、水のＫ吸収端に関する投影データに基づいて、水のＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像（以下、水画像と呼ぶ）のデータを再構成し、その他の成分のＫ吸収端に関する投影データに基づいて、その他の成分のＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像（以下、他成分画像と呼ぶ）のデータを再構成することができる。なお、再構成されたＣＴ画像は、対応する収集データがノイズエネルギー領域に属していないので、ノイズを含まず、コントラストが高い。

このように、応用例に係る放射線治療システムは、ユーザ指定の物質に限定されたＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像を再構成することができる。応用例に係る放射線治療システム１は、ユーザ指定の物質に限定されたＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像を治療計画に応用することができる。

応用例１：
以下、ユーザ指定の物質に限定されたＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像の応用例を説明する。まずは、カルシウム画像を利用した位置合わせについて説明する。

図１０は、カルシウム画像ＣａＩを利用した放射線治療時における位置合わせの処理の流れを模式的に示す図である。図１０に示すように、まず、治療計画段階において治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、被検体Ｐに関するカルシウム画像ＣａＩのデータを発生し、治療装置群５のコンソール６に送信する。カルシウム画像ＣａＩには、被検体内のカルシウム、支配的には、骨に関する画素領域（以下、骨領域と呼ぶ）ＲＢ１が含まれている。次に、治療直前段階において治療装置群５の治療用Ｘ線ＣＴスキャナ７は、同一被検体の同一撮像部位をＣＴスキャンし、治療装置群５のコンソール６は、ＣＴスキャナ７からのｒａｗデータに基づいて治療用ＣＴ画像ＣＴＩのデータを発生する。治療用ＣＴ画像ＣＴＩには、被検体Ｐに関する画素領域（以下、被検体領域と呼ぶ）ＲＰが含まれている。被検体領域ＲＰには、骨領域ＲＢ２が含まれている。コンソール６は、治療用ＣＴ画像ＣＴＩ内の骨領域とカルシウム画像ＣａＩ内の骨領域との位置ずれ量を計算する。治療用ＣＴ画像ＣＴＩ内の骨領域は、既存の画像処理により特定される。そして、コンソール６は、計算された位置ずれ量に従って天板や支持体を移動させることにより、治療時の被検体Ｐの空間的配置をカルシウム画像ＣａＩの撮像時における被検体Ｐの空間的配置に合わせることができる。

応用例１に係る治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、カルシウムのＫ吸収端が属するエネルギー領域に関する収集データに基づいてカルシウム画像のデータを発生する。カルシウム画像には、原理的にカルシウム領域のみしか描出されていないため、治療計画装置４は、従来に比してより正確に位置合わせをすることができる。

応用例２：
次に、造影剤画像を利用した治療計画について説明する。

まず、治療計画段階において治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、造影剤が注入された被検体に関する造影剤画像のデータを発生し、治療計画装置４に送信する。ここで、造影剤は、血管造影のための造影剤であっても良いし、人体組織や病変部等に特異的に集積する性質を有する造影剤であっても良い。造影剤の主原料としては、例えば、ヨウ素がある。しかしながら、本実施形態に係る造影剤は、ヨウ素を主原料としたものに限定されず、比較的原子番号の若い（質量が小さい）臭素やフッ素等の如何なる成分を主原料とした造影剤にも適用可能である。以下、本実施形態に係る造影剤は、腫瘍等の病変部に特異的に集積する性質を有する造影剤であるとする。

図１１は、造影剤画像ＣＡＩの一例を示す図である。造影剤画像ＣＡＩは、造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域に関する収集データに基づいて発生されるため、理想的には、造影剤に対応する造影剤領域Ｒ１，Ｒ２のみを含んでいる。造影剤は、病変部に特異的に集積する性質を有している。造影剤濃度が高い画素領域Ｒ１は、造影剤濃度が低い画素領域Ｒ２病変部に比して、危険性が高いといえる。治療計画装置４は、造影剤画像ＣＡＩ内の造影剤領域Ｒ１，Ｒ２の位置と形状とに基づいて放射線の照射角度を決定する。そして治療計画装置４は、決定された照射角度に関する線量分布を、治療計画用ＣＴ画像を利用して計算する。

従来、治療部位は、医師等のユーザによるＣＴ画像の目視により決定される。従って、同一のＣＴ画像であってもユーザにより治療部位が異なる場合があった。しかしながら、応用例２に係る治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２は、病変部に特異的に集積する造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域に関する収集データに基づいて造影剤画像のデータを発生する。造影剤画像には、造影剤のみしか描出されていないため、治療計画装置４は、従来に比してより正確に治療部位を同定することができる。また、本実施形態は、フォトンカウンティングモードを利用しており、積分モードを利用した場合よりもＣＴ値の定量性が優れている。従って、積分モードによるＣＴ画像から画像処理により造影剤領域を抽出する場合に比して、本実施形態は、造影剤領域の抽出精度が高い。応用例２に係る放射線治療システム１は、従来に比してより高精度に治療計画を立てることができる。

応用例３：
従来の積分モードのＸ線ＣＴ装置により再構成された、同一被検体の同一部位に関する２つ以上のＣＴ画像を比較する場合、例えば、腸管の内容物の違いや造影剤の有無に起因してＣＴ値が異なり、臓器間を比較することが難しかった。

しかしながら、本実施形態に係る抽出部３４は、収集データの中から関心の無い物質に関するデータを取り除くことができる。従って、抽出部３４は、収集データから腸管の内容物や造影剤に関するデータを除去することができる。再構成部３６は、除去後の収集データに基づいて内容物領域や造影剤領域が除去されたＣＴ画像のデータを再構成する。図示しない画像処理部等は、これら２つのＣＴ画像の差分画像を発生する。差分画像には、臓器領域のみが正確に描出される。ユーザは、これの差分画像を観察することで、臓器間を比較することが出来る。

応用例４：
ユーザ指定の物質に限定されたＣＴ値の空間分布を示すＣＴ画像を利用して治療計画部４４による治療計画をさらに高精度に行うことができる。治療計画の際、ユーザは、ＣＴ画像を参照して放射線を照射する領域（以下、照射領域と呼ぶ）や放射線を照射してはいけない領域（非照射領域と呼ぶ）を指定する。以下、照射領域と非照射領域との指定処理について説明する。

治療計画装置４の表示部４６は、全エネルギー領域に関するＣＴ画像を表示する。このＣＴ画像は、電流積分モードによるＣＴ画像と同一の性質を有している。ユーザは、この全エネルギー領域に関するＣＴ画像を観察して、操作部４５を介して照射領域を指定したり非照射領域を指定したりする。ＣＴ画像においてカルシウム成分は、周囲の組織に比してＣＴ値が著しく高いため、カルシウム成分の周囲の組織のＣＴ値も高めてしまう。このため、カルシウム成分の周囲は、一般的に画質が劣化している。従って、カルシウム成分を含む、全エネルギー領域に関するＣＴ画像において指定された照射領域や非照射領域は、カルシウム成分の影響を受けて位置精度が良くない。位置精度を高めるため、表示部４６は、ユーザ指定の物質に関するＣＴ画像を表示する。例えば、表示部４６は、造影剤画像や水画像、他成分画像等を表示する。また、表示部４６は、全エネルギー領域に関するＣＴ画像とカルシウム画像との差分画像等を表示しても良い。造影剤画像や水画像、他成分画像、差分画像は、カルシウム成分を含んでいないので、カルシウム成分に起因する画質劣化が無い。ユーザは、これら画像を観察しながら照射領域や非照射領域を調整する。これにより、照射領域や非照射領域の位置精度をさらに高めることができる。

［効果］
上記の説明の通り、第１実施形態に係る放射線治療システム１は、Ｘ線発生部１９、Ｘ線検出部２１、抽出部３４、再構成部３６、及び治療計画部４４を有している。Ｘ線発生部１９は、Ｘ線フォトンを発生する。Ｘ線検出部２１は、Ｘ線発生部１９から発生され被検体Ｐを透過したＸ線フォトンをフォトンカウンティングモードで検出する。抽出部３４は、Ｘ線検出部２１からの収集データから、特定のエネルギー領域に属するＸ線フォトンに関する特定の収集データを、特定のエネルギー領域のために予め設定された閾値を利用して抽出する。再構成部３６は、特定の収集データに基づいて、この特定のエネルギー領域に対応する物質のＣＴ値の空間分布を表現する医用画像のデータを再構成する。治療計画部４４は、医用画像のデータを利用して被検体Ｐの放射線治療に関する治療パラメータを決定する。

この構成により、第１実施形態に係る放射線治療システム１は、フォトンカウンティング型のＸ線検出部２１を用いることにより、より定量性の高いＣＴ値を算出することができ、この定量性に優れたＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータを発生することができる。第１実施形態に係る放射線治療システム１は、このＣＴ画像を治療計画に利用するので、より精度の高い治療計画を立てることが出来る。また、ＣＴ値の定量性の向上により、個人の体内組成に応じた詳細な治療計画を立てることが可能となり、テーラーメイドの放射線治療を実現することが出きる。

かくして、第１実施形態によれば、治療計画の精度の向上を可能とし、ひいては、放射線治療の精度の向上を実現する。

（第２実施形態）
図１２は、第２実施形態に係る放射線治療装置１００のネットワーク構成を示す図である。図１２に示すように、放射線治療装置１００は、ネットワークを介して治療計画用Ｘ線ＣＴ（computed tomography）装置１００と治療計画装置３００とに接続されている。放射線治療装置１、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００、及び治療計画装置３００は、放射線治療システム４００を構成する。

治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００は、病院のＣＴ撮影室等に設置されたＸ線ＣＴ装置である。治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００は、治療計画段階において被検体をＣＴスキャンし、治療計画に利用する基礎データを収集・計算する。主な基礎データとしては、例えば、被検体に関するＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータが挙げられる。以下、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００により発生されたＣＴ画像を治療計画用ＣＴ画像と呼ぶことにする。治療計画用ＣＴ画像は、放射線治療による治療部位を含む撮像部位に関するボリュームデータである。

治療計画装置３００は、放射線治療の制御室等に設置されたコンピュータ装置である。治療計画装置３００は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００からの治療計画用ＣＴ画像のデータに基づいて治療パラメータを決定する。主な治療パラメータとしては、例えば、線量分布や標的体積、照射条件等が挙げられる。照射条件としては、治療放射線の線質や照射角度、照射エネルギー、治療照射野等が挙げられる。なお、治療計画装置３００は、制御室以外の他の場所に設置されていても良い。

放射線治療装置１００は、治療計画装置３００からの治療パラメータに従って被検体を放射線で治療する。放射線は、Ｘ線、電子線、中性子線、陽子線、重粒子線等である。なお第２実施形態において放射線治療用の放射線は、ＭＶ級の高エネルギーＸ線であるとする。

図１３は、放射線治療装置１００の構成を示す図である。図１３に示すように、放射線治療装置１００は、治療架台１０−２、寝台４０−２、及びコンソール６０−２を有している。治療架台１０−２と寝台４０−２とは、放射線治療室に設けられる。コンソール６０−２は、典型的には、放射線治療の制御室に設けられる。図１３及び図１４を参照しながら治療架台１０−２と寝台４０−２との構成について説明する。なお、図１４は、治療架台１０−２及び寝台４０−２の外観を模式的に示す図である。

図１３と図１４とに示すように、治療架台１０−２は、治療照射野に放射線治療用のＸ線を照射するための治療用Ｘ線照射系と、治療照射野の観察用のＸ線を照射するための観察用Ｘ線照射系とからなる２系統のＸ線照射系を装備している。

治療架台１０−２は、回転フレーム１１−２を搭載している。回転フレーム１１−２には、治療用Ｘ線照射系のＸ線管（以下、治療用Ｘ線管と呼ぶ）１２−２及びＸ線検出器（以下、治療用検出器と呼ぶ）１３−２と、観察用Ｘ線照射系のＸ線管（以下、観察用Ｘ線管と呼ぶ）１４−２及びＸ線検出器（以下、観察用検出器と呼ぶ）１５−２とが取り付けられている。治療用Ｘ線管１２−２と治療用検出器１３−２とは、回転軸Ｚを挟んで対向するように回転フレーム１１−２に取り付けられている。観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２とも、回転軸Ｚを挟んで対向するように回転フレーム１１−２に取り付けられている。回転フレーム１１−２は、治療用Ｘ線管１２−２、治療用検出器１３−２、観察用Ｘ線管１４−２、及び観察用検出器１５−２を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。ここで、治療用Ｘ線管１２−２、治療用検出器１３−２、観察用Ｘ線管１４−２、及び観察用検出器１５−２は、治療用Ｘ線管１２−２のＸ線焦点と治療用検出器１３−２の検出面中心とを結ぶ軸Ｒ１と、観察用Ｘ線管１４−２のＸ線焦点と観察用検出器１５−２の検出面中心とを結ぶ軸Ｒ２とが略直交するように回転フレーム１１−２に取り付けられる。回転フレーム１１−２は、回転駆動部１６−２からの駆動信号の供給を受けて回転軸Ｚ回りに回転する。回転駆動部１６−２は、コンソール６０−２内の架台制御部６５−２からの制御信号に従って回転フレーム１１−２に駆動信号を供給する。

治療用Ｘ線管１２−２は、高電圧発生部１７−２からの高電圧の印加を受けて、放射線治療のためのＭＶ（メガボルト）級の高エネルギーＸ線を発生する。高電圧発生部１７−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に従って高電圧を治療用Ｘ線管１２−２に印加する。治療用Ｘ線管１２−２の照射口部分には絞り機構１８−２が取り付けられている。絞り機構１８−２は、治療計画装置３００により計算された線量分布と照射野とを再現するためのマルチリーフコリメータを搭載している。絞り機構１８−２は、絞り駆動部１９−２からの駆動信号の供給を受けてマルチリーフコリメータを稼働する。絞り駆動部１９−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に応じた駆動信号を絞り機構１９−２に供給する。

治療用検出器１３−２は、フォトンカウンティングモード用のＸ線検出器である。治療用検出器１３−２は、２次元状に配列された複数の検出素子を有する。各検出素子は、治療用Ｘ線管１２−２からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた個数の電気パルスを発生する。検出素子は、フォトンカウンティングモードに適した物性を有するものが適宜選択されると良い。治療用検出器１３−２は、半導体検出器であっても、シンチレータ型検出器であっても良い。治療用検出器１３−２は、フォトンカウンティング型のデータ収集部２０−２に接続されている。なお、治療用検出器１３−２は、回転フレーム１１−２に開閉可能に支持されている。治療用Ｘ線による画像観察を行わない場合、治療用検出器１３−２は折り畳まれ、治療用Ｘ線による画像観察を行う場合、治療用検出器１３−２は開かれる。治療用検出器１３−２は、データ収集部２０−２に電気的に接続されている。

治療用検出器１３−２の治療用Ｘ線管側には、Ｘ線検出器用のコリメータ２１−２が取り付けられている。コリメータ２１−２は、チャンネル方向と列方向との両方向に関してＸ線遮蔽板が格子状に組まれている。コリメータ２１−２は、治療用検出器１３−２に含まれる複数の検出素子を個別に光学的に分離し、検出素子へのＸ線フォトンの入射方向を制限することにより散乱線を除去し、検出素子による一次線の検出能を向上させる。なお、コリメータ２１−２は、チャンネル方向と列方向との何れか一方のみに沿って配列されたＸ線遮蔽板から構成されても良い。

観察用Ｘ線管１４−２は、高電圧発生部２２−２からの高電圧の印加を受けて、画像観察のためのｋＶ（キロボルト）級のＸ線を発生する。高電圧発生部２２−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に従って高電圧を観察用Ｘ線管１４−２に印加する。観察用Ｘ線管１４−２の照射口部分には絞り機構２３−２が取り付けられている。絞り機構２３−２は、観察用Ｘ線管１４−２からのＸ線の立体角を制限するための複数の絞り羽根を有している。絞り機構２３−２は、絞り駆動部２４−２からの駆動信号の供給を受けて複数の絞り羽根を移動する。絞り駆動部２４−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に応じた駆動信号を絞り機構２３−２に供給する。

観察用検出器１５−２は、フォトンカウンティングモード用のＸ線検出器である。観察用検出器１５−２は、２次元状に配列された複数の検出素子を有する。各検出素子は、観察用Ｘ線管１４−２からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた個数の電気パルスを発生する。観察用検出器１５−２は、半導体検出器であっても、シンチレータ型検出器であっても良い。観察用検出器１５−２は、データ収集部２０−２に電気的に接続されている。また、観察用検出器１５−２の観察用Ｘ線管側には、コリメータ２１−２と略同一の構造を有するコリメータ２５−２が取り付けられている。

データ収集部２０−２は、治療用検出器１３−２と観察用検出器１５−２とで共用される。データ収集部２０−２は、架台制御部６５−２による制御に従って、治療用検出器１３−２及び観察用検出器１５−２からの電気パルスをフォトンカウンティングモードで収集し、電気パルスに基づいて収集データを発生する。データ収集部２０−２は、イベント毎のエネルギー値を検出素子座標に関連づけて一時的に記憶する記憶装置を有している。収集データは、このイベント毎のエネルギー値と検出素子座標とのデータを含んでいる。なお、検出素子座標は、検出素子のチャンネル番号と列番号とにより規定される。収集データは、例えば、治療架台１０−２に搭載された伝送部（図示せず）によりコンソール６０に伝送される。

寝台４０−２は、天板４１−２を有している。天板４１−２は、被検体Ｐを載置可能に構成される。天板４１−２は、ｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸により規定される３次元空間を移動自在に天板支持機構４３−２により支持されている。寝台駆動部４５−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に従って天板４１−２を移動させるために天板支持機構４３−２に駆動信号を供給する。

次に、図１３を参照しながら、コンソール６０−２の構成について説明する。コンソール６０−２は、システム制御部６１−２を中枢として、記憶部６２−２、表示部６３−２、操作部６４−２、架台制御部６５−２、抽出部６６−２、画像発生部６７−２、画像処理部６８−２、位置ずれ計算部６９−２、及び判定部７０−２を有している。

記憶部６２−２は、データ収集部２０−２からの収集データを記憶する。また、記憶部６２−２は、後述の画像発生部６７−２により発生された医用画像のデータを記憶する。また、記憶部６２−２は、治療計画用Ｘ線ＣＴ装置２００により予め発生された治療計画用ＣＴ画像のデータや、治療計画装置３００からの治療パラメータを記憶する。

表示部６３−２は、各種医用画像や治療パラメータを表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

操作部６４−２は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。

架台制御部６５−２は、放射線治療を実行するために、回転駆動部１６−２、高電圧発生部１７−２、及び絞り駆動部１９−２を同期的に制御する。具体的には、架台制御部６５−２は、治療用Ｘ線管１２−２を照射角度に応じた回転角度に配置するように回転駆動部１６−２を制御し、治療用Ｘ線管１２−２から照射エネルギーに応じた強度を有するＸ線が発生されるように高電圧発生部１７−２を制御し、線量分布と照射野とを再現するように絞り機構１８−２を稼働させるために絞り駆動部１９−２を制御する。

架台制御部６５−２は、放射線治療のための制御だけでなく、医用画像撮影のための制御も実行可能である。医用画像撮影のためのモードとしては、大きく分けてＸ線撮影モードとＣＴ撮影モードがある。Ｘ線撮影モードの場合、治療用Ｘ線によるＸ線撮影モードと、観察用Ｘ線によるＸ線撮影モードがある。治療用Ｘ線によるＸ線撮影モードの場合、架台制御部６５−２は、治療用Ｘ線に由来する収集データを発生するようにデータ収集部２０−２を制御する。観察用Ｘ線によるＸ線撮影モードの場合、架台制御部６５−２は、高電圧発生部２２−２、絞り駆動部２４−２、及びデータ収集部２０−２を同期的に制御する。具体的には、架台制御部６５−２は、観察用Ｘ線管１４−２からｋＶ級のＸ線が発生されるように高電圧発生部２２−２を制御し、所定の立体角に観察用Ｘ線を制限するように絞り駆動部２４−２を制御し、観察用Ｘ線に由来する収集データを発生するようにデータ収集部２０−２を制御する。架台制御部６５−２は、観察用Ｘ線管１４−２を所定の回転角度に配置するために回転駆動部１６−２を制御してもよい。治療用Ｘ線によるＸ線撮影モードは、放射線治療中において同時に実行されても良いし、放射線治療前において実行されても良い。ＣＴ撮影モードの場合、架台制御部６５−２は、回転駆動部１６−２、高電圧発生部２２−２、及びデータ収集部２０−２を同期的に制御する。具体的には、架台制御部６５−２は、観察用Ｘ線管１４−２を所定の角速度で回転させるために回転駆動部１６−２を制御し、観察用Ｘ線管１４−２からｋＶ級のＸ線が周期的に発生されるように高電圧発生部２２−２を制御し、Ｘ線の曝射周期に同期してビュー毎に収集データを発生するようにデータ収集部２０−２を制御する。

抽出部６６−２は、記憶部６２−２に記憶された収集データから、画像化対象が属するエネルギー領域に関する収集データを抽出する。エネルギー領域は、予め設定されたエネルギー閾値により規定される。以下、抽出処理前の収集データをオリジナルの収集データと呼ぶことにする。例えば、画像化対象が属するエネルギー領域は、ノイズ成分以外が属するエネルギー領域（非ノイズエネルギー領域）である。この場合、画像化対象は、Ｘ線が通過した全物質、典型的には、被検体に対応する。ノイズ成分は、Ｘ線検出器の回路ノイズや散乱線等の一次線以外のイベントに関するエネルギー成分である。すなわち、画像化対象が属するエネルギー領域が非ノイズエネルギー領域である場合、ノイズ成分が除去された収集データが抽出される。また、画像化対象が属するエネルギー領域は、特定の物質のＫ吸収端が属するエネルギー領域であってもよい。この場合、画像化対象は、被検体に含まれる物質のちの特定の物質に対応する。なお、特定の物質は、具体的には、水、カルシウム、造影剤、及びそれ以外の４つに分類される。画像化対象は、ユーザにより操作部６４−２を介して任意に設定可能である。

画像発生部６７−２は、抽出部６６−２により抽出された収集データに基づいて画像化対象に関する医用画像のデータを発生する。発生された医用画像は、単一の照射角度から観察用Ｘ線管１４−２により照射されたワンショットのＸ線に由来する。Ｘ線撮影モードの場合、画像発生部６７−２は、抽出後の収集データに基づいて、画像化対象に限定したＸ線透過像を示すＸ線画像のデータを発生する。以下、フォトンカウンティングモードを用いて得られたＸ線画像を、電流積分モードを用いて得られたＸ線画像と区別するために、ＰＣ＿Ｘ線画像と呼ぶことにする。ＣＴ撮影モードの場合、画像発生部６７−２は、抽出後の収集データに基づいて、画像化対象に限定したＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータを発生する。以下、フォトンカウンティングモードを用いて得られたＣＴ画像を、電流積分モードを用いて得られたＣＴ画像と区別するために、ＰＣ＿ＣＴ画像と呼ぶことにする。なお、画像発生処理の入力データは、抽出後の収集データのみに限定されず、オリジナルの収集データであっても良い。

画像処理部６８−２は、ＰＣ＿Ｘ線画像やＰＣ＿ＣＴ画像、治療計画用ＣＴ画像に対して種々の画像処理を施す。例えば、画像処理部６８−２は、ＰＣ＿ＣＴ画像に対して３次元画像処理を施す。３次元画像処理としては、画素値投影処理、ボリュームレンダリング、断面変換処理（ＭＰＲ）等が挙げられる。

位置ずれ計算部６９−２は、放射線治療中における被検体の体動量に関する指標値（以下、位置ずれ指標値と呼ぶ）を計算する。具体的には、位置ずれ計算部６９−２は、位置ずれ指標値として、画像発生部６７−２により発生された医用画像に含まれる基準領域の空間的な移動量を計算する。基準領域は、医用画像から高精度に抽出可能な画素領域であれば、如何なる部位でも良い。基準領域としては、例えば、造影剤に対応する画素領域（以下、造影剤領域と呼ぶ）、カルシウムに対応する画素領域（以下、カルシウム領域と呼ぶ）、マーカに対応する画素領域（以下、マーカ領域と呼ぶ）等が挙げられる。

判定部７０−２は、位置ずれ指標値が予め設定された許容範囲に収まるか否かを判定する。位置ずれ指標値が許容範囲に収まる場合、放射線治療が続行される。位置ずれ指標値が許容範囲に収まらない場合、架台制御部６５−２により、治療用Ｘ線の照射が停止される。

以上で放射線治療装置１００の構成に関する説明を終了する。なお、上記の説明において本実施形態に係る放射線治療装置１００は、機能及び構造的に分離されたデータ収集部２０−２と抽出部６６−２とを装備するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、放射線治療装置１００は、データ収集部２０−２に抽出部６６−２の機能が搭載されていても良い。

ここで、データ収集部２０−２と抽出部６６−２とをまとめて計数処理部と呼ぶことにする。第２実施形態において計数処理部は、治療用検出器１３−２及び観察用検出器１５−２からの電気パルスに基づいて、予め設定されたエネルギー範囲に含まれる計数データを求める構成であれば良い。この予め設定されたエネルギー範囲は、上述のような、画像化対象が属するエネルギー領域に対応する。上述のように、本実施形態に係る計数処理部の一例は、全てのイベントの収集データ（計数データ）を治療架台１０−２で発生し、全イベントの収集データをコンソール６０−２で記憶させ、記憶された全イベントの収集データから画像化対象が属するエネルギー領域に含まれる収集データをコンソール６０−２で抽出する。また、第２実施形態に係る計数処理部の他の形態としては、治療架台１０−２において、治療用検出器１３−２及び観察用検出器１５−２からの電気パルスのうちの、画像化対象が属するエネルギー領域に含まれる電気パルスを抽出し、抽出された電気パルスに限定して収集データを発生しても良い。

上記の説明において本実施形態に係る計数データは、イベントのエネルギー値と検出素子座標とを含むデジタルデータであるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、計数データは、イベントのカウント値と検出素子座標とを含むデジタルデータであっても良い。

なお、以下の説明を具体的に行うため、本実施形態に係る計数処理部は、図１３に示すように、機能及び構造的に分離されたデータ収集部２０−２と抽出部６６−２とから構成されるものとする。

このように、放射線治療装置１００は、フォトンカウンティング型のＸ線検出器１３−２，１５−２及びデータ収集部２０−２からなるデータ収集系を装備している。放射線治療装置１００は、フォトンカウンティングモードで収集された収集データに基づく医用画像を、位置ずれ指標値を利用した放射線治療の自動停止機能に用いる。

以下、システム制御部６１−２の制御のもとに行われる放射線治療自動停止処理の動作例について説明する。なお、以下の動作例においては、位置ずれ指標値の計算過程において用いられる基準領域は、腫瘍や治療照射野内の組織に集積する性質を有する薬剤に結合された造影剤に対応する造影剤領域であるとする。造影剤は、ヨウ素、臭素、フッ素等の如何なる成分を主成分とするものでも良い。以下の説明を具体的に行うため、造影剤に結合された薬剤は、腫瘍に集積する性質を有するものとする。

図１５は、システム制御部６１−２の制御のもとに行われる放射線治療の典型的な流れを示す図である。ユーザは、放射線治療の開始前に、被検体Ｐに造影剤を投与する。被検体に投与された造影剤は、時間が経過するにつれて、治療対象の腫瘍に集積し始める。ユーザは、放射線治療の準備が整うと、操作部６４−２を介して放射線治療の開始指示を入力する。

図１５に示すように、システム制御部６１−２は、ユーザにより操作部６４−２を介して放射線治療の開始指示がなされたことを契機として、架台制御部６５−２に放射線治療を開始させる（ステップＳ１）。ステップＳ１において架台制御部６５−２は、放射線治療を実行するために、回転駆動部１６−２、高電圧発生部１７−２、及び絞り駆動部１９−２を同期的に制御する。具体的には、架台制御部６５−２は、治療用Ｘ線管１２−２を照射角度に応じた回転角度に配置するように回転駆動部１６−２を制御し、線量分布と照射野とを再現するようにマルチリーフコリメータを稼働させるために絞り駆動部１９−２を制御する。そして治療用Ｘ線の照射の準備が整うと、架台制御部６５−２は、照射エネルギーに応じて高電圧発生部１７−２を制御し、治療用Ｘ線管１２−２から治療用Ｘ線を被検体Ｐの治療照射野に照射する。

放射線治療が開始されるとシステム制御部６１−２は、位置ずれ検知のために架台制御部６５−２にＸ線撮影モードを開始させる（ステップＳ２）。ステップＳ２において架台制御部６５−２は、ＰＣ＿Ｘ線画像を得るために、高電圧発生部２２−２、絞り駆動部２４−２、及ぶデータ収集部２０−２を同期的に制御する。具体的には、架台制御部６５−２は、絞り機構２４−２を制御し、所定の立体角に治療用Ｘ線を制限する。治療用Ｘ線の照射の準備が整うと、架台制御部６５−２は、高電圧発生部２２−２を制御し、観察用Ｘ線管１４−２から観察用Ｘ線を曝射させる。観察用Ｘ線は、間欠的に繰り返し曝射されても良いし、連続的に曝射されてもよい。そして架台制御部６５−２は、Ｘ線の曝射時間に同期して観察用Ｘ線に由来する収集データを発生するようにデータ収集部２０−２を制御する。収集データは、コンソール６０−２に伝送され、記憶部６２−２に記憶される。

ステップＳ２が行われるとシステム制御部６１−２は、抽出部６６−２に抽出処理を実行させる（ステップＳ３）。ステップＳ３において抽出部６６−２は、ステップＳ２において収集された収集データから、非ノイズエネルギー領域に属するデータを抽出する。以下、抽出部６６−２による抽出処理を詳細に説明する。

図１６は、観察用検出器１５−２により検出されたイベントの検出エネルギーのカウント数分布を示す図である。図１６のグラフは、縦軸がカウント数に規定され、横軸がエネルギー［ｋｅＶ］に規定されている。図１６に示すように、各イベントの検出エネルギーは、最小値Ｅｍｉｎから最大値Ｅｍａｘの範囲内に分布している。エネルギーＥｔｈ１以下の低エネルギー領域には、観察用検出器１５−２の回路ノイズや観察用Ｘ線の散乱線等に起因するエネルギーが含まれる。エネルギーＥｔｈ２以上の高エネルギー領域には、治療用Ｘ線の散乱線のエネルギーが含まれる。以下、Ｅｔｈ１以下の低エネルギー領域を低ノイズエネルギー領域と呼び、Ｅｔｈ１以上Ｅｔｈ２以下のエネルギー領域を非ノイズエネルギー領域と呼び、Ｅｔｈ２以上のエネルギー領域を高ノイズエネルギー領域と呼ぶ。このように、観察用検出器１５−２の収集データには、回路ノイズや観察用Ｘ線の散乱線、治療用Ｘ線の散乱線等によるイベントに関するデータが混入されてしまう。

上述のように、抽出部３４−２は、予め設定された閾値Ｅｔｈ１及びＥｔｈ２を利用して、データ収集部２０−２により発生された収集データから非ノイズエネルギー領域に関する収集データを抽出する。閾値Ｅｔｈ１は、低ノイズエネルギーと非ノイズエネルギーとを弁別可能なエネルギー値に設定される。閾値Ｅｔｈ２は、非ノイズエネルギーと高ノイズエネルギーとを弁別可能なエネルギー値に設定される。適切な閾値Ｅｔｈ１及びＥｔｈ２は、観察用検出器１５−２のエネルギー分解能、入射Ｘ線のフラックス、及び入射Ｘ線のエネルギー分布に基づいて決定される。エネルギー分解能は、半導体検出器の場合、電子・正孔対の発生に必要なエネルギーに対応し、シンチレータ型検出器の場合、光子の発生に必要なエネルギーに対応する。エネルギー分解能は、撮影前に予め計測された値が利用されれば良い。入射Ｘ線のフラックスとエネルギー分布とは、観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２との間に被検体Ｐ等の物体が配置されていない状態で、データ収集部２０−２によりフォトンカウンティングを実行することにより計測される。次に、観察用検出器１５−２のエネルギー分解能、入射Ｘ線のフラックス、及び入射Ｘ線のエネルギー分布に基づいて、ピークエネルギーとウィンドウ帯域とが抽出部６６−２により計算される。これらピークエネルギーとウィンドウ帯域とに基づいて閾値Ｅｔｈ１及びＥｔｈ２が抽出部６６−２により決定される。

図１７は、抽出部６６−２によるエネルギー閾値の決定方法を説明するための図であり、Ｘ線フォトンのエネルギースペクトルを模式的に示す図である。観察用Ｘ線管１５−２からの観察用Ｘ線のピークエネルギーは、入射Ｘ線のフラックスと入射Ｘ線のエネルギー分布とに基づいて計算される。図１７においてピークエネルギーは、１４０ｋｅＶであるものとする。ウィンドウ帯域は、その中心をピークエネルギー値に有し、エネルギー分解能に応じたエネルギー幅を有する。ウィンドウ帯域のエネルギー幅は、例えば、ＦＷＨＭ（半値幅：full width at half maximum）またはＦＷＴＭ（１／１０値幅：full width at tenth maximum）等のエネルギー分解能に応じた幅に設定される。ウィンドウ帯域のエネルギー幅は、ＦＷＨＭとＦＷＴＭのみに限定されず、エネルギー分解能に応じた任意の値に設定可能である。なお、エネルギー分解能が高いほどウィンドウ帯域のエネルギー幅が狭くなると良い。ウィンドウ帯域が決定されると抽出部６６−２は、このウィンドウ帯域に応じたエネルギー値に閾値Ｅｔｈ１及びＥｔｈ２を設定する。例えば、閾値Ｅｔｈ１はウィンドウ帯域の下限に設定され、閾値Ｅｔｈ２はウィンドウ帯域の上限に設定されると良い。なお、閾値Ｅｔｈ１及びＥｔｈ２は、ユーザにより操作部６４−２を介して指定された任意の値に設定されても良い。

ステップＳ３が行われるとシステム制御部６１−２は、画像発生部６７−２に画像発生処理を行わせる（ステップＳ４）。ステップＳ４において画像発生部６７−２は、ステップＳ３において抽出された収集データに基づいてＰＣ＿Ｘ線画像のデータを発生する。

具体的には、まず、画像発生部６７−２は、ステップＳ３において抽出された収集データを読み込み、検出素子座標（すなわち、検出素子）毎にイベント数をエネルギー値別にカウントする。次に、画像発生部６７−２は、カウント数のエネルギー積分を実行する。具体的には、画像発生部６７−２は、閾値Ｅｔｈ１から閾値Ｅｔｈ２までの区間に亘ってカウント数Ｃｏｕｎｔ（Ｅ）を積分する。積分値は、回路ノイズや観察用Ｘ線の散乱線、治療用Ｘ線の散乱線等のノイズによるエネルギーを含まず、検出された一次線のＸ線強度（フォトンエネルギー×フォトン数）に対応する。換言すれば、積分値は、Ｘ線パス上の全物質の吸収係数に厳密に対応する。画像発生部６７−２は、各検出素子に対応する画素に積分値を割り付けることにより、ＰＣ＿Ｘ線画像のデータを発生する。このＰＣ＿Ｘ線画像は、非ノイズエネルギー領域に属する収集データのみに基づいているので、ノイズを含んでいない。従って、このＰＣ＿Ｘ線画像は、電流積分モードにより得られたＸ線画像に比して、低ノイズ且つ高コントラストを有している。また、ＰＣ＿Ｘ線画像は、被検体Ｐに関する画素領域（以下、被検体領域と呼ぶ）の他に、造影剤領域を含んでいる。

なお、ＰＣ＿Ｘ線画像の画素に割り付けられるパラメータは、積分値のみに限定されない。例えば、画像発生部６７−２は、検出素子毎にイベント数をカウントし、このカウント数を画素に割り付けても良い。

ステップＳ４が行われるとシステム制御部６１−２は、位置ずれ計算部６９−２に位置ずれ指標値の計算処理を行わせる（ステップＳ５）。ステップＳ５において位置ずれ計算部６９−２は、治療計画に対する放射線治療時における被検体の位置ずれ量を評価するために、ＰＣ＿Ｘ線画像に含まれる造影剤領域の移動量を計算する。この移動量が位置ずれ指標値として利用される。例えば、移動量は、現在において発生されたＰＣ＿Ｘ線画像と比較対象のＰＣ＿Ｘ線画像との間の造影剤領域の基準点間の距離により規定される。比較対象のＰＣ＿Ｘ線画像は、例えば、一回前に発生されたＰＣ＿Ｘ線画像や一回目の治療用Ｘ線の曝射により発生されたＰＣ＿Ｘ線画像等の過去において発生されたＰＣ＿Ｘ線画像である。造影剤領域の基準点は、例えば、造影剤領域の中心点や重心点、端点等に設定されると良い。なお、位置ずれ指標値は、造影剤領域の移動量のみに限定されない。例えば、現在のＰＣ＿Ｘ線画像と過去のＰＣ＿Ｘ線画像との差分画像の画素数や画素値の統計値等が位置ずれ指標値として用いられても良い。統計値としては、最大値や平均値等が良い。

位置ずれ指標値の計算の際、被検体に関するＰＣ＿Ｘ線画像ではなく、造影剤に限定されたＰＣ＿Ｘ線画像が用いられても良い。造影剤に限定されたＰＣ＿Ｘ線画像は、例えば、以下のように発生される。まず、抽出部６６−２により、オリジナルの収集データから、造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域に関するデータが抽出される。造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域は、例えば、造影剤のＫ吸収端のエネルギー値を中心とした上述のウィンドウ帯域に設定されると良い。造影剤のＫ吸収端が属するエネルギー領域に関する収集データに基づいて、造影剤に限定されたＰＣ＿Ｘ線画像が画像発生部６７−２により発生される。造影剤に限定されたＰＣ＿Ｘ線画像は、造影剤領域のみを含んでいる。位置ずれ計算部６９−２は、造影剤に限定されたＰＣ＿Ｘ線画像を利用することで、より正確に移動量を計算することができる。

また、位置ずれ指標値は、現在のＰＣ＿Ｘ線画像と過去のＰＣ＿Ｘ線画像との間の造影剤領域の基準点間の距離（移動量）のみに限定されない。現在のＰＣ＿Ｘ線画像のみを利用して位置ずれ指標値が計算されても良い。例えば、位置ずれ指標値は、ＰＣ＿Ｘ線画像内の定点から造影剤領域の基準点までの距離により規定されても良い。ＰＣ＿Ｘ線画像内の定点は、ＰＣ＿Ｘ線画像の中心点や端点等に設定されると良い。また、他の位置ずれ指標値として、ＰＣ＿Ｘ線画像に含まれる水領域、骨領域、及び造影剤領域の比率が用いられても良い。位置ずれ指標値の種類は、ユーザにより操作部６４−２を介して任意に設定可能である。

ステップＳ５が行われると、システム制御部６１−２は、判定部７０−２に判定処理を行わせる（ステップＳ６）。ステップＳ６において判定部７０−２は、ステップＳ５において計算された位置ずれ指標値が、予め設定された閾値以下であるか否かを判定する。閾値は、ユーザにより操作部６４−２を介して任意の値に設定されると良い。

位置ずれ指標値が閾値以下であると判定された場合（ステップＳ６：ＹＥＳ）、システム制御部６１−２は、放射線治療の終了条件を満足するか否かを判定する（ステップＳ７）。例えば、システム制御部６１−２は、放射線治療の開始時刻からの投与線量や経過時間を計測している。計測された投与線量や経過時間等が閾値を越えていないと判定した場合（ステップＳ７：ＮＯ）、システム制御部６１−２は、架台制御部６５−２に放射線治療を続行させ、位置ずれ指標値の更新のために、再びステップＳ２に進む。ステップＳ２に戻ると再び、治療用Ｘ線管から治療用Ｘ線が曝射される。そして同様にしてステップＳ２〜ステップＳ７が繰り返し行われ、更新後の位置ずれ指標値が閾値以下であるか否かがステップＳ６において繰り返し判定される。位置ずれ指標値が閾値以下に留まり且つ放射線治療の終了条件が満たされていない間、ステップＳ２→Ｓ３→Ｓ４→Ｓ５→Ｓ６→Ｓ７→Ｓ２のループが繰り返し行われる。そして、放射線治療の終了条件が満たされたと判断した場合（ステップＳ７：ＹＥＳ）、システム制御部６１−２は、架台制御部６５−２に放射線治療を終了させる。

一方、放射線治療の終了条件が満たされる前に、位置ずれ指標値が閾値より大きいと判定された場合（ステップＳ６：ＮＯ）、システム制御部６１−２は、架台制御部６５−２に治療用放射線の停止処理を行わせる（ステップＳ８）。ステップＳ８において架台制御部６５−２は、高電圧発生部１７−２を制御し、治療用Ｘ線の照射を停止させる。治療用Ｘ線の照射の停止後は、ユーザによる操作部６４−２を介した再開指示がなされない限り、治療用Ｘ線の照射は停止し続けている。

ステップＳ７：ＹＥＳまたはステップＳ８が行われるとシステム制御部６１−２は、放射線治療を終了する。

放射線治療の自動停止機能により、放射線治療装置１００は、被検体の位置ずれが許容範囲を超えた場合に即座に放射線治療を停止することで、治療照射部位に限局した放射線治療を行うことができる。これにより、放射線治療の安全性及び精度が向上する。また、放射線治療装置１００は、フォトンカウンティングモードにより得られた収集データから非ノイズ収集データを抽出し、この非ノイズ収集データに基づくＰＣ＿Ｘ線画像を利用して位置ずれ指標値を計算している。本実施形態に係るＰＣ＿Ｘ線画像は、電流積分モードにより得られるＸ線画像に比して、各種ノイズ成分が高精度に除去されているので、低ノイズ且つ高コントラストである。一方、電流積分モードによるＸ線画像は、回路ノイズを除去することができないので、ノイズ成分を多く含む。結果的に、本実施形態に係る位置ずれ指標値は、電流積分モードに比して高精度である。

次に、第２実施形態に係る放射線治療装置１００の応用例について説明する。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

［応用例１］
放射線治療装置１００は、被検体の位置ずれが許容範囲を超えた場合、放射線治療を自動的に停止するとした。応用例１に係る放射線治療装置１００は、被検体の動き、典型的には、造影剤領域の動きに応じて治療用Ｘ線のＯＮとＯＦＦとを自動的に切り替える。

図１８は、応用例１に係る治療用Ｘ線の曝射に関するタイミングチャートを示す図である。図１８の（ａ）は、位置ずれ計算部６９−２により計算される位置ずれ指標値の時間変化を示し、図１８の（ｂ）は、治療用Ｘ線のＯＮ／ＯＦＦの切り替えタイミングを示す。図１８の（ａ）に示すように、位置ずれ指標値は、被検体の体動により閾値Ｔｈを上回ったり下回ったりする。判定部７０−２は、位置ずれ指標値をリアルタイムで監視し、閾値Ｔｈを上回るタイミングと下回るタイミングとを検知する。架台制御部６５−２は、位置ずれ指標値が閾値Ｔｈを上回ったことを契機として、治療用Ｘ線の照射を停止させるように高電圧発生部１７−２を制御する。また、架台制御部６５−２は、位置ずれ指標値が閾値Ｔｈを下回ったことを契機として、治療用Ｘ線の照射を開始させるように高電圧発生部１７−２を制御する。

このように、応用例１に係る放射線治療装置１００は、被検体の動きに応じて治療用Ｘ線のＯＮとＯＦＦとを自動的に切り替えることができる。従って、位置ずれが許容範囲に戻った場合に、ユーザによる指示無しに放射線治療を再開することができるので、ユーザの放射線治療に関する手間や治療時間が削減される。

［応用例２］
放射線治療装置１００は、主に観察用Ｘ線照射系においてＰＣ＿Ｘ線画像を発生するものとした。応用例２に係る放射線治療装置１００は、観察用Ｘ線照射系だけでなく、治療用Ｘ線照射系においてもＰＣ＿Ｘ線画像を発生する。両Ｘ線照射系によるＰＣ＿Ｘ線画像を用いて治療中における治療部位をモニタリングする。

両Ｘ線照射系により同時にＸ線フォトンを照射・検出する場合、データ収集部２０−２には、治療用検出器１３−２からの電気パルスと観察用検出器１５−２からの電気パルスとが供給される。抽出部６６−２は、治療用Ｘ線と観察用Ｘ線とのエネルギーが大きく異なることを利用して、治療用Ｘ線に由来するイベントと観察用Ｘ線に由来するイベントとを弁別することができる。抽出部６６−２は、治療用Ｘ線に由来するイベントと観察用Ｘ線に由来するイベントとを弁別可能なエネルギー閾値を利用して、治療用検出器１３−２に由来する収集データから非ノイズエネルギー領域に関するデータを抽出し、観察用検出器１５−２に由来する収集データから非ノイズエネルギー領域に関するデータを抽出する。そして、画像発生部６７−２は、治療用検出器１３−２に由来する抽出後の収集データに基づいてＰＣ＿Ｘ線画像のデータを発生する。また、画像発生部６７−２は、観察用検出器１５−２に由来する抽出後の収集データに基づいてＰＣ＿Ｘ線画像のデータを発生する。

治療用Ｘ線に関するＰＣ＿Ｘ線画像と観察用Ｘ線に関するＰＣ＿Ｘ線画像とは、表示部６３−２に並べて表示される。これにより、ユーザは、放射線治療を実行しながら、臓器等の治療部位の動きを治療用Ｘ線照射系に関するＰＣ＿Ｘ線画像と観察用Ｘ線照射系に関するＰＣ＿Ｘ線画像とで同時にリアルタイムで観察することができる。従って、応用例２に係る放射線治療装置１００は、放射線治療の精度を向上させることができる。

［応用例３］
応用例２に記載のように、治療中の治療照射野内を観察するために、治療用Ｘ線と観察用Ｘ線とを同時に照射する場合がある。互いに直交する異なるＸ線の相互作用により多くの散乱線が発生する。散乱線は、画質を低減させるだけでなく、フォトンカウンティング型のデータ収集系による一次線の計数能を低減させる。応用例３に係る放射線治療装置１００は、Ｘ線検出器１３−２，１５−２に入射する散乱線の数を減少させるために、特有の構造を有するコリメータ２１−２，２５−２を装備している。以下、応用例３に係るコリメータについて説明する。なお、応用例３に係るコリメータ２１−２，２５−２は、治療用検出器１３−２と観察用検出器１５−２との両方に取り付けられていても良いし、観察用検出器１５−２と治療用検出器１３−２との何れか一方に取り付けられていても良い。しかし、治療用検出器１３−２に取り付けられるコリメータ２１−２と観察用検出器１５−２に取り付けられるコリメータ２５−２とは同一の構造を有しているものとする。

図１９は、チャンネル方向に関するコリメータ２１−２，２５−２の構造を模式的に示す図であり、図２０は、列方向に関するコリメータ２１−２，２５−２の構造を模式的に示す図であり、図２１は、コリメータ２１−２，２５−２の平面図である。図１９、図２０、及び図２１に示すように、コリメータ２１−２，２５−２は、チャンネル方向と列方向との両方向に関して格子状に組まれたＸ線遮蔽板８１−２を有している。Ｘ線遮蔽板８１−２は、例えば、アルミニウムやモリブデン、タングステン等のＸ線遮蔽性を有する金属を材料として形成される。Ｘ線（レイ）は、Ｘ線遮蔽板８１−２に囲まれた開口８３−２を通過し、検出素子に到達する。

Ｘ線遮蔽板８１−２は、Ｘ線焦点Ｆｏを中心として放射状に配列される。これにより、Ｘ線遮蔽板８１−２は、全ての開口８３−２がＸ線焦点Ｆｏに照準し、各開口８３−２に入射するレイに平行する。すなわち、軸Ｒ１，Ｒ２からチャンネル方向及び列方向に沿って離れるにつれて、軸Ｒ１，Ｒ２との成す角度が大きくなる。このようなＸ線遮蔽板８１−２の配列により、各検出素子に入射する散乱線を大幅に減少させることができる。

従って、応用例３に係るコリメータ２１−２，２５−２は、治療用Ｘ線と観察用Ｘ線とを同時に照射する場合であっても、互いのＸ線の相互作用の影響を低減可能な入射構造を有している。これにより、Ｓ／Ｎが向上する。また、コリメータ２１−２，２５−２により、散乱線入射イベントが減少するので、データ収集部２０−２による一次線入射イベントの計数能を向上させることができる。

なお、コリメータ２１−２，２５−２は、チャンネル方向と列方向との何れか一方のみに沿って配列されたＸ線遮蔽板から構成されても良い。

［応用例４］
前述のように、放射線治療装置１００は、回転フレーム１１−２を回転させながら観察用Ｘ線照射系によりデータ収集することで、治療照射野内の３次元のＰＣ＿ＣＴ画像（ボリュームデータ）を再構成することができる。しかしながら、治療架台１０−２の回転フレーム１１−２の回転速度は、１ｒｐｍ程度であり、Ｘ線ＣＴ装置の回転フレームの回転速度に比して遅く、データ収集時間が長い。従って、被検体の体動や回転がた等により画質が低下しやすい。応用例４に係る放射線治療装置２００は、トモシンセシス（tomosynthesis）撮影の原理に従って観察用Ｘ線管１２−２と観察用検出器１３−２とを同期的に移動させながらデータ収集を行い、トモシンセシス画像（ボリュームデータ）を発生する。以下、応用例４に係る放射線治療装置２００について説明する。

図２２は、応用例４に係る放射線治療装置２００の構成を示す図である。図２２に示すように、治療架台１０−２は、さらに、観察用Ｘ線管支持機構２６−２、観察用Ｘ線管支持機構駆動部２７−２、観察用検出器支持機構２８−２、及び観察用検出器支持機構駆動部２９−２を有している。支持機構２６−２は、回転フレーム１１−２に取り付けられている。支持機構２６−２は、所定の円周軌道（Ｘ線管回転軌道）に沿って観察用Ｘ線管１４−２を回転移動可能に支持している。支持機構駆動部２７−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に従って観察用Ｘ線管１４−２をＸ線管回転軌道に沿って移動させる。支持機構２８−２は、回転フレーム１１−２に取り付けられている。支持機構２８−２は、所定の円周軌道（Ｘ線検出器回転軌道）に沿って観察用Ｘ線検出器１５−２を回転移動可能に支持している。支持機構駆動部２９−２は、架台制御部６５−２からの制御信号に従って観察用検出器１５−２をＸ線検出器回転軌道に沿って移動させる。架台制御部６５−２は、トモシンセシス撮影のために観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２とが連動して各円周軌道を移動するように支持機構駆動部２７−２と支持機構駆動部２９−２とを同期的に制御する。

図２３は、応用例４に係る架台制御部６５−２の制御のもとに行われる、トモシンセシス撮影における観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２との連動移動を説明するための図である。ここで、治療用Ｘ線管１２−２のＸ線焦点と治療用検出器１３−２の検出面中心とを結ぶ軸Ｒ１に直交する回転中心軸ＲＡを規定する。通常のＸ線撮影モードの場合、観察用Ｘ線管１４−２のＸ線焦点と観察用検出器１５−２の検出面中心とを結ぶ軸Ｒ２は、回転中心軸ＲＡに一致する。Ｘ線管回転軌道ＯＴの中心点とＸ線検出器回転軌道ＯＤの中心点とは、回転中心軸ＲＡ上にある。

トモシンセシス撮影は、回転中心軸ＲＡの周りをＸ線管回転軌道ＯＴに沿って観察用Ｘ線管１４−２が移動され、この観察用Ｘ線管１４−２の移動に同期して回転中心軸ＲＡの周りをＸ線検出器回転軌道ＯＤに沿って観察用検出器が移動される。この際、軸Ｒ１と軸Ｒ２との交点ＩＰは、空間的に固定される。観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２との交点Ｉｐを挟んだ対向関係は、観察用Ｘ線管１４と観察用検出器１５との回転移動中においても維持される。

架台制御部６５−２は、観察用Ｘ線管１４−２と観察用検出器１５−２との回転移動中、高電圧発生部２２−２とデータ収集部２０−２とを制御し、回転中心軸ＲＡ回りの複数の照射角度でＸ線撮影を行う。画像発生部６７−２は、複数の照射角度にそれぞれ対応する複数のＰＣ＿Ｘ線画像に基づいてトモシンセシス画像データ（ボリュームデータ）を再構成する。トモシンセシスにおける画像再構成法としては、例えば、シフト加算法に基づく断層再構成法やＦＢＰ（filtered back projection）法に基づく断層再構成法等の既存の断層再構成法が用いられれば良い。

このように、応用例４によれば、回転フレーム１１−２を回転させることなく、ボリュームデータであるトモシンセシス画像の画像再構成に必要なデータを揃えることができる。従って、応用例４に係る放射線治療装置２００は、放射線治療中であっても、ボリュームデータをリアルタイムで発生することができる。

応用例４において位置ずれ計算部６９−２は、トモシンセシス画像を利用して、本実施形態に係る放射線治療の自動停止機能において利用される位置ずれ指標値を計算しても良い。この場合、位置ずれ指標値は、トモシンセシス画像と治療計画ＣＴ画像との解剖学的な基準領域同士のレジストレーション情報が用いられると良い。具体的には、レジストレーション情報は、変形を考慮したレジストレーション技術（デフォーマブルレジストレーション技術）による基準領域同士の歪み及びねじれ値である。基準領域としては、例えば、造影剤領域、骨領域、マーカ領域、臓器領域、治療領域等が挙げられる。

例えば、位置ずれ計算部６９−２は、繰り返し発生されるトモシンセシス画像毎に治療計画用ＣＴ画像との基準領域同士の歪み及びねじれ値を、デフォーマブルレジストレーション技術を適用して繰り返し計算する。計算された歪み及びねじれ値が許容範囲を超えた場合、架台制御部６５−２は、高電圧発生部１７−２を制御し、治療用Ｘ線の照射を停止する。例えば、歪み及びねじれ値が許容できる線量分布やＤＶＨ（dose value histogram）を越えた場合、架台制御部６５−２は、高電圧発生部１７−２を制御し、治療用Ｘ線の照射を停止するとよい。

かくして第２実施形態によれば、位置ずれ検知精度が向上し、ひいては、放射線治療の精度が向上する。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１…放射線治療システム、２…治療計画用Ｘ線ＣＴ装置、４…治療計画装置、５…治療装置群、６…コンソール、７…治療用Ｘ線ＣＴスキャナ、８…放射線治療装置、９…寝台、１０…架台、１１…回転フレーム、１２…Ｘ線管、１３…フォトンカウンティング型Ｘ線検出器、１４…回転駆動部、１５…天板、１６…天板支持機構、１７…寝台駆動部、１８…高電圧発生部、１９…Ｘ線発生部、２０…フォトンカウンティング型データ収集部、２１…Ｘ線検出部、２２…伝送部、３０…コンピュータ装置、３１…システム制御部、３２…記憶部、３３…スキャン制御部、３４…抽出部、３５…投影データ生成部、３６…再構成部、３７…表示部、３８…操作部、３９…通信部、４１…制御部、４２…通信部、４３…記憶部、４４…治療計画部、４５…操作部、４６…表示部、６１…制御部、６２…通信部、６３…処理部、６４…表示部、６５…操作部、６６…記憶部、７１…回転フレーム、７２…Ｘ線管、７３…Ｘ線検出器、７４…回転駆動部、７５…スキャン制御部、７６…高電圧発生部、７７…データ収集部、７８…通信部、８１…回転支持機構、８２…支持体、８３…回転駆動部、８４…治療制御部、８５…放射線源、８６…絞り機構、８７…高電圧発生部、８８…絞り駆動部、８９…通信部、９１…天板、９２…天板支持機構、９３…寝台駆動部、９４…寝台制御部、９５…通信部

Claims (22)

1. 観察用の放射線を発生する第１の放射線源と、
   前記第１の放射線源から発生され被検体を透過した放射線を検出する第１の検出器と、
   治療用の放射線を発生する第２の放射線源と、
   前記第１の検出器からの第１の出力信号に基づいて、予め設定されたエネルギー範囲に含まれるフォトンの計数値である第１の計数データを発生する計数処理部と、
   前記第１の計数データに基づいて第１の医用画像のデータを発生する画像発生部と、
   を具備する放射線治療システム。
2. 前記計数処理部は、
   前記第１の検出器からの前記第１の出力信号をフォトンカウンティングモードで収集し、前記第１の出力信号に基づく第１の収集データを発生するデータ収集部と、
   前記第１の収集データからノイズ成分が低減された第１の計数データを、前記予め設定されたエネルギー範囲を利用して抽出する抽出部と、を有する、
   請求項１記載の放射線治療システム。
3. 前記第１の医用画像を利用して前記被検体の体動量に関する指標値を計算する指標値計算部、をさらに備える請求項１又は２記載の放射線治療システム。
4. 前記指標値が閾値以下にあるか否かを判定する判定部と、
   前記指標値が前記閾値以下にないと判定された場合、前記第２の放射線源からの放射線の照射を停止させる制御部と、をさらに備える、
   請求項３記載の放射線治療システム。
5. 前記指標値が閾値を上回るタイミングと下回るタイミングとを検知する検知部と、
   前記指標値が前記閾値を上回ることを契機として、前記第２の放射線源からの放射線の照射を停止させ、前記指標値が前記閾値を下回ることを契機として、前記第２の放射線源からの放射線を曝射させる制御部と、をさらに備える、
   請求項３記載の放射線治療システム。
6. 前記第１の計数データは、前記第２の放射線源からの放射線の散乱線の入射イベントに関する計数データが除去されている、請求項１記載の放射線治療システム。
7. 前記第２の放射線源から発生され前記被検体を透過した放射線を検出する第２の検出器と、
   前記第１の放射線源と前記１の検出器とが前記被検体を挟んで向かい合い、かつ、前記第２の放射線源と前記２の検出器とが前記被検体を挟んで向かい合うように前記第１の放射線源、前記１の検出器、前記第２の放射線源、及び前記２の検出器を同一の回転軸回りに回転可能に支持する支持機構と、をさらに備える、
   請求項１記載の放射線治療システム。
8. 前記計数処理部は、前記第２の検出器からの第２の出力信号に基づいて、予め設定された他のエネルギー範囲に含まれる第２の計数データを発生する、請求項７記載の放射線治療システム。
9. 前記画像発生部は、前記第２の計数データに基づいて第２の医用画像のデータを発生する、請求項８記載の放射線治療システム。
10. 前記第１の医用画像と前記第２の医用画像とを並べて表示する表示部、をさらに備える請求項９記載の放射線治療システム。
11. 前記第１の検出器の前記第１の放射線源側に取り付けられたコリメータをさらに備え、
    前記コリメータは、前記第１の放射線源のＸ線焦点を中心とした放射状に配列された、散乱線を除去するためのＸ線遮蔽板を有する、
    請求項１記載の放射線治療システム。
12. 前記第１の放射線源と前記１の検出器とが前記被検体を挟んで向かい合うように、前記第１の放射線源、前記１の検出器、及び前記第２の放射線源を支持する支持機構、をさらに備える、請求項１記載の放射線治療システム。
13. 前記第１の放射線源を、既定の軸を中心とした第１の円周軌道に沿って移動可能に支持する第１の支持機構と、
    前記第１の検出器を、前記既定の軸を中心とした第２の円周軌道に沿って移動可能に支持する第２の支持機構と、
    トモシンセシス撮影のために、前記第１の放射線源が前記第１の円周軌道に沿って移動し、前記第１の検出器が前記第２の円周軌道に沿って移動するように前記第１の支持機構と前記第２の支持機構とを同期制御し、前記第１の放射線源の移動中、前記既定の軸回りの複数の照射角度でＸ線撮影をする制御部と、をさらに備え、
    前記画像発生部は、前記複数の照射角度にそれぞれ対応する複数の医用画像に基づいて前記被検体に関するトモシンセシス画像のデータを再構成する、
    請求項１記載の放射線治療システム。
14. Ｘ線フォトンを発生するＸ線発生部と、
    前記Ｘ線発生部から発生され被検体を透過したＸ線フォトンをフォトンカウンティングモードで検出するＸ線検出部と、
    前記Ｘ線検出部からの出力データから、特定のエネルギー領域に属するＸ線フォトンに関する特定の出力データを、前記特定のエネルギー領域のために予め設定された閾値を利用して抽出する抽出部と、
    前記特定の出力データに基づいて、前記特定のエネルギー領域に対応する物質のＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータを再構成する再構成部と、
    前記ＣＴ画像のデータを利用して前記被検体の放射線治療に関する治療パラメータを決定する治療計画部と、
    を具備する放射線治療システム。
15. 前記特定のエネルギー領域は、前記Ｘ線検出部により検出されたＸ線フォトンのうちの一次Ｘ線が属するエネルギー領域に設定される、請求項１４記載の放射線治療システム。
16. 前記抽出部は、前記Ｘ線検出部に搭載されている電子回路に起因するノイズのエネルギー成分を前記出力データから除去することにより、前記出力データから前記特定の出力データを抽出する、請求項１４または１５記載の放射線治療システム。
17. 前記特定のエネルギー領域は、前記Ｘ線検出部により検出されたＸ線フォトンのうちの、前記被検体内に存在する特定の物質のＫ吸収端が属するエネルギー領域に設定される、請求項１４記載の放射線治療システム。
18. 前記特定の物質は、骨、造影剤、水、及びその他の成分の少なくとも一つである、請求項１７記載の放射線治療システム。
19. 画像処理部をさらに備え、
    前記抽出部は、前記出力データから、前記特定の出力データとして前記骨のＫ吸収端が属するエネルギー領域に関する骨データを抽出し、
    前記再構成部は、前記ＣＴ画像として、前記骨データに基づいて骨のＣＴ値の空間分布を表現する骨画像のデータを再構成し、
    前記画像処理部は、前記骨画像と治療直前時に撮像された治療直前ＣＴ画像との空間的な位置ずれ量を計算する、
    請求項１８記載の放射線治療システム。
20. 放射線を発生する放射線源と、
    前記放射源を搭載する支持体と、
    前記支持体を回転軸回りに回転可能に支持する回転支持機構と、
    前記回転支持機構を駆動するための動力を発生する第１駆動部と、
    前記被検体を載置するための天板と、
    前記天板を移動自在に支持する天板支持機構と、
    前記天板支持機構を駆動するための動力を発生する第２駆動部と、
    前記位置ずれ量に従って前記天板と前記支持体を移動するために前記第１駆動部と前記第２駆動部とを制御し、前記骨画像の撮像時における前記被検体の空間的配置に前記治療直前ＣＴ画像の撮像時における前記被検体の空間的配置を合わせる制御部と、
    をさらに備える請求項１９記載の放射線治療システム。
21. フォトンカウンティングモードで収集された、特定のエネルギー領域に属するＸ線フォトンに関する特定の出力データに基づく、前記特定のエネルギー領域に対応する物質のＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像のデータを記憶する記憶部と、
    前記ＣＴ画像のデータを利用して前記被検体の放射線治療に関する治療パラメータを決定する治療計画部と、
    を具備する治療計画装置。
22. 第１のエネルギーを有する放射線を発生する第１の放射線源と、
    前記第１の放射線源から発生され被検体を透過した放射線を検出する第１の検出器と、
    前記第１のエネルギーよりも大きい第２のエネルギーを有する治療用の放射線を発生する第２の放射線源と、
    前記第２の放射線源から発生され被検体を透過した放射線を検出する第２の検出器と、
    前記第１の放射線源と前記１の検出器とが前記被検体を挟んで向かい合い、かつ、前記第２の放射線源と前記２の検出器とが前記被検体を挟んで向かい合うように前記第１の放射線源、前記１の検出器、前記第２の放射線源、及び前記２の検出器を同一の回転軸回りに回転可能に支持する回転支持機構と、
    前記第１の検出器からの第１の出力信号に基づいて、予め設定されたエネルギー範囲に含まれる計数データを求める計数処理部と、
    前記計数データに基づいて前記被検体に関する医用画像のデータを発生する画像発生部と、
    前記医用画像を利用して前記被検体の体動量に関する指標値を計算する計算部と、
    を具備する放射線治療システム。

Images