放射線断層撮影方法
【課題】被写体の三次元データを高精度に再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減すること。
【解決手段】２つの放射線が同時に曝射されたときに２つのセンサアレイによりそれぞれ撮影された第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と、一方の放射線だけが曝射されたときに一方のセンサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、他方の放射線が曝射されたときに一方のセンサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを撮影し、その片方曝射画像をその散乱線曝射画像に基づいて補正し、その補正された画像と第１同時曝射画像と第２同時曝射画像とを３次元データに再構成する。
【解決手段】２つの放射線が同時に曝射されたときに２つのセンサアレイによりそれぞれ撮影された第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と、一方の放射線だけが曝射されたときに一方のセンサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、他方の放射線が曝射されたときに一方のセンサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを撮影し、その片方曝射画像をその散乱線曝射画像に基づいて補正し、その補正された画像と第１同時曝射画像と第２同時曝射画像とを３次元データに再構成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線断層撮影方法に関し、特に、被写体の透過画像に基づいてその被写体の３次元データを再構成するときに利用される放射線断層撮影方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
撮影対象の回りを回転する線源からその撮影対象に照射される円錐状（コーン状）のＸ線を用いて撮影される複数のＸ線画像に基づいて、その撮影対象の三次元ＣＴデータを再構成するコーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ：Ｃｏｎｅ Ｂｅａｍ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が知られている。このようなコーンビームＣＴは、その線源を複数回の回転をさせることなく、その三次元ＣＴデータを短時間に作成することができる。人体を撮影対象とする場合には、呼吸性移動に起因する被写体ぶれを除いた高精度な画像を取得するために、撮影中に撮影対象者の息止めが必要となる。患者の負担を軽減するために、そのＸ線画像の撮影時間を短時間化することが望まれている。
【０００３】
その線源の回転速度を高速化することにより、コーンビームＣＴ撮影時間を短縮することができる。その線源を高速かつ安全に回転させるためには、大型の検出器等の回転部分を安全に収納する保護カバー等に機器を収める必要があり、その装置は、複雑で大型な機器となり高価なものになる。回転速度を上げることなく，高速なＣＢＣＴ撮影をすることが望まれている。さらに、被写体の三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減することが望まれている。
【０００４】
特開２００７−１１１３１４には、簡便な手法により散乱線の影響を除去することが可能なＸ線ＣＴ装置が開示されている。そのＸ線ＣＴ装置は、被検体の周りを回転するＸ線管球と、前記Ｘ線管球と対になり、前記被検体を間にして前記Ｘ線管球と対向して配置されて前記被検体の周りを回転するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に対して再構成処理を施すことにより画像データを生成する再構成処理部と、を有し、前記Ｘ線管球と前記Ｘ線検出器との対が複数設置されたＸ線ＣＴ装置であって、前記複数のＸ線管球のうち、１つのＸ線検出器と対になるＸ線管球を除いた他のＸ線管球を擬似体に対して曝射したときにおける、前記１つのＸ線検出器の出力を散乱線成分として記憶し、全てのＸ線検出器に対する散乱線成分を記憶した記憶部と、前記被検体に対して全てのＸ線管球を同時に曝射させるスキャン制御部と、前記全てのＸ線管球を同時に曝射したときにおける各Ｘ線検出器の出力から、前記記憶部に記憶されている各Ｘ線検出器に対する散乱線成分を減算する散乱線成分減算部と、を有し、前記再構成処理部は、前記減算後の出力に対して再構成処理を施すことにより画像データを生成することを特徴とする。
【０００５】
米国特許第６９８０６２６号明細書には、散乱線を用いて撮影されたＸ線散乱線イメージを、Ｘ線イメージの散乱線の影響を補正するために用いる方法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００７−１１１３１４
【特許文献２】米国特許第６９８０６２６号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の課題は、被写体の三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減する放射線断層撮影方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
以下に、発明を実施するための形態・実施例で使用される符号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を記載する。この符号は、特許請求の範囲の記載と発明を実施するための形態・実施例の記載との対応を明らかにするために付加されたものであり、特許請求の範囲に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【０００９】
本発明による放射線断層撮影方法は、複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出するステップと、その複数の補正後曝射画像に基づいて被写体（４３）の３次元データを算出するステップとを備えている。その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第１線源（２４）に対向する第１センサアレイ（３２）により撮影された第１同時曝射画像と、第１線源（２４）と異なる第２線源（２５）から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第２線源（２５）に対向する第２センサアレイ（３３）により撮影された第２同時曝射画像と、第１線源（２４）から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１片方曝射画像と、第２線源（２５）から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１散乱線曝射画像とを含んでいる。その第１同時曝射放射線は、その第２同時曝射放射線と同時に曝射される。
【００１０】
その第１片方曝射放射線は、第２線源（２５）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第２片方曝射放射線は、第１線源（２４）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第１同時曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）は、その第２同時曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その第１片方曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。
【００１１】
その複数の補正後曝射画像は、その第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、その第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含んでいる。その第１補正後同時曝射画像とその第１補正後片方曝射画像とは、第２線源（２５）から曝射される第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第１散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００１２】
第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）とは、互いに固定されている場合で、三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ（３２）が配置される角度と第２センサアレイ（３３）が配置される角度とが重複する重複撮影角度範囲が存在する。このような放射線断層撮影方法によれば、第１線源（２４）と第２線源（２５）との両方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像と第１線源（２４）と第２線源（２５）との一方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像とは、輝度のレベルが互いに等しくされることができ、被写体の３次元データをより高精度に算出することができる。このとき、第１線源（２４）と第２線源（２５）とは、その重複撮影角度範囲で両方が同時に放射線を曝射する必要がなく、さらに、被写体（４３）に曝射される放射線の被曝量をより低減することができる。
【００１３】
その第１散乱線曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１片方曝射撮影角度（７８−１８１〜７８−２０５）との差は、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１同時曝射撮影角度（７８−１〜７８−１８０）との差より小さく、かつ、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第２同時曝射撮影角度（７９−１〜７９−１８０）との差より小さいことが好ましい。
【００１４】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）と第２線源（２５）とを支持する走行ガントリ（１４）が１方向に回転している期間に、撮影される。このとき、その複数の曝射画像が撮影される撮影時間は、その複数の曝射画像が撮影される期間に走行ガントリ（１４）の回転方向を変化させることに比較して、短縮することができ、被写体（４３）の負担を軽減することができる。
【００１５】
その複数の曝射画像は、その第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２片方曝射画像と、その第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含んでいる。その第２片方曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２片方曝射撮影角度（６９−１）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）と異なっている。その複数の補正後曝射画像は、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、その第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含んでいる。その第２補正後同時曝射画像とその第２補正後片方曝射画像とは、第１線源（２４）から曝射される第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第２散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００１６】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１校正用曝射画像と、第２線源（２５）から第２校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含んでいる。その第１校正用曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１校正用撮影角度は、その第２校正用曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２校正用撮影角度に一致する。第１線源（２４）は、その第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。第２線源（２５）は、その第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。その第１補正後同時曝射画像とその第２補正後同時曝射画像とは、第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）との感度差がより小さくなるように、その第１校正用曝射画像とその第２校正用曝射画像とに基づいて算出される。
【００１７】
本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、複数の曝射画像を撮影する撮影部（５１）と、その複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出する補正部（５２）と、その複数の補正後曝射画像に基づいて被写体（４３）の３次元データを算出する再構成部（５３）とを備えている。その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第１線源（２４）に対向する第１センサアレイ（３２）により撮影された第１同時曝射画像と、第１線源（２４）と異なる第２線源（２５）から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第２線源（２５）に対向する第２センサアレイ（３３）により撮影された第２同時曝射画像と、第１線源（２４）から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１片方曝射画像と、第２線源（２５）から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１散乱線曝射画像とを含んでいる。
【００１８】
その第１同時曝射放射線は、その第２同時曝射放射線と同時に曝射される。その第１片方曝射放射線は、第２線源（２５）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第２片方曝射放射線は、第１線源（２４）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第１同時曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）は、その第２同時曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その第１片方曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。
【００１９】
その複数の補正後曝射画像は、その第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、その第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含んでいる。その第１補正後同時曝射画像とその第１補正後片方曝射画像とは、第２線源（２５）から曝射される第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第１散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００２０】
第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）とは、互いに固定されている場合で、三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ（３２）が配置される角度と第２センサアレイ（３３）が配置される角度とが重複する重複撮影角度範囲が存在する。放射線治療装置制御装置（２）によれば、第１線源（２４）と第２線源（２５）との両方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像と第１線源（２４）と第２線源（２５）との一方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像とは、輝度のレベルが互いに等しくされることができ、被写体の３次元データをより高精度に算出することができる。このとき、第１線源（２４）と第２線源（２５）とは、その重複撮影角度範囲で両方が同時に放射線を曝射する必要がなく、さらに、被写体（４３）に曝射される放射線の被曝量をより低減することができる。
【００２１】
その第１散乱線曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）との差は、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）との差より小さく、かつ、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）との差より小さいことが好ましい。
【００２２】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）と第２線源（２５）とを支持する走行ガントリ（１４）が１方向に回転している期間に、撮影される。このとき、その複数の曝射画像が撮影される撮影時間は、その複数の曝射画像が撮影される期間に走行ガントリ（１４）の回転方向を変化させることに比較して、短縮することができ、被写体（４３）の負担を軽減することができる。
【００２３】
その複数の曝射画像は、その第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２片方曝射画像と、その第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含んでいる。その第２片方曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２片方曝射撮影角度（６９−１）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その複数の補正後曝射画像は、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、その第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含んでいる。その第２補正後同時曝射画像とその第２補正後片方曝射画像とは、第１線源（２４）から曝射される第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第２散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００２４】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１校正用曝射画像と、第２線源（２５）から第２校正用放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含んでいる。その第１校正用曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１校正用撮影角度は、その第２校正用曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２校正用撮影角度に一致する。第１線源（２４）は、その第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。第２線源（２５）は、その第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。その第１補正後同時曝射画像とその第２補正後同時曝射画像とは、第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）との感度差がより小さくなるように、その第１校正用曝射画像とその第２校正用曝射画像とに基づいて算出される。
【００２５】
本発明による放射線治療システム（１）は、本発明による放射線治療装置制御装置（２）と、放射線治療装置（３）とを備えている。放射線治療装置（３）は、第１線源（２４）と、第２線源（２５）と、第１センサアレイ（３２）と、第２センサアレイ（３３）とを備えている。
【００２６】
放射線治療装置（３）は、被写体（４３）に治療用放射線を照射する治療用放射線照射装置をさらに備えている。
【発明の効果】
【００２７】
本発明による放射線断層撮影方法は、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】図１は、本発明による放射線治療システムの実施の形態を示すブロック図である。
【図２】図２は、放射線治療装置を示す斜視図である。
【図３】図３は、放射線治療装置制御装置を示すブロック図である。
【図４】図４は、診断用Ｘ線源の動作を示し、センサアレイの動作を示すタイミングチャートである。
【図５】図５は、診断用Ｘ線源とセンサアレイとの位置関係を示す図である。
【図６】図６は、診断用Ｘ線源の動作を示し、センサアレイの動作を示すタイミングチャートである。
【図７】図７は、診断用Ｘ線源とセンサアレイとの位置関係を示す図である。
【図８】図８は、輝度の累積度数を示すグラフである。
【図９】図９は、他の放射線治療装置を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
図面を参照して、本発明による放射線治療システムの実施の形態を記載する。その放射線治療システム１は、図１に示されているように、放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とを備えている。放射線治療装置制御装置２は、パーソナルコンピュータに例示されるコンピュータである。放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とは、双方向に情報を伝送することができるように、互いに接続されている。
【００３０】
図２は、放射線治療装置３を示している。放射線治療装置３は、Ｏリング１２と走行ガントリ１４と治療用放射線照射装置１６とを備えている。Ｏリング１２は、リング状に形成され、回転軸１７を中心に回転可能に基礎に支持されている。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。走行ガントリ１４は、リング状に形成され、Ｏリング１２のリングの内側に配置され、回転軸１８を中心に回転可能にＯリング１２に支持されている。回転軸１８は、鉛直方向に垂直であり、回転軸１７に含まれるアイソセンタ１９を通っている。回転軸１８は、Ｏリング１２に対して固定され、すなわち、Ｏリング１２とともに回転軸１７を中心に回転する。
【００３１】
治療用放射線照射装置１６は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。治療用放射線照射装置１６は、チルト軸２１に回転可能に、かつ、パン軸２２に回転可能に、走行ガントリ１４に支持されている。パン軸２２は、走行ガントリ１４に対して固定され、回転軸１８に交差しないで回転軸１８に平行である。チルト軸２１は、パン軸２２に直交している。チルト軸２１とパン軸２２との交点は、アイソセンタ１９から１ｍだけ離れている。
【００３２】
放射線治療装置３は、さらに、旋回駆動装置１１と首振り機構１５とを備え、図示されていない走行駆動装置を備えている。旋回駆動装置１１は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させる。その走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させる。首振り機構１５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、パン軸２２を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させ、チルト軸２１を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させる。
【００３３】
治療用放射線照射装置１６は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３を曝射する。治療用放射線２３は、パン軸２２とチルト軸２１とが交差する交点を頂点とするコーンビームである。治療用放射線２３は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線照射装置１６は、マルチリーフコリメータ２０を備えている。マルチリーフコリメータ２０は、治療用放射線２３が進行する領域に配置されるように、治療用放射線照射装置１６に固定されている。マルチリーフコリメータ２０は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３の一部を遮蔽し、治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状を変更する。
【００３４】
治療用放射線２３は、このように治療用放射線照射装置１６が走行ガントリ１４に支持されることにより、治療用放射線照射装置１６がアイソセンタ１９に向かうように走行ガントリ１４に固定されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ１４が回転しても、常に概ねアイソセンタ１９を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ１９に向けて治療用放射線２３の照射が可能になる。
【００３５】
放射線治療装置３は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置３は、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを備えている。第１診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、さらに、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とのなす角が直角（９０度）になるように、配置されている。第１センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第１診断用Ｘ線源２４に対向するように、配置されている。第２センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第２診断用Ｘ線源２５に対向するように、配置されている。
【００３６】
第１診断用Ｘ線源２４は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第１診断用Ｘ線３５をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第１診断用Ｘ線３５は、第１診断用Ｘ線源２４が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。第２診断用Ｘ線源２５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第２診断用Ｘ線３６をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第２診断用Ｘ線３６は、第２診断用Ｘ線源２５が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。
【００３７】
第１センサアレイ３２は、受光部を備えている。その受光部は、その受光部の走行ガントリ１４の回転方向の両端と第１診断用Ｘ線３５の頂点とを結ぶ２つの直線のなす広がり角が１２．０度になるように、形成されている。第１センサアレイ３２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいてＸ線画像を生成する。第２センサアレイ３３は、受光部を備えている。その受光部は、その受光部の走行ガントリ１４の回転方向の両端と第２診断用Ｘ線３６の頂点とを結ぶ２つの直線のなす広がり角が１２．０度になるように、形成されている。第２センサアレイ３３は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいてＸ線画像を生成する。そのＸ線画像は、複数の画素から形成されている。その複数の画素は、そのＸ線画像でマトリクス状に配置され、それぞれ輝度に対応付けられている。そのＸ線画像は、複数の画素の各々に対応する輝度が複数の画素の各々に着色されることにより、被写体を映し出している。第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３８】
このようなイメージャシステムによれば、第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とにより得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とするＸ線画像を生成することができる。
【００３９】
放射線治療装置３は、さらに、カウチ４１とカウチ駆動装置４２とを備えている。カウチ４１は、平行移動可能に基礎に支持されている。カウチ４１は、放射線治療システム１により治療される患者４３が横臥することに利用される。カウチ４１は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、その患者が動かないように、その患者をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、カウチ４１を平行移動させる。
【００４０】
図３は、放射線治療装置制御装置２を示している。その放射線治療装置制御装置２は、コンピュータであり、図示されていないＣＰＵと記憶装置とリムーバルメモリドライブと入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのＣＰＵは、放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのＣＰＵに利用される情報を記録し、そのＣＰＵにより生成される情報を記録する。そのリムーバルメモリドライブは、記録媒体が挿入されたときに、その記録媒体に記録されているデータを読み出すことに利用される。そのリムーバルメモリドライブは、特に、コンピュータプログラムが記録されている記録媒体が挿入されたときに、そのコンピュータプログラムを放射線治療装置制御装置２にインストールするときに利用される。その入力装置は、ユーザに操作されることにより生成される情報をそのＣＰＵに出力する。その入力装置としては、キーボード、マウスが例示される。その出力装置は、そのＣＰＵにより生成された情報をユーザに認識可能に出力する。その出力装置としては、ディスプレイが例示される。
【００４１】
そのインターフェースは、放射線治療装置制御装置２に接続される外部機器により生成される情報をそのＣＰＵに出力し、そのＣＰＵにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、放射線治療装置３の旋回駆動装置１１と走行駆動装置と首振り機構１５と治療用放射線照射装置１６とマルチリーフコリメータ２０と第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とカウチ駆動装置４２とを含んでいる。
【００４２】
放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムは、放射線治療装置制御装置２に複数の機能を実現させるための複数のコンピュータプログラムから形成されている。その複数の機能は、撮影部５１と補正部５２と再構成部５３と治療計画部５４と照射部５５とを含んでいる。
【００４３】
撮影部５１は、アイソセンタ１９に配置された被写体を映し出す複数枚のＸ線画像が撮影されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、撮影部５１は、基礎に対してＯリング１２が所定の旋回角度に配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が一定の角速度（たとえば、７度毎秒）で回転軸１８を中心に回転するように、その走行駆動装置を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、Ｘ線画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、Ｘ線画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００４４】
補正部５２は、撮影部５１により撮影された複数のＸ線画像に基づいて、複数の補正後Ｘ線画像を算出する。
【００４５】
再構成部５３は、補正部５２により補正された複数の補正後Ｘ線画像を３次元データに再構成する。その３次元データは、患者４３の臓器の立体的な形状を示し、複数のボクセルに複数の透過率を対応付けている。その複数のボクセルは、それぞれ、患者４３が配置される空間を隙間なく充填する複数の直方体に対応している。その直方体としては、一辺の長さが０．４ｍｍである立方体が例示される。その各ボクセルに対応する透過率は、その各ボクセルに対応する位置の立方体のＸ線の透過率を示している。
【００４６】
治療計画部５４は、再構成部５３により再構成された患者４３の３次元データをユーザにより閲覧可能に出力装置に表示する。治療計画部５４は、さらに、入力装置を用いて入力される情報に基づいて治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置を示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。
【００４７】
照射部５５は、治療計画部５４により作成された治療計画に示される放射線治療が実行されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、照射部５５は、その治療計画が示す照射角度に治療用放射線照射装置１６が患者４３に対して配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御し、旋回駆動装置１１を制御し、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。照射部５５は、さらに、２枚の患者４３のＸ線画像が撮影されるように、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを制御する。照射部５５は、さらに、その２枚のＸ線画像に基づいて、患者４３の患部の位置を算出し、その患部の形状を算出する。照射部５５は、さらに、その算出された患部の位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り機構１５を制御する。照射部５５は、さらに、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。照射部５５は、さらに、その患部に治療用放射線２３が照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。照射部５５は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、そのＸ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を繰り返して実行する。
【００４８】
図４は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射するタイミングを示している。そのタイミング６１は、撮影部５１により複数枚のＸ線画像が撮影されるときに、ガントリ角度が０度から１０２．０度までの値を示すように、走行ガントリ１４が回転することを示している。そのガントリ角度は、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が配置されている角度と初期ガントリ角度との差を示している。その初期ガントリ角度は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときにＯリング１２に対して走行ガントリ１４が初期的に配置される角度を示している。タイミング６１は、さらに、そのガントリ角度が０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。すなわち、タイミング６１は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ１）度（ｎ１＝１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。
【００４９】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射するタイミングを示している。そのタイミング６２は、そのガントリ角度が０．０度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。すなわち、タイミング６２は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ２）度（ｎ２＝０，１，２，３，…，１８０）を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。
【００５０】
タイミング６１とタイミング６２とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないことを示し、第２診断用Ｘ線３６だけが曝射されることを示している。タイミング６１とタイミング６２とは、さらに、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが同時に曝射されることを示している。タイミング６１とタイミング６２とは、さらに、そのガントリ角度が９０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないことを示し、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５だけが曝射されることを示している。
【００５１】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング６３は、そのガントリ角度が０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、そのタイミング６３は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ３）度（ｎ３＝０，１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。
【００５２】
タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、第１センサアレイ３２により生成されるＸ線画像が第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像とを含んでいることを示している。その第１同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときにその第１同時曝射画像が生成されることを示している。その第１片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が９０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときにその第１片方曝射画像が生成されることを示している。その第１散乱線画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときにその第１散乱線画像が生成されることを示している。
【００５３】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング６４は、そのガントリ角度が０度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示し、そのガントリ角度が１０２．０度を示すときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、タイミング６４は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ４）度（ｎ４＝０，１，２，３，…，１８０，２０４）を示すときに、第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。
【００５４】
タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、第２センサアレイ３３により生成されるＸ線画像が第２同時曝射画像と第２片方曝射画像と第２散乱線画像とを含んでいることを示している。その第２同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときにその第２同時曝射画像が生成されることを示している。その第２片方曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときにその第２片方曝射画像が生成されることを示している。その第２散乱線画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が１０２．０度を示すときにその第２散乱線画像が生成されることを示している。
【００５５】
図５は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とがそれぞれ配置される複数の位置の位置関係を示している。その位置関係６５は、複数の曝射角度６６−２〜６６−２０５と複数の曝射角度６７−１〜６７−１８１と複数の撮影角度６８−１〜６８−２０５と複数の撮影角度６９−１〜６９−２０５とを示している。
【００５６】
複数の曝射角度６６−２〜６６−２０５の各曝射角度６６−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が配置される角度を示し、第１診断用Ｘ線３５が曝射される角度を示している。複数の曝射角度６７−１〜６７−１８１の各曝射角度６７−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が配置される角度を示し、第２診断用Ｘ線３６が曝射される角度を示している。位置関係６５は、曝射角度６７−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に９０度であることを示している。
【００５７】
複数の撮影角度６８−１〜６８−２０５の各撮影角度６８−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１センサアレイ３２が配置される角度を示している。位置関係６５は、撮影角度６８−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係６５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係６５は、撮影角度６８−ｉと曝射角度６７−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係６５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００５８】
位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−２〜６８−１８１でその第１同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−１８２〜６８−２０５でその第１片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−１でその第１散乱線画像が撮影されることを示している。
【００５９】
複数の撮影角度６９−１〜６９−２０５の各撮影角度６９−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２センサアレイ３３が配置される角度を示している。位置関係６５は、撮影角度６９−ｉと曝射角度６７−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係６５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係６５は、撮影角度６９−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係６５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００６０】
位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−２〜６９−１８１でその第２同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−１でその第２片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−２０５でその第２散乱線画像が撮影されることを示している。
【００６１】
このとき、補正部５２により算出される複数の補正後Ｘ線画像は、その第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２補正後曝射画像とから形成されている。すなわち、補正部５２は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正し、その第１散乱線画像に基づいてその第２片方曝射画像を第２補正後曝射画像に補正する。
【００６２】
その第１補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第１片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。すなわち、その第１補正後片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１診断用Ｘ線３５の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、算出される。たとえば、その第１補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第１片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第１散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００６３】
その第２補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第２片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。すなわち、その第２補正後片方曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２診断用Ｘ線３６の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、算出される。たとえば、その第２補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第２片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第２散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００６４】
このとき、再構成部５３は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。その第１補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。さらに、その第２補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第２同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。複数の透過画像から再構成された３次元データは、その複数の透過画像の全体的な輝度のレベルが互いに異なっているときに、アーチファクト等に例示される画質劣化が発生することがある。このため、補正部５２により算出される第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて算出される３次元データは、このような画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００６５】
本発明による放射線断層撮影方法の実施の形態は、放射線治療システム１を用いて実行される。ユーザは、まず、放射線治療装置３のカウチ４１に患者４３を固定する。ユーザは、旋回角度と初期ガントリ角度とを放射線治療装置制御装置２に入力する。放射線治療装置制御装置２は、基礎に対してＯリング１２がその旋回角度に配置されるように旋回駆動装置１１を制御する。放射線治療装置制御装置２は、Ｏリング１２に対してその初期ガントリ角度に配置されるように放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。
【００６６】
放射線治療装置制御装置２は、回転軸１８を中心に走行ガントリ１４がその初期ガントリ角度から１０２．０度まで一定の角速度（たとえば、７度毎秒）で回転するように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ１）度｝に配置されたときに第１診断用Ｘ線３５が曝射するように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ２）度｝に配置されたときに第２診断用Ｘ線３６が曝射するように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ３）度｝に配置されたときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を撮影するように、第１センサアレイ３２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ４）度｝に配置されたときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を撮影するように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００６７】
放射線治療装置制御装置２は、このような動作により、第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像と第２同時曝射画像と第２片方曝射画像と第２散乱線画像とを撮影する。
【００６８】
放射線治療装置制御装置２は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正する。放射線治療装置制御装置２は、その第２散乱線画像に基づいてその第２片方曝射画像を第２補正後曝射画像に補正する。放射線治療装置制御装置２は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。
【００６９】
複数の透過画像から再構成された３次元データは、その複数の透過画像の全体的な輝度のレベルが互いに異なっているときに、アーチファクト等に例示される画質劣化が発生することがある。本発明による放射線断層撮影方法によれば、その第１補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。さらに、その第２補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第２同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。このため、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて算出される３次元データは、このような画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００７０】
コーンビームＣＴにより三次元ＣＴデータを再構成するためには、再構成に広がり角αのＸ線画像を用いるときに、（１８０＋α）度の角度範囲から撮影された複数のＸ線画像が必要である。放射線治療装置制御装置２は、アイソセンタ１９を中心にして垂直に配置される２つのイメージャを用いてその複数のＸ線画像が撮影されるように走行ガントリ１４を回転させるときに、その２つのイメージャの視野が重複する重複角度範囲が存在する。本発明による放射線断層撮影方法によれば、放射線治療装置３は、その重複角度範囲でその２つのイメージャにうちの一方だけを用いて患者４３のＸ線画像を撮影している。このため、放射線治療装置３は、さらに、その重複角度範囲でその２つのイメージャの両方を用いて患者４３のＸ線画像を撮影することに比較して、患者４３に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７１】
なお、補正部５２は、その第１（第２）片方曝射画像の輝度とその第１（第２）散乱線画像の輝度とを加算することと異なる他の補正を実行することもできる。その補正としては、第１（第２）補正後曝射画像の各画素に対応する輝度がその第１（第２）同時曝射画像のその画素に対応する輝度からその第１（第２）散乱線画像のその画素に対応する輝度を減算した差を示すように、第１（第２）補正後曝射画像を算出することが例示される。このとき、再構成部５３は、その第１補正後曝射画像と第１片方曝射画像と第２補正後曝射画像と第２片方曝射画像とに基づいて患者４３の３次元ＣＴデータを算出する。このような補正が適用された放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７２】
放射線治療システム１は、さらに、治療計画を作成する動作と、放射線治療する動作とを実行する。
【００７３】
その治療計画を作成する動作では、まず、放射線治療装置制御装置２は、本発明による放射線断層撮影方法により算出された３次元データに基づいて、その患者の患部とその患部の周辺の臓器とを示す画像を生成し、その画像をディスプレイに表示する。ユーザは、その画像を閲覧し、その患部の位置と形状とを特定し、その患部の位置と形状とを放射線治療装置制御装置２に入力する。放射線治療装置制御装置２は、その患部の位置と形状とに基づいて治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置を示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。
【００７４】
放射線治療する動作では、放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示す照射角度から治療用放射線２３がその治療計画が示す線量だけ患者４３の患部に照射されるように放射線治療装置３を制御する。すなわち、放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示すカウチ位置にカウチ４１が配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示すＯリング回転角にＯリング１２が配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その治療計画が示すガントリ回転角に走行ガントリ１４が配置されるように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。
【００７５】
放射線治療装置制御装置２は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その曝射された第１診断用Ｘ線３５が患者４３を透過した後の透過線に基づいて第１Ｘ線画像が撮影されるように、第１センサアレイ３２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その曝射された第２診断用Ｘ線３６が患者４３を透過した後の透過線に基づいて第２Ｘ線画像が撮影されるように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００７６】
放射線治療装置制御装置２は、その第１Ｘ線画像と第２Ｘ線画像とに基づいて患者４３の患部の位置と形状とを算出する。放射線治療装置制御装置２は、その算出された位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り機構１５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その患部に治療用放射線２３が照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、そのＸ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を周期的に繰り返して実行する。その周期としては、０．２秒が例示される。
【００７７】
その第１Ｘ線画像と第２Ｘ線画像とに基づいて算出された患者４３の患部の位置と形状とは、アイソセンタ１９を中心にして垂直と異なる他の角度に配置される２つのイメージャを用いてそれぞれ撮影される２枚のＸ線画像に基づいて算出される位置と形状とに比較して、より高精度である。このため、放射線治療装置３は、垂直と異なる他の角度に配置される２つのイメージャを備える他の放射線治療装置に比較して、より高精度に放射線治療することができる。すなわち、本発明による放射線断層撮影方法は、このような高精度に放射線治療することができる放射線治療装置３に適用されることが好ましい。
【００７８】
なお、放射線治療装置３は、そのイメージャにより撮影されるＸ線画像の広がり角が１２．０度と異なるα度になるように形成されることもできる。このとき、走行ガントリ１４が回転する角度範囲は、１９２．０度から（１８０＋α）度に置換される。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７９】
本発明による放射線治療装置制御装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２の撮影部５１と補正部５２とが他の撮影部と他の補正部とにそれぞれ置換されている。
【００８０】
図６は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射するタイミングを示している。そのタイミング７１は、その撮影部により複数枚のＸ線画像が撮影されるときに、ガントリ角度が０度から１０２．５度までの値を示すように、走行ガントリ１４が回転することを示している。そのガントリ角度は、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が配置されている角度と初期ガントリ角度との差を示している。その初期ガントリ角度は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときにＯリング１２に対して走行ガントリ１４が初期的に配置される角度を示している。タイミング７１は、さらに、そのガントリ角度が０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。すなわち、タイミング７１は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ１）度（ｍ１＝０，１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。
【００８１】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射するタイミングを示している。そのタイミング７２は、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。タイミング７２は、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。すなわち、タイミング７２は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ２）度（ｍ２＝０，１，２，３，…，１７９，２０５）を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。
【００８２】
タイミング７１とタイミング７２とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが同時に曝射されることを示している。タイミング７１とタイミング７２とは、さらに、そのガントリ角度が９０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないことを示し、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５だけが曝射されることを示している。タイミング７１とタイミング７２とは、さらに、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないことを示し、第２診断用Ｘ線３６だけが曝射されることを示している。
【００８３】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング７３は、そのガントリ角度が０度から１０２．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、そのタイミング７３は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ３）度（ｍ３＝０，１，２，３，…，２０５）を示すときに、第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。
【００８４】
タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、第１センサアレイ３２により生成されるＸ線画像が第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像とを含んでいることを示している。その第１同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときにその第１同時曝射画像が生成されることを示している。その第１片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が９０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときにその第１片方曝射画像が生成されることを示している。その第１散乱線画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときにその第１散乱線画像が生成されることを示している。
【００８５】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング７４は、そのガントリ角度が０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、タイミング７４は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ４）度（ｍ４＝０，１，２，３，…，１７９）を示すときに、第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。
【００８６】
タイミング７１とタイミング７２とタイミング７４とは、第２センサアレイ３３により生成されるＸ線画像が第２同時曝射画像のみから形成されていることを示している。その第２同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７４とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときにその第２同時曝射画像が生成されることを示している。
【００８７】
図７は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とがそれぞれ配置される複数の位置の位置関係を示している。その位置関係７５は、複数の曝射角度７６−１〜７６−２０５と複数の曝射角度７７−１〜７７−２０６と複数の撮影角度７８−１〜７８−２０６と複数の撮影角度７９−１〜７９−１８０とを示している。
【００８８】
複数の曝射角度７６−１〜７６−２０５の各曝射角度７６−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が配置される角度を示し、第１診断用Ｘ線３５が曝射される角度を示している。複数の曝射角度７７−１〜７７−２０６の各曝射角度７７−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が配置される角度を示し、第２診断用Ｘ線３６が曝射される角度を示している。位置関係７５は、曝射角度７７−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に９０度であることを示している。
【００８９】
複数の撮影角度７８−１〜７８−２０６の各撮影角度７８−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１センサアレイ３２が配置される角度を示している。位置関係７５は、撮影角度７８−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係７５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係７５は、撮影角度７８−ｉと曝射角度７７−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係７５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００９０】
位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−１〜７８−１８０でその第１同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−１８１〜７８−２０５でその第１片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−２０６でその第１散乱線画像が撮影されることを示している。
【００９１】
複数の撮影角度７９−１〜７９−１８０の各撮影角度７９−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２センサアレイ３３が配置される角度を示している。位置関係７５は、撮影角度７９−ｉと曝射角度７７−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係７５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係７５は、撮影角度７９−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係７５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００９２】
位置関係７５は、さらに、撮影角度７９−１〜７９−１８０でその第２同時曝射画像が撮影されることを示している。
【００９３】
その補正部は、その第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と第１補正後曝射画像とから形成されている複数の補正後Ｘ線画像を算出する。すなわち、その補正部は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正する。その第１補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第１片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。たとえば、その第１補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第１片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第１散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００９４】
このとき、再構成部５３は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。その第１補正後曝射画像は、全体的な輝度のレベルがその第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致するように、算出されている。このため、このように算出される３次元データは、画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００９５】
このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。このような放射線治療装置制御装置は、さらに、その第１散乱線画像が撮影される撮影角度とその第１片方曝射画像が撮影される撮影角度との差が小さい。第２診断用Ｘ線３６の患者４３による散乱線の程度は、一般的に、患者４３に対して第２診断用Ｘ線３６が曝射される曝射角度により変化する。このため、このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２に比較して、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像をより高精度に第１補正後曝射画像に補正することができる。その結果、このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２に比較して、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【００９６】
本発明による放射線治療装置制御装置の実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２の撮影部５１と補正部５２とが他の撮影部と他の補正部とにそれぞれ置換されている。
【００９７】
その撮影部は、撮影部５１の動作に加えて、さらに、第１センサアレイ３２が重複撮影角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御し、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御し、第１校正用曝射画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。その撮影部は、さらに、第２センサアレイ３３がその重複撮影角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御し、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御し、第２校正用曝射画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。その重複撮影角度は、重複撮影角度範囲に含まれる１つの角度を示している。その重複撮影角度範囲は、患者４３の３次元ＣＴデータを再構成することに必要である複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ３２が移動する角度範囲と第２センサアレイ３３が移動する角度範囲との重なりを示し、図５の撮影角度６９−１８１（６８−１）から撮影角度６９−２０５までの角度範囲を示している。
【００９８】
その補正部は、補正部５２の動作に加えて、さらに、その第１校正用曝射画像と第２校正用曝射画像とに基づいて輝度変換関数を算出する。
【００９９】
図８は、その輝度変換関数が算出されるときに用いられる累積度数分布８１と累積度数分布８２とを示している。累積度数分布８１は、その第１校正用曝射画像に含まれる複数の画素の輝度の累積度数を示している。このとき、その累積度数は、その輝度に１対１に対応している。累積度数分布８２は、その第２校正用曝射画像に含まれる複数の画素の輝度の累積度数を示している。このとき、その累積度数は、その輝度に１対１に対応している。
【０１００】
その補正部は、累積度数分布８１と累積度数分布８２とに基づいて輝度変換関数を算出する。その輝度変換関数は、累積度数分布８２で累積度数Ｉに対応する輝度ｘを、累積度数分布８１で累積度数Ｉに対応する輝度ｆ（ｘ）に対応付けている。すなわち、その輝度変換関数は、その輝度変換関数によりその第２校正用曝射画像の輝度の度数分布がその第１校正用曝射画像の輝度の度数分布に一致するように、算出される。
【０１０１】
その補正部は、さらに、その輝度変換関数に基づいて、その撮影部により撮影された第１同時曝射画像を補正後同時曝射画像に補正する。その補正後同時曝射画像は、その補正後同時曝射画像のある画素が示す輝度ｙがその第１同時曝射画像のその画素が示す輝度ｘを用いて輝度ｆ（ｘ）を示すように、算出される。このとき、再構成部５３は、再構成部５３は、その補正後同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。
【０１０２】
このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２と同様にして、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、患者４３に照射される放射線の被曝量を低減することができる。このような放射線治療装置制御装置は、さらに、複数のイメージャシステムごとの感度差に起因するその第１同時曝射画像と第２同時曝射画像との輝度の差をより低減することができ、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【０１０３】
なお、その補正部は、輝度分布の差と異なる他のパラメータの差に関して、第１同時曝射画像を補正後同時曝射画像に補正することもできる。そのパラメータとしては、複数のイメージャシステムの視野の差、カメラパラメータの差が例示される。このとき、放射線治療装置制御装置は、さらに、複数のイメージャシステムの差に起因するその第１同時曝射画像と第２同時曝射画像との差をより低減することができ、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【０１０４】
さらに、本発明による放射線断層撮影方法は、ｎ個のイメージャシステムを備える他の放射線治療装置に適用することもできる。このとき、ｎ個の診断用Ｘ線源は、ｎ個の診断用Ｘ線源のうちの隣接する２つとアイソセンタ１９とそれぞれ結ぶ２つの線分のなす角が（１８０／ｎ）度になるような位置に配置されている。
【０１０５】
図９は、その放射線治療装置を示している。その放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３のイメージャシステムが他のイメージャシステムに置換されている。すなわち、その放射線治療装置は、ｎが３であり、診断用Ｘ線源９１−１〜９１−３とセンサアレイ９２−１〜９２−３とを備えている。診断用Ｘ線源９１−１〜９１−３は、それぞれ、走行ガントリ１４に支持され、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。診断用Ｘ線源９１−２は、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−１を結ぶ線分とアイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−２を結ぶ線分とのなす角が６０度になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源９１−３は、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−２を結ぶ線分とアイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−３を結ぶ線分とのなす角が６０度になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源９１−１は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−１を曝射する。診断用Ｘ線源９１−２は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−２を曝射する。診断用Ｘ線源９１−３は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−３を曝射する。
【０１０６】
本発明による放射線断層撮影方法は、このような放射線治療装置に適用されるときに、患者の３次元データを作成する動作が他の動作に置換されている。放射線治療装置制御装置２は、その放射線治療装置の走行駆動装置を用いて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４をその初期ガントリ角度から（１８０／ｎ）度回転させる。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに、ｎ個の診断用Ｘ線源からそれぞれ診断用Ｘ線を同時に曝射して、患者４３のＸ線画像を撮影する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その放射線治療装置の走行駆動装置を用いて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を（１８０／ｎ）度からその広がり角１２．０度だけ回転させる。放射線治療装置制御装置２は、さらに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに、先行する１番目の診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線を曝射して、患者４３のＸ線画像を撮影する。
【０１０７】
放射線治療装置制御装置２は、さらに、ｎ個の診断用Ｘ線源のうちのその１番目の診断用Ｘ線源と異なる１つの診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線を曝射して、ｎ個のセンサアレイのうちのその１番目の診断用Ｘ線源に対向するセンサアレイを用いて患者４３の（ｎ−１）個の散乱線曝射画像をそれぞれ撮影する。
【０１０８】
放射線治療装置制御装置２は、さらに、散乱線に起因してＸ線画像に出現する影響の程度が同程度になるように、その（ｎ−１）個の散乱線曝射画像に基づいて、その１番目の診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線が曝射されたときに、その１番目の診断用Ｘ線源に対向するセンサアレイにより撮影されたＸ線画像の全部を補正する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その補正されたＸ線画像と、ｎ個の診断用Ｘ線源の全部から診断用Ｘ線が同時に曝射されたときに撮影されたＸ線画像とを再構成して患者４３の３次元ＣＴデータを算出する。このような動作でも、既述の実施の形態と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【符号の説明】
【０１０９】
１ ：放射線治療システム
２ ：放射線治療装置制御装置
３ ：放射線治療装置
１１：旋回駆動装置
１２：Ｏリング
１４：走行ガントリ
１５：首振り機構
１６：治療用放射線照射装置
１７：回転軸
１８：回転軸
１９：アイソセンタ
２０：マルチリーフコリメータ
２１：チルト軸
２２：パン軸
２３：治療用放射線
２４：第１診断用Ｘ線源
２５：第２診断用Ｘ線源
３２：第１センサアレイ
３３：第２センサアレイ
３５：第１診断用Ｘ線
３６：第２診断用Ｘ線
４１：カウチ
４２：カウチ駆動装置
４３：患者
５１：撮影部
５２：補正部
５３：再構成部
５４：治療計画部
５５：照射部
６１：タイミング
６２：タイミング
６３：タイミング
６４：タイミング
６５：位置関係
６６−２〜６６−２０５：複数の曝射角度
６７−１〜６７−１８１：複数の曝射角度
６８−１〜６８−２０５：複数の撮影角度
６９−１〜６９−２０５：複数の撮影角度
７１：タイミング
７２：タイミング
７３：タイミング
７４：タイミング
７５：位置関係
７６−１〜７６−２０５：複数の曝射角度
７７−１〜７７−２０６：複数の曝射角度
７８−１〜７８−２０６：複数の撮影角度
７９−１〜７９−１８０：複数の撮影角度
８１：累積度数分布
８２：累積度数分布
９１−１〜９１−３：診断用Ｘ線源
９２−１〜９２−３：センサアレイ
９３−１〜９３−３：診断用Ｘ線
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線断層撮影方法に関し、特に、被写体の透過画像に基づいてその被写体の３次元データを再構成するときに利用される放射線断層撮影方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
撮影対象の回りを回転する線源からその撮影対象に照射される円錐状（コーン状）のＸ線を用いて撮影される複数のＸ線画像に基づいて、その撮影対象の三次元ＣＴデータを再構成するコーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ：Ｃｏｎｅ Ｂｅａｍ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が知られている。このようなコーンビームＣＴは、その線源を複数回の回転をさせることなく、その三次元ＣＴデータを短時間に作成することができる。人体を撮影対象とする場合には、呼吸性移動に起因する被写体ぶれを除いた高精度な画像を取得するために、撮影中に撮影対象者の息止めが必要となる。患者の負担を軽減するために、そのＸ線画像の撮影時間を短時間化することが望まれている。
【０００３】
その線源の回転速度を高速化することにより、コーンビームＣＴ撮影時間を短縮することができる。その線源を高速かつ安全に回転させるためには、大型の検出器等の回転部分を安全に収納する保護カバー等に機器を収める必要があり、その装置は、複雑で大型な機器となり高価なものになる。回転速度を上げることなく，高速なＣＢＣＴ撮影をすることが望まれている。さらに、被写体の三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減することが望まれている。
【０００４】
特開２００７−１１１３１４には、簡便な手法により散乱線の影響を除去することが可能なＸ線ＣＴ装置が開示されている。そのＸ線ＣＴ装置は、被検体の周りを回転するＸ線管球と、前記Ｘ線管球と対になり、前記被検体を間にして前記Ｘ線管球と対向して配置されて前記被検体の周りを回転するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に対して再構成処理を施すことにより画像データを生成する再構成処理部と、を有し、前記Ｘ線管球と前記Ｘ線検出器との対が複数設置されたＸ線ＣＴ装置であって、前記複数のＸ線管球のうち、１つのＸ線検出器と対になるＸ線管球を除いた他のＸ線管球を擬似体に対して曝射したときにおける、前記１つのＸ線検出器の出力を散乱線成分として記憶し、全てのＸ線検出器に対する散乱線成分を記憶した記憶部と、前記被検体に対して全てのＸ線管球を同時に曝射させるスキャン制御部と、前記全てのＸ線管球を同時に曝射したときにおける各Ｘ線検出器の出力から、前記記憶部に記憶されている各Ｘ線検出器に対する散乱線成分を減算する散乱線成分減算部と、を有し、前記再構成処理部は、前記減算後の出力に対して再構成処理を施すことにより画像データを生成することを特徴とする。
【０００５】
米国特許第６９８０６２６号明細書には、散乱線を用いて撮影されたＸ線散乱線イメージを、Ｘ線イメージの散乱線の影響を補正するために用いる方法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００７−１１１３１４
【特許文献２】米国特許第６９８０６２６号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の課題は、被写体の三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減する放射線断層撮影方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
以下に、発明を実施するための形態・実施例で使用される符号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を記載する。この符号は、特許請求の範囲の記載と発明を実施するための形態・実施例の記載との対応を明らかにするために付加されたものであり、特許請求の範囲に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【０００９】
本発明による放射線断層撮影方法は、複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出するステップと、その複数の補正後曝射画像に基づいて被写体（４３）の３次元データを算出するステップとを備えている。その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第１線源（２４）に対向する第１センサアレイ（３２）により撮影された第１同時曝射画像と、第１線源（２４）と異なる第２線源（２５）から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第２線源（２５）に対向する第２センサアレイ（３３）により撮影された第２同時曝射画像と、第１線源（２４）から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１片方曝射画像と、第２線源（２５）から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１散乱線曝射画像とを含んでいる。その第１同時曝射放射線は、その第２同時曝射放射線と同時に曝射される。
【００１０】
その第１片方曝射放射線は、第２線源（２５）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第２片方曝射放射線は、第１線源（２４）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第１同時曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）は、その第２同時曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その第１片方曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。
【００１１】
その複数の補正後曝射画像は、その第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、その第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含んでいる。その第１補正後同時曝射画像とその第１補正後片方曝射画像とは、第２線源（２５）から曝射される第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第１散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００１２】
第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）とは、互いに固定されている場合で、三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ（３２）が配置される角度と第２センサアレイ（３３）が配置される角度とが重複する重複撮影角度範囲が存在する。このような放射線断層撮影方法によれば、第１線源（２４）と第２線源（２５）との両方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像と第１線源（２４）と第２線源（２５）との一方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像とは、輝度のレベルが互いに等しくされることができ、被写体の３次元データをより高精度に算出することができる。このとき、第１線源（２４）と第２線源（２５）とは、その重複撮影角度範囲で両方が同時に放射線を曝射する必要がなく、さらに、被写体（４３）に曝射される放射線の被曝量をより低減することができる。
【００１３】
その第１散乱線曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１片方曝射撮影角度（７８−１８１〜７８−２０５）との差は、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１同時曝射撮影角度（７８−１〜７８−１８０）との差より小さく、かつ、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第２同時曝射撮影角度（７９−１〜７９−１８０）との差より小さいことが好ましい。
【００１４】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）と第２線源（２５）とを支持する走行ガントリ（１４）が１方向に回転している期間に、撮影される。このとき、その複数の曝射画像が撮影される撮影時間は、その複数の曝射画像が撮影される期間に走行ガントリ（１４）の回転方向を変化させることに比較して、短縮することができ、被写体（４３）の負担を軽減することができる。
【００１５】
その複数の曝射画像は、その第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２片方曝射画像と、その第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含んでいる。その第２片方曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２片方曝射撮影角度（６９−１）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）と異なっている。その複数の補正後曝射画像は、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、その第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含んでいる。その第２補正後同時曝射画像とその第２補正後片方曝射画像とは、第１線源（２４）から曝射される第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第２散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００１６】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１校正用曝射画像と、第２線源（２５）から第２校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含んでいる。その第１校正用曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１校正用撮影角度は、その第２校正用曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２校正用撮影角度に一致する。第１線源（２４）は、その第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。第２線源（２５）は、その第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。その第１補正後同時曝射画像とその第２補正後同時曝射画像とは、第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）との感度差がより小さくなるように、その第１校正用曝射画像とその第２校正用曝射画像とに基づいて算出される。
【００１７】
本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、複数の曝射画像を撮影する撮影部（５１）と、その複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出する補正部（５２）と、その複数の補正後曝射画像に基づいて被写体（４３）の３次元データを算出する再構成部（５３）とを備えている。その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第１線源（２４）に対向する第１センサアレイ（３２）により撮影された第１同時曝射画像と、第１線源（２４）と異なる第２線源（２５）から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、被写体（４３）を介して第２線源（２５）に対向する第２センサアレイ（３３）により撮影された第２同時曝射画像と、第１線源（２４）から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１片方曝射画像と、第２線源（２５）から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１散乱線曝射画像とを含んでいる。
【００１８】
その第１同時曝射放射線は、その第２同時曝射放射線と同時に曝射される。その第１片方曝射放射線は、第２線源（２５）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第２片方曝射放射線は、第１線源（２４）から放射線が曝射されないときに、曝射される。その第１同時曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）は、その第２同時曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その第１片方曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。
【００１９】
その複数の補正後曝射画像は、その第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、その第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含んでいる。その第１補正後同時曝射画像とその第１補正後片方曝射画像とは、第２線源（２５）から曝射される第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１放射線（３６）の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第１散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００２０】
第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）とは、互いに固定されている場合で、三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ（３２）が配置される角度と第２センサアレイ（３３）が配置される角度とが重複する重複撮影角度範囲が存在する。放射線治療装置制御装置（２）によれば、第１線源（２４）と第２線源（２５）との両方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像と第１線源（２４）と第２線源（２５）との一方から放射線が曝射されたときに撮影されたＸ線画像とは、輝度のレベルが互いに等しくされることができ、被写体の３次元データをより高精度に算出することができる。このとき、第１線源（２４）と第２線源（２５）とは、その重複撮影角度範囲で両方が同時に放射線を曝射する必要がなく、さらに、被写体（４３）に曝射される放射線の被曝量をより低減することができる。
【００２１】
その第１散乱線曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１片方曝射撮影角度（６８−１８２〜６８−２０５）（７８−１８１〜７８−２０５）との差は、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）との差より小さく、かつ、第１散乱線曝射撮影角度（７８−２０６）と第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）との差より小さいことが好ましい。
【００２２】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）と第２線源（２５）とを支持する走行ガントリ（１４）が１方向に回転している期間に、撮影される。このとき、その複数の曝射画像が撮影される撮影時間は、その複数の曝射画像が撮影される期間に走行ガントリ（１４）の回転方向を変化させることに比較して、短縮することができ、被写体（４３）の負担を軽減することができる。
【００２３】
その複数の曝射画像は、その第２片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２片方曝射画像と、その第１片方曝射放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含んでいる。その第２片方曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２片方曝射撮影角度（６９−１）は、第１同時曝射撮影角度（６８−２〜６８−１８１）（７８−１〜７８−１８０）と異なり、第２同時曝射撮影角度（６９−２〜６９−１８１）（７９−１〜７９−１８０）と異なっている。その複数の補正後曝射画像は、その第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、その第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含んでいる。その第２補正後同時曝射画像とその第２補正後片方曝射画像とは、第１線源（２４）から曝射される第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２放射線（３５）の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、その第２散乱線曝射画像に基づいて算出される。
【００２４】
その複数の曝射画像は、第１線源（２４）から第１校正用放射線が曝射されたときに、第１センサアレイ（３２）により撮影された第１校正用曝射画像と、第２線源（２５）から第２校正用放射線が曝射されたときに、第２センサアレイ（３３）により撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含んでいる。その第１校正用曝射画像が撮影されたときに第１センサアレイ（３２）が配置された第１校正用撮影角度は、その第２校正用曝射画像が撮影されたときに第２センサアレイ（３３）が配置された第２校正用撮影角度に一致する。第１線源（２４）は、その第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。第２線源（２５）は、その第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射する。その第１補正後同時曝射画像とその第２補正後同時曝射画像とは、第１センサアレイ（３２）と第２センサアレイ（３３）との感度差がより小さくなるように、その第１校正用曝射画像とその第２校正用曝射画像とに基づいて算出される。
【００２５】
本発明による放射線治療システム（１）は、本発明による放射線治療装置制御装置（２）と、放射線治療装置（３）とを備えている。放射線治療装置（３）は、第１線源（２４）と、第２線源（２５）と、第１センサアレイ（３２）と、第２センサアレイ（３３）とを備えている。
【００２６】
放射線治療装置（３）は、被写体（４３）に治療用放射線を照射する治療用放射線照射装置をさらに備えている。
【発明の効果】
【００２７】
本発明による放射線断層撮影方法は、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その三次元データを再構成するための複数のＸ線画像を撮影するときの被写体の被曝量を低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】図１は、本発明による放射線治療システムの実施の形態を示すブロック図である。
【図２】図２は、放射線治療装置を示す斜視図である。
【図３】図３は、放射線治療装置制御装置を示すブロック図である。
【図４】図４は、診断用Ｘ線源の動作を示し、センサアレイの動作を示すタイミングチャートである。
【図５】図５は、診断用Ｘ線源とセンサアレイとの位置関係を示す図である。
【図６】図６は、診断用Ｘ線源の動作を示し、センサアレイの動作を示すタイミングチャートである。
【図７】図７は、診断用Ｘ線源とセンサアレイとの位置関係を示す図である。
【図８】図８は、輝度の累積度数を示すグラフである。
【図９】図９は、他の放射線治療装置を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
図面を参照して、本発明による放射線治療システムの実施の形態を記載する。その放射線治療システム１は、図１に示されているように、放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とを備えている。放射線治療装置制御装置２は、パーソナルコンピュータに例示されるコンピュータである。放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とは、双方向に情報を伝送することができるように、互いに接続されている。
【００３０】
図２は、放射線治療装置３を示している。放射線治療装置３は、Ｏリング１２と走行ガントリ１４と治療用放射線照射装置１６とを備えている。Ｏリング１２は、リング状に形成され、回転軸１７を中心に回転可能に基礎に支持されている。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。走行ガントリ１４は、リング状に形成され、Ｏリング１２のリングの内側に配置され、回転軸１８を中心に回転可能にＯリング１２に支持されている。回転軸１８は、鉛直方向に垂直であり、回転軸１７に含まれるアイソセンタ１９を通っている。回転軸１８は、Ｏリング１２に対して固定され、すなわち、Ｏリング１２とともに回転軸１７を中心に回転する。
【００３１】
治療用放射線照射装置１６は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。治療用放射線照射装置１６は、チルト軸２１に回転可能に、かつ、パン軸２２に回転可能に、走行ガントリ１４に支持されている。パン軸２２は、走行ガントリ１４に対して固定され、回転軸１８に交差しないで回転軸１８に平行である。チルト軸２１は、パン軸２２に直交している。チルト軸２１とパン軸２２との交点は、アイソセンタ１９から１ｍだけ離れている。
【００３２】
放射線治療装置３は、さらに、旋回駆動装置１１と首振り機構１５とを備え、図示されていない走行駆動装置を備えている。旋回駆動装置１１は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させる。その走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させる。首振り機構１５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、パン軸２２を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させ、チルト軸２１を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させる。
【００３３】
治療用放射線照射装置１６は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３を曝射する。治療用放射線２３は、パン軸２２とチルト軸２１とが交差する交点を頂点とするコーンビームである。治療用放射線２３は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線照射装置１６は、マルチリーフコリメータ２０を備えている。マルチリーフコリメータ２０は、治療用放射線２３が進行する領域に配置されるように、治療用放射線照射装置１６に固定されている。マルチリーフコリメータ２０は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３の一部を遮蔽し、治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状を変更する。
【００３４】
治療用放射線２３は、このように治療用放射線照射装置１６が走行ガントリ１４に支持されることにより、治療用放射線照射装置１６がアイソセンタ１９に向かうように走行ガントリ１４に固定されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ１４が回転しても、常に概ねアイソセンタ１９を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ１９に向けて治療用放射線２３の照射が可能になる。
【００３５】
放射線治療装置３は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置３は、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを備えている。第１診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、さらに、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とのなす角が直角（９０度）になるように、配置されている。第１センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第１診断用Ｘ線源２４に対向するように、配置されている。第２センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第２診断用Ｘ線源２５に対向するように、配置されている。
【００３６】
第１診断用Ｘ線源２４は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第１診断用Ｘ線３５をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第１診断用Ｘ線３５は、第１診断用Ｘ線源２４が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。第２診断用Ｘ線源２５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第２診断用Ｘ線３６をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第２診断用Ｘ線３６は、第２診断用Ｘ線源２５が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。
【００３７】
第１センサアレイ３２は、受光部を備えている。その受光部は、その受光部の走行ガントリ１４の回転方向の両端と第１診断用Ｘ線３５の頂点とを結ぶ２つの直線のなす広がり角が１２．０度になるように、形成されている。第１センサアレイ３２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいてＸ線画像を生成する。第２センサアレイ３３は、受光部を備えている。その受光部は、その受光部の走行ガントリ１４の回転方向の両端と第２診断用Ｘ線３６の頂点とを結ぶ２つの直線のなす広がり角が１２．０度になるように、形成されている。第２センサアレイ３３は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいてＸ線画像を生成する。そのＸ線画像は、複数の画素から形成されている。その複数の画素は、そのＸ線画像でマトリクス状に配置され、それぞれ輝度に対応付けられている。そのＸ線画像は、複数の画素の各々に対応する輝度が複数の画素の各々に着色されることにより、被写体を映し出している。第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
【００３８】
このようなイメージャシステムによれば、第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とにより得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とするＸ線画像を生成することができる。
【００３９】
放射線治療装置３は、さらに、カウチ４１とカウチ駆動装置４２とを備えている。カウチ４１は、平行移動可能に基礎に支持されている。カウチ４１は、放射線治療システム１により治療される患者４３が横臥することに利用される。カウチ４１は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、その患者が動かないように、その患者をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、カウチ４１を平行移動させる。
【００４０】
図３は、放射線治療装置制御装置２を示している。その放射線治療装置制御装置２は、コンピュータであり、図示されていないＣＰＵと記憶装置とリムーバルメモリドライブと入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのＣＰＵは、放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのＣＰＵに利用される情報を記録し、そのＣＰＵにより生成される情報を記録する。そのリムーバルメモリドライブは、記録媒体が挿入されたときに、その記録媒体に記録されているデータを読み出すことに利用される。そのリムーバルメモリドライブは、特に、コンピュータプログラムが記録されている記録媒体が挿入されたときに、そのコンピュータプログラムを放射線治療装置制御装置２にインストールするときに利用される。その入力装置は、ユーザに操作されることにより生成される情報をそのＣＰＵに出力する。その入力装置としては、キーボード、マウスが例示される。その出力装置は、そのＣＰＵにより生成された情報をユーザに認識可能に出力する。その出力装置としては、ディスプレイが例示される。
【００４１】
そのインターフェースは、放射線治療装置制御装置２に接続される外部機器により生成される情報をそのＣＰＵに出力し、そのＣＰＵにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、放射線治療装置３の旋回駆動装置１１と走行駆動装置と首振り機構１５と治療用放射線照射装置１６とマルチリーフコリメータ２０と第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とカウチ駆動装置４２とを含んでいる。
【００４２】
放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムは、放射線治療装置制御装置２に複数の機能を実現させるための複数のコンピュータプログラムから形成されている。その複数の機能は、撮影部５１と補正部５２と再構成部５３と治療計画部５４と照射部５５とを含んでいる。
【００４３】
撮影部５１は、アイソセンタ１９に配置された被写体を映し出す複数枚のＸ線画像が撮影されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、撮影部５１は、基礎に対してＯリング１２が所定の旋回角度に配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が一定の角速度（たとえば、７度毎秒）で回転軸１８を中心に回転するように、その走行駆動装置を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、Ｘ線画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。撮影部５１は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が所定のガントリ角度に配置されたときに、Ｘ線画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００４４】
補正部５２は、撮影部５１により撮影された複数のＸ線画像に基づいて、複数の補正後Ｘ線画像を算出する。
【００４５】
再構成部５３は、補正部５２により補正された複数の補正後Ｘ線画像を３次元データに再構成する。その３次元データは、患者４３の臓器の立体的な形状を示し、複数のボクセルに複数の透過率を対応付けている。その複数のボクセルは、それぞれ、患者４３が配置される空間を隙間なく充填する複数の直方体に対応している。その直方体としては、一辺の長さが０．４ｍｍである立方体が例示される。その各ボクセルに対応する透過率は、その各ボクセルに対応する位置の立方体のＸ線の透過率を示している。
【００４６】
治療計画部５４は、再構成部５３により再構成された患者４３の３次元データをユーザにより閲覧可能に出力装置に表示する。治療計画部５４は、さらに、入力装置を用いて入力される情報に基づいて治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置を示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。
【００４７】
照射部５５は、治療計画部５４により作成された治療計画に示される放射線治療が実行されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、照射部５５は、その治療計画が示す照射角度に治療用放射線照射装置１６が患者４３に対して配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御し、旋回駆動装置１１を制御し、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。照射部５５は、さらに、２枚の患者４３のＸ線画像が撮影されるように、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを制御する。照射部５５は、さらに、その２枚のＸ線画像に基づいて、患者４３の患部の位置を算出し、その患部の形状を算出する。照射部５５は、さらに、その算出された患部の位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り機構１５を制御する。照射部５５は、さらに、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。照射部５５は、さらに、その患部に治療用放射線２３が照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。照射部５５は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、そのＸ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を繰り返して実行する。
【００４８】
図４は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射するタイミングを示している。そのタイミング６１は、撮影部５１により複数枚のＸ線画像が撮影されるときに、ガントリ角度が０度から１０２．０度までの値を示すように、走行ガントリ１４が回転することを示している。そのガントリ角度は、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が配置されている角度と初期ガントリ角度との差を示している。その初期ガントリ角度は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときにＯリング１２に対して走行ガントリ１４が初期的に配置される角度を示している。タイミング６１は、さらに、そのガントリ角度が０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。すなわち、タイミング６１は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ１）度（ｎ１＝１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。
【００４９】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射するタイミングを示している。そのタイミング６２は、そのガントリ角度が０．０度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。すなわち、タイミング６２は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ２）度（ｎ２＝０，１，２，３，…，１８０）を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。
【００５０】
タイミング６１とタイミング６２とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないことを示し、第２診断用Ｘ線３６だけが曝射されることを示している。タイミング６１とタイミング６２とは、さらに、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが同時に曝射されることを示している。タイミング６１とタイミング６２とは、さらに、そのガントリ角度が９０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないことを示し、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５だけが曝射されることを示している。
【００５１】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング６３は、そのガントリ角度が０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、そのタイミング６３は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ３）度（ｎ３＝０，１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。
【００５２】
タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、第１センサアレイ３２により生成されるＸ線画像が第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像とを含んでいることを示している。その第１同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときにその第１同時曝射画像が生成されることを示している。その第１片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が９０．５度から１０２．０度までの範囲を変化するときにその第１片方曝射画像が生成されることを示している。その第１散乱線画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６３とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときにその第１散乱線画像が生成されることを示している。
【００５３】
図４は、さらに、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング６４は、そのガントリ角度が０度から９０．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示し、そのガントリ角度が１０２．０度を示すときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、タイミング６４は、そのガントリ角度が（０．５×ｎ４）度（ｎ４＝０，１，２，３，…，１８０，２０４）を示すときに、第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。
【００５４】
タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、第２センサアレイ３３により生成されるＸ線画像が第２同時曝射画像と第２片方曝射画像と第２散乱線画像とを含んでいることを示している。その第２同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が０．５度から９０．０度までの範囲を変化するときにその第２同時曝射画像が生成されることを示している。その第２片方曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が０．０度を示すときにその第２片方曝射画像が生成されることを示している。その第２散乱線画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング６１とタイミング６２とタイミング６４とは、そのガントリ角度が１０２．０度を示すときにその第２散乱線画像が生成されることを示している。
【００５５】
図５は、撮影部５１により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とがそれぞれ配置される複数の位置の位置関係を示している。その位置関係６５は、複数の曝射角度６６−２〜６６−２０５と複数の曝射角度６７−１〜６７−１８１と複数の撮影角度６８−１〜６８−２０５と複数の撮影角度６９−１〜６９−２０５とを示している。
【００５６】
複数の曝射角度６６−２〜６６−２０５の各曝射角度６６−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が配置される角度を示し、第１診断用Ｘ線３５が曝射される角度を示している。複数の曝射角度６７−１〜６７−１８１の各曝射角度６７−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が配置される角度を示し、第２診断用Ｘ線３６が曝射される角度を示している。位置関係６５は、曝射角度６７−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に９０度であることを示している。
【００５７】
複数の撮影角度６８−１〜６８−２０５の各撮影角度６８−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１センサアレイ３２が配置される角度を示している。位置関係６５は、撮影角度６８−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係６５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係６５は、撮影角度６８−ｉと曝射角度６７−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係６５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００５８】
位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−２〜６８−１８１でその第１同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−１８２〜６８−２０５でその第１片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６８−１でその第１散乱線画像が撮影されることを示している。
【００５９】
複数の撮影角度６９−１〜６９−２０５の各撮影角度６９−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２センサアレイ３３が配置される角度を示している。位置関係６５は、撮影角度６９−ｉと曝射角度６７−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係６５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係６５は、撮影角度６９−ｉと曝射角度６６−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係６５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００６０】
位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−２〜６９−１８１でその第２同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−１でその第２片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係６５は、さらに、撮影角度６９−２０５でその第２散乱線画像が撮影されることを示している。
【００６１】
このとき、補正部５２により算出される複数の補正後Ｘ線画像は、その第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２補正後曝射画像とから形成されている。すなわち、補正部５２は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正し、その第１散乱線画像に基づいてその第２片方曝射画像を第２補正後曝射画像に補正する。
【００６２】
その第１補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第１片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。すなわち、その第１補正後片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６の散乱線に起因してその第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第１診断用Ｘ線３５の散乱線に起因してその第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、算出される。たとえば、その第１補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第１片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第１散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００６３】
その第２補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第２片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。すなわち、その第２補正後片方曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５の散乱線に起因してその第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が第２診断用Ｘ線３６の散乱線に起因してその第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、算出される。たとえば、その第２補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第２片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第２散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００６４】
このとき、再構成部５３は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。その第１補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。さらに、その第２補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第２同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。複数の透過画像から再構成された３次元データは、その複数の透過画像の全体的な輝度のレベルが互いに異なっているときに、アーチファクト等に例示される画質劣化が発生することがある。このため、補正部５２により算出される第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて算出される３次元データは、このような画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００６５】
本発明による放射線断層撮影方法の実施の形態は、放射線治療システム１を用いて実行される。ユーザは、まず、放射線治療装置３のカウチ４１に患者４３を固定する。ユーザは、旋回角度と初期ガントリ角度とを放射線治療装置制御装置２に入力する。放射線治療装置制御装置２は、基礎に対してＯリング１２がその旋回角度に配置されるように旋回駆動装置１１を制御する。放射線治療装置制御装置２は、Ｏリング１２に対してその初期ガントリ角度に配置されるように放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。
【００６６】
放射線治療装置制御装置２は、回転軸１８を中心に走行ガントリ１４がその初期ガントリ角度から１０２．０度まで一定の角速度（たとえば、７度毎秒）で回転するように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ１）度｝に配置されたときに第１診断用Ｘ線３５が曝射するように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ２）度｝に配置されたときに第２診断用Ｘ線３６が曝射するように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ３）度｝に配置されたときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を撮影するように、第１センサアレイ３２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が所定のガントリ角度｛（０．５×ｎ４）度｝に配置されたときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を撮影するように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００６７】
放射線治療装置制御装置２は、このような動作により、第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像と第２同時曝射画像と第２片方曝射画像と第２散乱線画像とを撮影する。
【００６８】
放射線治療装置制御装置２は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正する。放射線治療装置制御装置２は、その第２散乱線画像に基づいてその第２片方曝射画像を第２補正後曝射画像に補正する。放射線治療装置制御装置２は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。
【００６９】
複数の透過画像から再構成された３次元データは、その複数の透過画像の全体的な輝度のレベルが互いに異なっているときに、アーチファクト等に例示される画質劣化が発生することがある。本発明による放射線断層撮影方法によれば、その第１補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。さらに、その第２補正後曝射画像の全体的な輝度のレベルは、その第２同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致している。このため、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて算出される３次元データは、このような画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００７０】
コーンビームＣＴにより三次元ＣＴデータを再構成するためには、再構成に広がり角αのＸ線画像を用いるときに、（１８０＋α）度の角度範囲から撮影された複数のＸ線画像が必要である。放射線治療装置制御装置２は、アイソセンタ１９を中心にして垂直に配置される２つのイメージャを用いてその複数のＸ線画像が撮影されるように走行ガントリ１４を回転させるときに、その２つのイメージャの視野が重複する重複角度範囲が存在する。本発明による放射線断層撮影方法によれば、放射線治療装置３は、その重複角度範囲でその２つのイメージャにうちの一方だけを用いて患者４３のＸ線画像を撮影している。このため、放射線治療装置３は、さらに、その重複角度範囲でその２つのイメージャの両方を用いて患者４３のＸ線画像を撮影することに比較して、患者４３に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７１】
なお、補正部５２は、その第１（第２）片方曝射画像の輝度とその第１（第２）散乱線画像の輝度とを加算することと異なる他の補正を実行することもできる。その補正としては、第１（第２）補正後曝射画像の各画素に対応する輝度がその第１（第２）同時曝射画像のその画素に対応する輝度からその第１（第２）散乱線画像のその画素に対応する輝度を減算した差を示すように、第１（第２）補正後曝射画像を算出することが例示される。このとき、再構成部５３は、その第１補正後曝射画像と第１片方曝射画像と第２補正後曝射画像と第２片方曝射画像とに基づいて患者４３の３次元ＣＴデータを算出する。このような補正が適用された放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７２】
放射線治療システム１は、さらに、治療計画を作成する動作と、放射線治療する動作とを実行する。
【００７３】
その治療計画を作成する動作では、まず、放射線治療装置制御装置２は、本発明による放射線断層撮影方法により算出された３次元データに基づいて、その患者の患部とその患部の周辺の臓器とを示す画像を生成し、その画像をディスプレイに表示する。ユーザは、その画像を閲覧し、その患部の位置と形状とを特定し、その患部の位置と形状とを放射線治療装置制御装置２に入力する。放射線治療装置制御装置２は、その患部の位置と形状とに基づいて治療計画を作成する。その治療計画は、患者４３の３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を照射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置を示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。
【００７４】
放射線治療する動作では、放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示す照射角度から治療用放射線２３がその治療計画が示す線量だけ患者４３の患部に照射されるように放射線治療装置３を制御する。すなわち、放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示すカウチ位置にカウチ４１が配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その治療計画が示すＯリング回転角にＯリング１２が配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その治療計画が示すガントリ回転角に走行ガントリ１４が配置されるように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。
【００７５】
放射線治療装置制御装置２は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その曝射された第１診断用Ｘ線３５が患者４３を透過した後の透過線に基づいて第１Ｘ線画像が撮影されるように、第１センサアレイ３２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その曝射された第２診断用Ｘ線３６が患者４３を透過した後の透過線に基づいて第２Ｘ線画像が撮影されるように、第２センサアレイ３３を制御する。
【００７６】
放射線治療装置制御装置２は、その第１Ｘ線画像と第２Ｘ線画像とに基づいて患者４３の患部の位置と形状とを算出する。放射線治療装置制御装置２は、その算出された位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り機構１５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その患部に治療用放射線２３が照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、そのＸ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を周期的に繰り返して実行する。その周期としては、０．２秒が例示される。
【００７７】
その第１Ｘ線画像と第２Ｘ線画像とに基づいて算出された患者４３の患部の位置と形状とは、アイソセンタ１９を中心にして垂直と異なる他の角度に配置される２つのイメージャを用いてそれぞれ撮影される２枚のＸ線画像に基づいて算出される位置と形状とに比較して、より高精度である。このため、放射線治療装置３は、垂直と異なる他の角度に配置される２つのイメージャを備える他の放射線治療装置に比較して、より高精度に放射線治療することができる。すなわち、本発明による放射線断層撮影方法は、このような高精度に放射線治療することができる放射線治療装置３に適用されることが好ましい。
【００７８】
なお、放射線治療装置３は、そのイメージャにより撮影されるＸ線画像の広がり角が１２．０度と異なるα度になるように形成されることもできる。このとき、走行ガントリ１４が回転する角度範囲は、１９２．０度から（１８０＋α）度に置換される。このような放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【００７９】
本発明による放射線治療装置制御装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２の撮影部５１と補正部５２とが他の撮影部と他の補正部とにそれぞれ置換されている。
【００８０】
図６は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射するタイミングを示している。そのタイミング７１は、その撮影部により複数枚のＸ線画像が撮影されるときに、ガントリ角度が０度から１０２．５度までの値を示すように、走行ガントリ１４が回転することを示している。そのガントリ角度は、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が配置されている角度と初期ガントリ角度との差を示している。その初期ガントリ角度は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときにＯリング１２に対して走行ガントリ１４が初期的に配置される角度を示している。タイミング７１は、さらに、そのガントリ角度が０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。すなわち、タイミング７１は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ１）度（ｍ１＝０，１，２，３，…，２０４）を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が第１診断用Ｘ線３５を曝射することを示している。
【００８１】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射するタイミングを示している。そのタイミング７２は、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。タイミング７２は、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。すなわち、タイミング７２は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ２）度（ｍ２＝０，１，２，３，…，１７９，２０５）を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が第２診断用Ｘ線３６を曝射することを示している。
【００８２】
タイミング７１とタイミング７２とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが同時に曝射されることを示している。タイミング７１とタイミング７２とは、さらに、そのガントリ角度が９０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときに、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないことを示し、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１診断用Ｘ線３５だけが曝射されることを示している。タイミング７１とタイミング７２とは、さらに、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないことを示し、第２診断用Ｘ線３６だけが曝射されることを示している。
【００８３】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング７３は、そのガントリ角度が０度から１０２．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、そのタイミング７３は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ３）度（ｍ３＝０，１，２，３，…，２０５）を示すときに、第１センサアレイ３２がＸ線画像を生成することを示している。
【００８４】
タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、第１センサアレイ３２により生成されるＸ線画像が第１同時曝射画像と第１片方曝射画像と第１散乱線画像とを含んでいることを示している。その第１同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときにその第１同時曝射画像が生成されることを示している。その第１片方曝射画像は、第２診断用Ｘ線３６が曝射されないで、第１診断用Ｘ線３５が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が９０．０度から１０２．０度までの範囲を変化するときにその第１片方曝射画像が生成されることを示している。その第１散乱線画像は、第１診断用Ｘ線３５が曝射されないで、第２診断用Ｘ線３６が曝射されているときに、第１センサアレイ３２の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７３とは、そのガントリ角度が１０２．５度を示すときにその第１散乱線画像が生成されることを示している。
【００８５】
図６は、さらに、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成するタイミングを示している。そのタイミング７４は、そのガントリ角度が０度から８９．５度までの範囲を変化するときに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。すなわち、タイミング７４は、そのガントリ角度が（０．５×ｍ４）度（ｍ４＝０，１，２，３，…，１７９）を示すときに、第２センサアレイ３３がＸ線画像を生成することを示している。
【００８６】
タイミング７１とタイミング７２とタイミング７４とは、第２センサアレイ３３により生成されるＸ線画像が第２同時曝射画像のみから形成されていることを示している。その第２同時曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とが曝射されているときに、第２センサアレイ３３の受光部に受光されるＸ線に基づいて生成される。タイミング７１とタイミング７２とタイミング７４とは、そのガントリ角度が０．０度から８９．５度までの範囲を変化するときにその第２同時曝射画像が生成されることを示している。
【００８７】
図７は、その撮影部により複数のＸ線画像が撮影されるときに第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とがそれぞれ配置される複数の位置の位置関係を示している。その位置関係７５は、複数の曝射角度７６−１〜７６−２０５と複数の曝射角度７７−１〜７７−２０６と複数の撮影角度７８−１〜７８−２０６と複数の撮影角度７９−１〜７９−１８０とを示している。
【００８８】
複数の曝射角度７６−１〜７６−２０５の各曝射角度７６−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１診断用Ｘ線源２４が配置される角度を示し、第１診断用Ｘ線３５が曝射される角度を示している。複数の曝射角度７７−１〜７７−２０６の各曝射角度７７−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２診断用Ｘ線源２５が配置される角度を示し、第２診断用Ｘ線３６が曝射される角度を示している。位置関係７５は、曝射角度７７−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に９０度であることを示している。
【００８９】
複数の撮影角度７８−１〜７８−２０６の各撮影角度７８−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第１センサアレイ３２が配置される角度を示している。位置関係７５は、撮影角度７８−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係７５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係７５は、撮影角度７８−ｉと曝射角度７７−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第１センサアレイ３２が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係７５は、第１センサアレイ３２により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００９０】
位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−１〜７８−１８０でその第１同時曝射画像が撮影されることを示している。位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−１８１〜７８−２０５でその第１片方曝射画像が撮影されることを示している。位置関係７５は、さらに、撮影角度７８−２０６でその第１散乱線画像が撮影されることを示している。
【００９１】
複数の撮影角度７９−１〜７９−１８０の各撮影角度７９−ｉは、そのガントリ角度が｛０．５×（ｉ−１）｝度を示すときに、第２センサアレイ３３が配置される角度を示している。位置関係７５は、撮影角度７９−ｉと曝射角度７７−ｉとの差が常時に１８０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第２診断用Ｘ線源２５に常時に対向していることを示している。すなわち、位置関係７５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第２診断用Ｘ線３６が透過した後の透過線に基づいて生成されることを示している。位置関係７５は、撮影角度７９−ｉと曝射角度７６−ｉとの差が常時に９０度であることを示し、第２センサアレイ３３が第１診断用Ｘ線源２４に常時に対向していないことを示している。すなわち、位置関係７５は、第２センサアレイ３３により撮影されたＸ線画像がアイソセンタ１９に配置される被写体を第１診断用Ｘ線３５が散乱した後の散乱線に基づいて生成されることを示している。
【００９２】
位置関係７５は、さらに、撮影角度７９−１〜７９−１８０でその第２同時曝射画像が撮影されることを示している。
【００９３】
その補正部は、その第１同時曝射画像と第２同時曝射画像と第１補正後曝射画像とから形成されている複数の補正後Ｘ線画像を算出する。すなわち、その補正部は、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像を第１補正後曝射画像に補正する。その第１補正後曝射画像は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６との両方が曝射されたときにその第１片方曝射画像が撮影された撮影角度から撮影される画像を示している。たとえば、その第１補正後曝射画像の各画素に対応する輝度は、その第１片方曝射画像のその画素に対応する輝度とその第１散乱線画像のその画素に対応する輝度との和を示している。
【００９４】
このとき、再構成部５３は、その第１同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。その第１補正後曝射画像は、全体的な輝度のレベルがその第１同時曝射画像の全体的な輝度のレベルに概ね一致するように、算出されている。このため、このように算出される３次元データは、画質劣化が抑制され、より高精度である。
【００９５】
このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。このような放射線治療装置制御装置は、さらに、その第１散乱線画像が撮影される撮影角度とその第１片方曝射画像が撮影される撮影角度との差が小さい。第２診断用Ｘ線３６の患者４３による散乱線の程度は、一般的に、患者４３に対して第２診断用Ｘ線３６が曝射される曝射角度により変化する。このため、このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２に比較して、その第１散乱線画像に基づいてその第１片方曝射画像をより高精度に第１補正後曝射画像に補正することができる。その結果、このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２に比較して、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【００９６】
本発明による放射線治療装置制御装置の実施のさらに他の形態は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２の撮影部５１と補正部５２とが他の撮影部と他の補正部とにそれぞれ置換されている。
【００９７】
その撮影部は、撮影部５１の動作に加えて、さらに、第１センサアレイ３２が重複撮影角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御し、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御し、第１校正用曝射画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。その撮影部は、さらに、第２センサアレイ３３がその重複撮影角度に配置されたときに、第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御し、第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御し、第２校正用曝射画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。その重複撮影角度は、重複撮影角度範囲に含まれる１つの角度を示している。その重複撮影角度範囲は、患者４３の３次元ＣＴデータを再構成することに必要である複数のＸ線画像を撮影するときに、第１センサアレイ３２が移動する角度範囲と第２センサアレイ３３が移動する角度範囲との重なりを示し、図５の撮影角度６９−１８１（６８−１）から撮影角度６９−２０５までの角度範囲を示している。
【００９８】
その補正部は、補正部５２の動作に加えて、さらに、その第１校正用曝射画像と第２校正用曝射画像とに基づいて輝度変換関数を算出する。
【００９９】
図８は、その輝度変換関数が算出されるときに用いられる累積度数分布８１と累積度数分布８２とを示している。累積度数分布８１は、その第１校正用曝射画像に含まれる複数の画素の輝度の累積度数を示している。このとき、その累積度数は、その輝度に１対１に対応している。累積度数分布８２は、その第２校正用曝射画像に含まれる複数の画素の輝度の累積度数を示している。このとき、その累積度数は、その輝度に１対１に対応している。
【０１００】
その補正部は、累積度数分布８１と累積度数分布８２とに基づいて輝度変換関数を算出する。その輝度変換関数は、累積度数分布８２で累積度数Ｉに対応する輝度ｘを、累積度数分布８１で累積度数Ｉに対応する輝度ｆ（ｘ）に対応付けている。すなわち、その輝度変換関数は、その輝度変換関数によりその第２校正用曝射画像の輝度の度数分布がその第１校正用曝射画像の輝度の度数分布に一致するように、算出される。
【０１０１】
その補正部は、さらに、その輝度変換関数に基づいて、その撮影部により撮影された第１同時曝射画像を補正後同時曝射画像に補正する。その補正後同時曝射画像は、その補正後同時曝射画像のある画素が示す輝度ｙがその第１同時曝射画像のその画素が示す輝度ｘを用いて輝度ｆ（ｘ）を示すように、算出される。このとき、再構成部５３は、再構成部５３は、その補正後同時曝射画像と第１補正後曝射画像と第２同時曝射画像と第２補正後曝射画像とに基づいて３次元データを算出する。
【０１０２】
このような放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２と同様にして、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、患者４３に照射される放射線の被曝量を低減することができる。このような放射線治療装置制御装置は、さらに、複数のイメージャシステムごとの感度差に起因するその第１同時曝射画像と第２同時曝射画像との輝度の差をより低減することができ、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【０１０３】
なお、その補正部は、輝度分布の差と異なる他のパラメータの差に関して、第１同時曝射画像を補正後同時曝射画像に補正することもできる。そのパラメータとしては、複数のイメージャシステムの視野の差、カメラパラメータの差が例示される。このとき、放射線治療装置制御装置は、さらに、複数のイメージャシステムの差に起因するその第１同時曝射画像と第２同時曝射画像との差をより低減することができ、患者４３の３次元データをより高精度に算出することができる。
【０１０４】
さらに、本発明による放射線断層撮影方法は、ｎ個のイメージャシステムを備える他の放射線治療装置に適用することもできる。このとき、ｎ個の診断用Ｘ線源は、ｎ個の診断用Ｘ線源のうちの隣接する２つとアイソセンタ１９とそれぞれ結ぶ２つの線分のなす角が（１８０／ｎ）度になるような位置に配置されている。
【０１０５】
図９は、その放射線治療装置を示している。その放射線治療装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置３のイメージャシステムが他のイメージャシステムに置換されている。すなわち、その放射線治療装置は、ｎが３であり、診断用Ｘ線源９１−１〜９１−３とセンサアレイ９２−１〜９２−３とを備えている。診断用Ｘ線源９１−１〜９１−３は、それぞれ、走行ガントリ１４に支持され、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。診断用Ｘ線源９１−２は、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−１を結ぶ線分とアイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−２を結ぶ線分とのなす角が６０度になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源９１−３は、アイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−２を結ぶ線分とアイソセンタ１９から診断用Ｘ線源９１−３を結ぶ線分とのなす角が６０度になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源９１−１は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−１を曝射する。診断用Ｘ線源９１−２は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−２を曝射する。診断用Ｘ線源９１−３は、放射線治療装置制御装置２により制御されてアイソセンタ１９に向けて広がり角が１２．０度のコーンビームである診断用Ｘ線９３−３を曝射する。
【０１０６】
本発明による放射線断層撮影方法は、このような放射線治療装置に適用されるときに、患者の３次元データを作成する動作が他の動作に置換されている。放射線治療装置制御装置２は、その放射線治療装置の走行駆動装置を用いて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４をその初期ガントリ角度から（１８０／ｎ）度回転させる。放射線治療装置制御装置２は、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに、ｎ個の診断用Ｘ線源からそれぞれ診断用Ｘ線を同時に曝射して、患者４３のＸ線画像を撮影する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その放射線治療装置の走行駆動装置を用いて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を（１８０／ｎ）度からその広がり角１２．０度だけ回転させる。放射線治療装置制御装置２は、さらに、走行ガントリ１４が０．５度回転するごとに、先行する１番目の診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線を曝射して、患者４３のＸ線画像を撮影する。
【０１０７】
放射線治療装置制御装置２は、さらに、ｎ個の診断用Ｘ線源のうちのその１番目の診断用Ｘ線源と異なる１つの診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線を曝射して、ｎ個のセンサアレイのうちのその１番目の診断用Ｘ線源に対向するセンサアレイを用いて患者４３の（ｎ−１）個の散乱線曝射画像をそれぞれ撮影する。
【０１０８】
放射線治療装置制御装置２は、さらに、散乱線に起因してＸ線画像に出現する影響の程度が同程度になるように、その（ｎ−１）個の散乱線曝射画像に基づいて、その１番目の診断用Ｘ線源のみから診断用Ｘ線が曝射されたときに、その１番目の診断用Ｘ線源に対向するセンサアレイにより撮影されたＸ線画像の全部を補正する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その補正されたＸ線画像と、ｎ個の診断用Ｘ線源の全部から診断用Ｘ線が同時に曝射されたときに撮影されたＸ線画像とを再構成して患者４３の３次元ＣＴデータを算出する。このような動作でも、既述の実施の形態と同様にして、被写体の３次元データをより高精度に算出することができ、かつ、その被写体に照射される放射線の被曝量を低減することができる。
【符号の説明】
【０１０９】
１ ：放射線治療システム
２ ：放射線治療装置制御装置
３ ：放射線治療装置
１１：旋回駆動装置
１２：Ｏリング
１４：走行ガントリ
１５：首振り機構
１６：治療用放射線照射装置
１７：回転軸
１８：回転軸
１９：アイソセンタ
２０：マルチリーフコリメータ
２１：チルト軸
２２：パン軸
２３：治療用放射線
２４：第１診断用Ｘ線源
２５：第２診断用Ｘ線源
３２：第１センサアレイ
３３：第２センサアレイ
３５：第１診断用Ｘ線
３６：第２診断用Ｘ線
４１：カウチ
４２：カウチ駆動装置
４３：患者
５１：撮影部
５２：補正部
５３：再構成部
５４：治療計画部
５５：照射部
６１：タイミング
６２：タイミング
６３：タイミング
６４：タイミング
６５：位置関係
６６−２〜６６−２０５：複数の曝射角度
６７−１〜６７−１８１：複数の曝射角度
６８−１〜６８−２０５：複数の撮影角度
６９−１〜６９−２０５：複数の撮影角度
７１：タイミング
７２：タイミング
７３：タイミング
７４：タイミング
７５：位置関係
７６−１〜７６−２０５：複数の曝射角度
７７−１〜７７−２０６：複数の曝射角度
７８−１〜７８−２０６：複数の撮影角度
７９−１〜７９−１８０：複数の撮影角度
８１：累積度数分布
８２：累積度数分布
９１−１〜９１−３：診断用Ｘ線源
９２−１〜９２−３：センサアレイ
９３−１〜９３−３：診断用Ｘ線
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出するステップと、
前記複数の補正後曝射画像に基づいて被写体の３次元データを算出するステップとを具備し、
前記複数の曝射画像は、
第１線源から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第１線源に対向する第１センサアレイにより撮影された第１同時曝射画像と、
前記第１線源と異なる第２線源から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第２線源に対向する第２センサアレイにより撮影された第２同時曝射画像と、
前記第１線源から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、
前記第２線源から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを含み、
前記第１同時曝射放射線は、前記第２同時曝射放射線と同時に曝射され、
前記第１片方曝射放射線は、前記第２線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第２片方曝射放射線は、前記第１線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第１同時曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１同時曝射撮影角度は、前記第２同時曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記第１片方曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、
前記第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含み、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第１補正後片方曝射画像とは、前記第２線源から曝射される第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第１散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項２】
請求項１において、
前記第１散乱線曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１散乱線曝射撮影角度と前記第１片方曝射撮影角度との差は、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第１同時曝射撮影角度との差より小さく、かつ、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第２同時曝射撮影角度との差より小さい
放射線断層撮影方法。
【請求項３】
請求項２において、
前記複数の曝射画像は、前記第１線源と前記第２線源とを支持する走行ガントリが１方向に回転している期間に、撮影される
放射線断層撮影方法。
【請求項４】
請求項１〜請求項３のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２片方曝射画像と、
前記第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含み、
前記第２片方曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、
前記第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含み、
前記第２補正後同時曝射画像と前記第２補正後片方曝射画像とは、前記第１線源から曝射される第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第２散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項５】
請求項１〜請求項４のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第１線源から第１校正用放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１校正用曝射画像と、
前記第２線源から第２校正用放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含み、
前記第１校正用曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１校正用撮影角度は、前記第２校正用曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２校正用撮影角度に一致し、
前記第１線源は、前記第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第２線源は、前記第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第２補正後同時曝射画像とは、前記第１センサアレイと前記第２センサアレイとの感度差がより小さくなるように、前記第１校正用曝射画像と前記第２校正用曝射画像とに基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項６】
複数の曝射画像を撮影する撮影部と、
前記複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出する補正部と、
前記複数の補正後曝射画像に基づいて被写体の３次元データを算出する再構成部とを具備し、
前記複数の曝射画像は、
第１線源から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第１線源に対向する第１センサアレイにより撮影された第１同時曝射画像と、
前記第１線源と異なる第２線源から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第２線源に対向する第２センサアレイにより撮影された第２同時曝射画像と、
前記第１線源から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、
前記第２線源から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを含み、
前記第１同時曝射放射線は、前記第２同時曝射放射線と同時に曝射され、
前記第１片方曝射放射線は、前記第２線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第２片方曝射放射線は、前記第１線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第１同時曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１同時曝射撮影角度は、前記第２同時曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記第１片方曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、
前記第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含み、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第１補正後片方曝射画像とは、前記第２線源から曝射される第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第１散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項７】
請求項６において、
前記第１散乱線曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１散乱線曝射撮影角度と前記第１片方曝射撮影角度との差は、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第１同時曝射撮影角度との差より小さく、かつ、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第２同時曝射撮影角度との差より小さい
放射線治療装置制御装置。
【請求項８】
請求項７において、
前記複数の曝射画像は、前記第１線源と前記第２線源とを支持する走行ガントリが１方向に回転している期間に、撮影される
放射線治療装置制御装置。
【請求項９】
請求項６〜請求項８のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２片方曝射画像と、
前記第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含み、
前記第２片方曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、
前記第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含み、
前記第２補正後同時曝射画像と前記第２補正後片方曝射画像とは、前記第１線源から曝射される第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第２散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項１０】
請求項６〜請求項９のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第１線源から第１校正用放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１校正用曝射画像と、
前記第２線源から第２校正用放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含み、
前記第１校正用曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１校正用撮影角度は、前記第２校正用曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２校正用撮影角度に一致し、
前記第１線源は、前記第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第２線源は、前記第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第２補正後同時曝射画像とは、前記第１センサアレイと前記第２センサアレイとの感度差がより小さくなるように、前記第１校正用曝射画像と前記第２校正用曝射画像とに基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項１１】
請求項６〜請求項１０のいずれかに記載される放射線治療装置制御装置と、
放射線治療装置とを具備し、
前記放射線治療装置は、
前記第１線源と、
前記第２線源と、
前記第１センサアレイと、
前記第２センサアレイとを備える
放射線治療システム。
【請求項１２】
請求項１１において、
前記放射線治療装置は、前記被写体に治療用放射線を照射する治療用放射線照射装置をさらに備える
放射線治療システム。
【請求項１】
複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出するステップと、
前記複数の補正後曝射画像に基づいて被写体の３次元データを算出するステップとを具備し、
前記複数の曝射画像は、
第１線源から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第１線源に対向する第１センサアレイにより撮影された第１同時曝射画像と、
前記第１線源と異なる第２線源から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第２線源に対向する第２センサアレイにより撮影された第２同時曝射画像と、
前記第１線源から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、
前記第２線源から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを含み、
前記第１同時曝射放射線は、前記第２同時曝射放射線と同時に曝射され、
前記第１片方曝射放射線は、前記第２線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第２片方曝射放射線は、前記第１線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第１同時曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１同時曝射撮影角度は、前記第２同時曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記第１片方曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、
前記第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含み、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第１補正後片方曝射画像とは、前記第２線源から曝射される第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第１散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項２】
請求項１において、
前記第１散乱線曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１散乱線曝射撮影角度と前記第１片方曝射撮影角度との差は、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第１同時曝射撮影角度との差より小さく、かつ、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第２同時曝射撮影角度との差より小さい
放射線断層撮影方法。
【請求項３】
請求項２において、
前記複数の曝射画像は、前記第１線源と前記第２線源とを支持する走行ガントリが１方向に回転している期間に、撮影される
放射線断層撮影方法。
【請求項４】
請求項１〜請求項３のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２片方曝射画像と、
前記第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含み、
前記第２片方曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、
前記第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含み、
前記第２補正後同時曝射画像と前記第２補正後片方曝射画像とは、前記第１線源から曝射される第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第２散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項５】
請求項１〜請求項４のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第１線源から第１校正用放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１校正用曝射画像と、
前記第２線源から第２校正用放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含み、
前記第１校正用曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１校正用撮影角度は、前記第２校正用曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２校正用撮影角度に一致し、
前記第１線源は、前記第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第２線源は、前記第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第２補正後同時曝射画像とは、前記第１センサアレイと前記第２センサアレイとの感度差がより小さくなるように、前記第１校正用曝射画像と前記第２校正用曝射画像とに基づいて算出される
放射線断層撮影方法。
【請求項６】
複数の曝射画像を撮影する撮影部と、
前記複数の曝射画像に基づいて複数の補正後曝射画像を算出する補正部と、
前記複数の補正後曝射画像に基づいて被写体の３次元データを算出する再構成部とを具備し、
前記複数の曝射画像は、
第１線源から第１同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第１線源に対向する第１センサアレイにより撮影された第１同時曝射画像と、
前記第１線源と異なる第２線源から第２同時曝射放射線が曝射されたときに、前記被写体を介して前記第２線源に対向する第２センサアレイにより撮影された第２同時曝射画像と、
前記第１線源から第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１片方曝射画像と、
前記第２線源から第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１散乱線曝射画像とを含み、
前記第１同時曝射放射線は、前記第２同時曝射放射線と同時に曝射され、
前記第１片方曝射放射線は、前記第２線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第２片方曝射放射線は、前記第１線源から放射線が曝射されないときに、曝射され、
前記第１同時曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１同時曝射撮影角度は、前記第２同時曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記第１片方曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第１同時曝射画像に対応する第１補正後同時曝射画像と、
前記第１片方曝射画像に対応する第１補正後片方曝射画像と、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像とを含み、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第１補正後片方曝射画像とは、前記第２線源から曝射される第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第１放射線の散乱線に起因して前記第１補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第１散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項７】
請求項６において、
前記第１散乱線曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１散乱線曝射撮影角度と前記第１片方曝射撮影角度との差は、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第１同時曝射撮影角度との差より小さく、かつ、前記第１散乱線曝射撮影角度と前記第２同時曝射撮影角度との差より小さい
放射線治療装置制御装置。
【請求項８】
請求項７において、
前記複数の曝射画像は、前記第１線源と前記第２線源とを支持する走行ガントリが１方向に回転している期間に、撮影される
放射線治療装置制御装置。
【請求項９】
請求項６〜請求項８のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第２片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２片方曝射画像と、
前記第１片方曝射放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２散乱線曝射画像とをさらに含み、
前記第２片方曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２片方曝射撮影角度は、前記第１同時曝射撮影角度と異なり、前記第２同時曝射撮影角度と異なり、
前記複数の補正後曝射画像は、
前記第２同時曝射画像に対応する第２補正後同時曝射画像と、
前記第２片方曝射画像に対応する第２補正後片方曝射画像とをさらに含み、
前記第２補正後同時曝射画像と前記第２補正後片方曝射画像とは、前記第１線源から曝射される第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後同時曝射画像に出現する影響の程度が前記第２放射線の散乱線に起因して前記第２補正後片方曝射画像に出現する影響の程度に一致するように、前記第２散乱線曝射画像に基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項１０】
請求項６〜請求項９のいずれかにおいて、
前記複数の曝射画像は、
前記第１線源から第１校正用放射線が曝射されたときに、前記第１センサアレイにより撮影された第１校正用曝射画像と、
前記第２線源から第２校正用放射線が曝射されたときに、前記第２センサアレイにより撮影された第２校正用曝射画像とをさらに含み、
前記第１校正用曝射画像が撮影されたときに前記第１センサアレイが配置された第１校正用撮影角度は、前記第２校正用曝射画像が撮影されたときに前記第２センサアレイが配置された第２校正用撮影角度に一致し、
前記第１線源は、前記第２校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第２線源は、前記第１校正用放射線が曝射されたときに、放射線を曝射し、
前記第１補正後同時曝射画像と前記第２補正後同時曝射画像とは、前記第１センサアレイと前記第２センサアレイとの感度差がより小さくなるように、前記第１校正用曝射画像と前記第２校正用曝射画像とに基づいて算出される
放射線治療装置制御装置。
【請求項１１】
請求項６〜請求項１０のいずれかに記載される放射線治療装置制御装置と、
放射線治療装置とを具備し、
前記放射線治療装置は、
前記第１線源と、
前記第２線源と、
前記第１センサアレイと、
前記第２センサアレイとを備える
放射線治療システム。
【請求項１２】
請求項１１において、
前記放射線治療装置は、前記被写体に治療用放射線を照射する治療用放射線照射装置をさらに備える
放射線治療システム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【公開番号】特開２０１１−５０４１６（Ｐ２０１１−５０４１６Ａ）
【公開日】平成２３年３月１７日（２０１１．３．１７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−１９９５９３（Ｐ２００９−１９９５９３）
【出願日】平成２１年８月３１日（２００９．８．３１）
【出願人】（０００００６２０８）三菱重工業株式会社 (10,378)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年３月１７日（２０１１．３．１７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年８月３１日（２００９．８．３１）
【出願人】（０００００６２０８）三菱重工業株式会社 (10,378)
【Ｆターム（参考）】
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