JP5836244B2 - 撮影制御装置、撮影システム、撮影制御方法およびプログラム - Google Patents
撮影制御装置、撮影システム、撮影制御方法およびプログラム Download PDFInfo
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Description
本発明は、撮影制御装置、撮影システム、撮影制御方法およびプログラムに関する。
コーンビームＣＴ（cone beam computed tomography；ＣＢＣＴ）では、Ｘ線源と２次元検出器とが対になったイメージャが、撮影対象の回りを回転して照射角度を変えながら、円錐状など錐体状（コーン状）のＸ線を、Ｘ線源から２次元検出器に照射して２次元透視画像の撮影を行う。錐体状のＸ線を用いることで、コーンビームＣＴでは、撮影中に撮影対象を動かす必要無しに、また、複数回の回転を必要とせずに、２次元透視画像の撮影を行ってＣＴ画像（断層画像）を生成（再構成）することができる。
ここで、人体を対象としてＣＴスキャンを行う場合、撮影対象者の呼吸に起因する被写体ぶれが生じると、ＣＴ画像の精度を低下させる要因となる。かかる被写体ぶれを防止するために、撮影の間、撮影対象者が息止めを行う方法が用いられているが、息止めの時間が長いと撮影対象者にとって負担となってしまう。従って、撮影対象者の負担を低減させつつ高精度な画像を取得するためには、撮影時間は短い方が好ましい。
撮影時間を短縮可能な装置として、二対のイメージャを用いるデュアルソースＣＢＣＴなど、複数のイメージャを用いることでイメージャの回転角度を比較的小さく抑えるＣＢＣＴがある（例えば、特許文献１）。
撮影時間を短縮可能な装置として、二対のイメージャを用いるデュアルソースＣＢＣＴなど、複数のイメージャを用いることでイメージャの回転角度を比較的小さく抑えるＣＢＣＴがある（例えば、特許文献１）。
デュアルソースＣＢＣＴなど、複数のイメージャを用いるＣＢＣＴにおいて、放射線照射量を低減させることができれば、撮影対象者の負担を軽減させることができる。
本発明は、このような事情を考慮してなされたものであり、その目的は、放射線照射量を低減させることのできる撮影制御装置、撮影システム、撮影制御方法およびプログラムを提供することにある。
この発明は上述した課題を解決するためになされたもので、本発明の一態様による撮影制御装置は、回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置において、前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定部と、撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御部であって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御部と、を具備することを特徴とする。
また、本発明のもう一つの態様による撮影制御装置は、上述の撮影制御装置であって、前記第１イメージャが撮影した透視画像と前記第２イメージャが撮影した透視画像とに基づいて位置特定対象の三次元位置を特定する位置特定部を具備し、前記撮影タイミング制御部は、撮影タイミングの到来を検出して前記第１イメージャと前記第２イメージャとの両方に撮影を行わせ、得られた透視画像に基づいて前記位置特定部が前記位置特定対象の三次元位置の特定に成功した場合、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする。
また、本発明のさらにもう一つの態様による撮影制御装置は、上述の撮影制御装置であって、前記第１イメージャが撮影した透視画像と前記第２イメージャが撮影した透視画像とに基づいて位置特定対象の三次元位置を特定する位置特定部を具備し、前記撮影タイミング制御部は、撮影タイミングの到来を検出して前記第１イメージャと前記第２イメージャとの両方に撮影を行わせ、得られた透視画像の少なくとも一方において前記位置特定部が前記位置特定対象の画像の検出に失敗した場合、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする。
また、本発明のさらにもう一つの態様による撮影制御装置は、上述の撮影制御装置であって、前記撮影タイミング制御部は、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの全部において、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする。
また、本発明の一態様による撮影システムは、回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置と、前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定部と、撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御部であって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御部と、を具備する撮影制御装置と、を備えることを特徴とする。
また、本発明の一態様による撮影制御方法は、回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置の撮影制御方法であって、前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定ステップと、撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップであって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定ステップにて判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップと、を具備することを特徴とする。
また、本発明の一態様によるプログラムは、回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置としてのコンピュータに、前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定ステップと、撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップであって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定ステップにて判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップと、を実行させるためのプログラムである。
本発明によれば、放射線照射量を低減させることができる。
以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。
図１は、本発明の一実施形態における撮影システムの機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線治療システム１は、放射線治療装置制御装置２と、放射線治療装置３とを具備する。
図１は、本発明の一実施形態における撮影システムの機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線治療システム１は、放射線治療装置制御装置２と、放射線治療装置３とを具備する。
放射線治療システム１は、放射線治療における放射線（重粒子線でもよい）の照射（患部など、ある対象へ向けての放射）や、治療計画策定のためのＣＴ画像（断層画像）の生成を行う。放射線治療システム１は、本発明における撮影システムの一例に該当する。
放射線治療装置３は、放射線治療において、患部への放射線の照射を行う。また、放射線治療装置３は、ＣＴ画像生成のために、透視画像（Ｘ線透視画像）を撮影する。放射線治療装置３は、本発明における撮影装置の一例に該当する。
放射線治療装置制御装置２は、放射線治療装置３を制御して、放射線の照射や透視画像の撮影を行わせる。また、放射線治療装置制御装置２は、放射線治療装置３が撮影した透視画像に基づいてＣＴ画像を生成する。放射線治療装置制御装置２は、本発明における撮影制御装置の一例に該当する。
放射線治療装置３は、放射線治療において、患部への放射線の照射を行う。また、放射線治療装置３は、ＣＴ画像生成のために、透視画像（Ｘ線透視画像）を撮影する。放射線治療装置３は、本発明における撮影装置の一例に該当する。
放射線治療装置制御装置２は、放射線治療装置３を制御して、放射線の照射や透視画像の撮影を行わせる。また、放射線治療装置制御装置２は、放射線治療装置３が撮影した透視画像に基づいてＣＴ画像を生成する。放射線治療装置制御装置２は、本発明における撮影制御装置の一例に該当する。
図２は、放射線治療装置３の装置構成を示す概略構成図である。同図において、放射線治療装置３は、旋回駆動装置３１１と、Ｏリング３１２と、走行ガントリ３１３と、首振り機構３２１と、照射部３３０と、センサアレイ３５１と、センサアレイ３６１と、センサアレイ３６２と、カウチ３８１と、カウチ駆動装置３８２とを具備する。照射部３３０は、治療用放射線照射装置３３１と、マルチリーフコリメータ（Multi Leaf Collimator；ＭＬＣ）３３２と、診断用Ｘ線源３４１と、診断用Ｘ線源３４２とを具備する。
なお、以下では、診断用Ｘ線源３４１と診断用Ｘ線源３４２とを総称して「診断用Ｘ線源３４０」と表記する。また、以下では、センサアレイ３６１とセンサアレイ３６２とを総称して「センサアレイ３６０」と表記する。
なお、以下では、診断用Ｘ線源３４１と診断用Ｘ線源３４２とを総称して「診断用Ｘ線源３４０」と表記する。また、以下では、センサアレイ３６１とセンサアレイ３６２とを総称して「センサアレイ３６０」と表記する。
旋回駆動装置３１１は、回転軸Ａ１１を中心に回転可能にＯリング３１２を土台に支持し、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってＯリング３１２を回転させる。回転軸Ａ１１は、鉛直方向の軸である。
Ｏリング３１２は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、回転軸Ａ１２を中心に回転可能に走行ガントリ３１３を支持している。回転軸Ａ１２は、水平方向の軸（すなわち、鉛直方向に直角な軸）であり、アイソセンタＰ１１にて回転軸Ａ１１と直交する。回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２に対して固定されている。すなわち、回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２の回転に伴って回転軸Ａ１１を中心に回転する。
Ｏリング３１２は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、回転軸Ａ１２を中心に回転可能に走行ガントリ３１３を支持している。回転軸Ａ１２は、水平方向の軸（すなわち、鉛直方向に直角な軸）であり、アイソセンタＰ１１にて回転軸Ａ１１と直交する。回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２に対して固定されている。すなわち、回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２の回転に伴って回転軸Ａ１１を中心に回転する。
走行ガントリ３１３は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、Ｏリング３１２の内側にＯリング３１２と同心円になるように配置されている。放射線治療装置３は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えており、走行ガントリ３１３は、走行駆動装置からの動力にて回転軸Ａ１２を中心に回転する。
走行ガントリ３１３は、自らが回転することで、診断用Ｘ線源３４１およびセンサアレイ３６１や診断用Ｘ線源３４２およびセンサアレイ３６２など、走行ガントリ３１３に設置されている各部を一体的に回転させる。走行ガントリ３１３は、本発明における回転機構の一例に該当する。
走行ガントリ３１３は、自らが回転することで、診断用Ｘ線源３４１およびセンサアレイ３６１や診断用Ｘ線源３４２およびセンサアレイ３６２など、走行ガントリ３１３に設置されている各部を一体的に回転させる。走行ガントリ３１３は、本発明における回転機構の一例に該当する。
首振り機構３２１は、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定され、照射部３３０を走行ガントリ３１３に支持している。首振り機構３２１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、パン軸Ａ２１を中心に照射部３３０を回転させ、チルト軸Ａ２２を中心に照射部３３０を回転させる。
パン軸Ａ２１は、回転軸Ａ１２に平行な軸であり、走行ガントリ３１３に対して固定されている。首振り機構３２１は、パン軸Ａ２１を中心に照射部３３０を回転させることで、照射部３３０を回転軸Ａ１２に対して左右（従って、図２に示す撮影対象者Ｔ１１に対して左右）に首振り動作させる。
チルト軸Ａ２２は、パン軸Ａ２１に直交する軸であり、走行ガントリ３１３に対して固定されている。首振り機構３２１は、チルト軸Ａ２２を中心に照射部３３０を回転させることで、照射部３３０を回転軸Ａ１２方向（従って、撮影対象者Ｔ１１に対して上下）に首振り動作させる。
パン軸Ａ２１は、回転軸Ａ１２に平行な軸であり、走行ガントリ３１３に対して固定されている。首振り機構３２１は、パン軸Ａ２１を中心に照射部３３０を回転させることで、照射部３３０を回転軸Ａ１２に対して左右（従って、図２に示す撮影対象者Ｔ１１に対して左右）に首振り動作させる。
チルト軸Ａ２２は、パン軸Ａ２１に直交する軸であり、走行ガントリ３１３に対して固定されている。首振り機構３２１は、チルト軸Ａ２２を中心に照射部３３０を回転させることで、照射部３３０を回転軸Ａ１２方向（従って、撮影対象者Ｔ１１に対して上下）に首振り動作させる。
照射部３３０は、走行ガントリ３１３の内側に、首振り機構３２１に支持されて配置されており、治療用放射線Ｂ１１や診断用Ｘ線Ｂ２１やＢ２２を照射する。
治療用放射線照射装置３３１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、治療用放射線Ｂ１１を照射する。治療用放射線照射装置３３１は、首振り機構３２１を介して走行ガントリ３１３に支持されているので、首振り機構３２１の調整にて治療用放射線照射装置３３１が一旦アイソセンタＰ１１に向けられると、旋回駆動装置３１１によりＯリング３１２が回転しても、また、走行駆動装置により走行ガントリ３１３が回転しても、治療用放射線Ｂ１１は常に概ねアイソセンタＰ１１を通る。従って、治療用放射線照射装置３３１は、回転軸Ａ１１や回転軸Ａ１２を中心に回転することで、様々な方向からアイソセンタＰ１１に向けて治療用放射線Ｂ１１を照射することができる。
治療用放射線照射装置３３１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、治療用放射線Ｂ１１を照射する。治療用放射線照射装置３３１は、首振り機構３２１を介して走行ガントリ３１３に支持されているので、首振り機構３２１の調整にて治療用放射線照射装置３３１が一旦アイソセンタＰ１１に向けられると、旋回駆動装置３１１によりＯリング３１２が回転しても、また、走行駆動装置により走行ガントリ３１３が回転しても、治療用放射線Ｂ１１は常に概ねアイソセンタＰ１１を通る。従って、治療用放射線照射装置３３１は、回転軸Ａ１１や回転軸Ａ１２を中心に回転することで、様々な方向からアイソセンタＰ１１に向けて治療用放射線Ｂ１１を照射することができる。
なお、照射部３３０の重み等で走行ガントリ３１３にたわみが生じる場合や、照射対象である患部が必ずしもアイソセンタＰ１１に一致していない場合があり得る。この場合、治療用放射線照射装置３３１が回転軸Ａ１１や回転軸Ａ１２を中心に回転した後、首振り機構３２１が治療用放射線照射装置３３１の向きを補正する。これにより、高精度な位置決めを行うことができる。
マルチリーフコリメータ３３２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って治療用放射線Ｂ１１の一部を遮蔽することで、治療用放射線Ｂ１１が患者に照射される際の照射野の形状を患部の形状に合わせる。
マルチリーフコリメータ３３２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って治療用放射線Ｂ１１の一部を遮蔽することで、治療用放射線Ｂ１１が患者に照射される際の照射野の形状を患部の形状に合わせる。
診断用Ｘ線源３４１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってアイソセンタＰ１１に向けて診断用Ｘ線Ｂ２１を照射する。診断用Ｘ線Ｂ２１は、診断用Ｘ線源３４１の１点から放射され、その１点を頂点とする円錐または四角錐など錐体状のコーンビームである。
診断用Ｘ線源３４２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってアイソセンタＰ１１に向けて診断用Ｘ線Ｂ２２を照射する。診断用Ｘ線Ｂ２２は、診断用Ｘ線源３４２の１点から放射され、その１点を頂点とする円錐または四角錐など錐体状のコーンビームである。
診断用Ｘ線源３４２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってアイソセンタＰ１１に向けて診断用Ｘ線Ｂ２２を照射する。診断用Ｘ線Ｂ２２は、診断用Ｘ線源３４２の１点から放射され、その１点を頂点とする円錐または四角錐など錐体状のコーンビームである。
図３は、診断用Ｘ線源３４０が照射するコーンビームの例を示す説明図である。同図に示すように、診断用Ｘ線源３４０が照射するコーンビームは、回転軸Ａ１２に直交する方向（撮影対象者Ｔ１１の左右方向）および回転軸Ａ１２の方向（撮影対象者Ｔ１１の上下方向）のいずれにも広がっている。以下では、コーンビームの、回転軸Ａ１２に直交する方向への広がりを示す角度であるファン角を「α」で示す。また、コーンビームの、回転軸Ａ１２方向への広がりを示す角度であるコーン角を「β」で示す。
図２では、診断用Ｘ線Ｂ２１とＢ２２とを、いずれも照射軸で示している。ここでいうコーンビームの照射軸とは、コーンビームの形成する錐体の中心軸（例えばコーンビームが円錐状の場合、当該円錐の回転軸）である。
診断用Ｘ線源３４１と３４２とは、照射軸が直交する向きで照射部３３０（例えばマルチリーフコリメータ３３２の筐体）に固定されている。特に、治療用放射線照射装置３３１がアイソセンタＰ１１を向いている場合（すなわち、治療用放射線Ｂ１１がアイソセンタＰ１１を通る向きを治療用放射線照射装置３３１が向いている場合）、診断用Ｘ線源３４１の照射軸と診断用Ｘ線源３４２の照射軸とはアイソセンタＰ１１にて直交する。
診断用Ｘ線源３４１と３４２とは、照射軸が直交する向きで照射部３３０（例えばマルチリーフコリメータ３３２の筐体）に固定されている。特に、治療用放射線照射装置３３１がアイソセンタＰ１１を向いている場合（すなわち、治療用放射線Ｂ１１がアイソセンタＰ１１を通る向きを治療用放射線照射装置３３１が向いている場合）、診断用Ｘ線源３４１の照射軸と診断用Ｘ線源３４２の照射軸とはアイソセンタＰ１１にて直交する。
センサアレイ３５１は、治療用放射線照射装置３３１からの治療用放射線Ｂ１１が当たる位置に、治療用放射線照射装置３３１の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３５１は、治療用放射線照射装置３３１から放射されて患部等の被写体を透過した治療用放射線Ｂ１１を受光して、被写体の透視画像（放射線投影画像）を生成（撮影）する。センサアレイ３５１の生成する被写体の透視画像は、治療用放射線Ｂ１１の照射位置の確認や治療の記録などに用いられる。なお、ここでいう受光とは、放射線を受けることである。
センサアレイ３５１として、治療用放射線Ｂ１１を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３５１は、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）であってもよいし、Ｘ線ＩＩ（Image Intensifier）であってもよい。
センサアレイ３５１として、治療用放射線Ｂ１１を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３５１は、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）であってもよいし、Ｘ線ＩＩ（Image Intensifier）であってもよい。
センサアレイ３６１は、診断用Ｘ線源３４１からの診断用Ｘ線Ｂ２１が当たる位置に、診断用Ｘ線源３４１の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３６１は、診断用Ｘ線源３４１から放射されて患部等の被写体を透過した診断用Ｘ線Ｂ２１を受光して、被写体の透視画像を生成する。センサアレイ３６１の生成する被写体の透視画像は、センサアレイ３６２の生成する被写体の透視画像とともに、放射線治療装置制御装置２がＣＴ画像を生成するのに用いられる。
センサアレイ３６１として、診断用Ｘ線Ｂ２１を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３６１は、ＦＰＤであってもよいし、Ｘ線ＩＩであってもよい。
センサアレイ３６１として、診断用Ｘ線Ｂ２１を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３６１は、ＦＰＤであってもよいし、Ｘ線ＩＩであってもよい。
センサアレイ３６２は、診断用Ｘ線源３４２からの診断用Ｘ線Ｂ２２が当たる位置に、診断用Ｘ線源３４２の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３６２は、診断用Ｘ線源３４２から放射されて患部等の被写体を透過した診断用Ｘ線Ｂ２２を受光して、被写体の透視画像を生成する。センサアレイ３６２の生成する被写体の透視画像は、センサアレイ３６１の生成する被写体の透視画像とともに、放射線治療装置制御装置２がＣＴ画像を生成するのに用いられる。
センサアレイ３６２として、診断用Ｘ線Ｂ２２を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３６２は、ＦＰＤであってもよいし、Ｘ線ＩＩであってもよい。
走行ガントリ３１３をＯリング３１２に沿って走行させると、診断用Ｘ線源３４１とセンサアレイ３６１と、診断用Ｘ線源３４２とセンサアレイ３６２と、および、治療用放射線照射装置３３１とセンサアレイ３５１とは、それぞれ、互いの位置関係を保ちつつ、アイソセンタＰ１１を通る回転軸Ａ１２回りに回転する。
センサアレイ３６２として、診断用Ｘ線Ｂ２２を受光して透視画像を生成可能な様々な装置を用いることができる。例えば、センサアレイ３６２は、ＦＰＤであってもよいし、Ｘ線ＩＩであってもよい。
走行ガントリ３１３をＯリング３１２に沿って走行させると、診断用Ｘ線源３４１とセンサアレイ３６１と、診断用Ｘ線源３４２とセンサアレイ３６２と、および、治療用放射線照射装置３３１とセンサアレイ３５１とは、それぞれ、互いの位置関係を保ちつつ、アイソセンタＰ１１を通る回転軸Ａ１２回りに回転する。
以下では、診断用Ｘ線源３４１とセンサアレイ３６１との組み合わせを「イメージャ３７１」と称し、診断用Ｘ線源３４２とセンサアレイ３６２との組み合わせを「イメージャ３７２」と称する。イメージャ３７１と、イメージャ３７２とは、いずれも、本発明におけるイメージャの一例に該当する。すなわち、診断用Ｘ線源３４１が、回転軸Ａ１２に向けてコーンビームの診断用Ｘ線Ｂ２１を照射して、センサアレイ３６１が診断用Ｘ線Ｂ２１に基づく透視画像の撮影を行う。また、診断用Ｘ線源３４２が、回転軸Ａ１２に向けてコーンビームの診断用Ｘ線Ｂ２２を照射して、センサアレイ３６２が診断用Ｘ線Ｂ２２に基づく透視画像の撮影を行う。
ここで、回転軸に向けてコーンビームを照射するとは、コーンビームと回転軸とが交わるようにコーンビームを照射することである。典型的には、コーンビームの照射軸と回転軸とが交差するようにコーンビームを照射することであるが、これに限らない。
ここで、回転軸に向けてコーンビームを照射するとは、コーンビームと回転軸とが交わるようにコーンビームを照射することである。典型的には、コーンビームの照射軸と回転軸とが交差するようにコーンビームを照射することであるが、これに限らない。
なお、以下では、イメージャ３７１が第１イメージャの一例であり、イメージャ３７２が第２イメージャの一例である場合を例に説明するが、これに限らない。イメージャ３７２が第１イメージャの一例であり、イメージャ３７１が第２イメージャの一例であってもよい。
また、イメージャ３７１の照射軸と、イメージャ３７２の照射軸との角度は、回転軸Ａ１２を基準として所定角度に固定されている。なお、ここでいうイメージャの照射軸とは、イメージャが照射するコーンビームの照射軸である。
より具体的には、治療用放射線Ｂ１１がアイソセンタＰ１１を通るように、首振り機構３２１が照射部３３０の向きを設定した場合、診断用Ｘ線Ｂ２１の照射軸と診断用Ｘ線Ｂ２２の照射軸とが回転軸Ａ１２のアイソセンタＰ１１にて直交する。走行ガントリ３１３が回転した場合も、イメージャ３７１（診断用Ｘ線源３４１およびセンサアレイ３６１）と、イメージャ３７２（診断用Ｘ線源３４２およびセンサアレイ３６２）とは、照射軸の直交を保って回転する。この点において、走行ガントリ３１３は、イメージャ３７１と、イメージャ３７２とを一体的に回転させる。
なお、後述するように、診断用Ｘ線Ｂ２１と診断用Ｘ線Ｂ２２との角度は９０度（°）に限らない。
より具体的には、治療用放射線Ｂ１１がアイソセンタＰ１１を通るように、首振り機構３２１が照射部３３０の向きを設定した場合、診断用Ｘ線Ｂ２１の照射軸と診断用Ｘ線Ｂ２２の照射軸とが回転軸Ａ１２のアイソセンタＰ１１にて直交する。走行ガントリ３１３が回転した場合も、イメージャ３７１（診断用Ｘ線源３４１およびセンサアレイ３６１）と、イメージャ３７２（診断用Ｘ線源３４２およびセンサアレイ３６２）とは、照射軸の直交を保って回転する。この点において、走行ガントリ３１３は、イメージャ３７１と、イメージャ３７２とを一体的に回転させる。
なお、後述するように、診断用Ｘ線Ｂ２１と診断用Ｘ線Ｂ２２との角度は９０度（°）に限らない。
カウチ３８１は、治療される患者である撮影対象者Ｔ１１が横臥することに利用される。カウチ３８１は、図示されていない固定具を備えている。固定部を用いて撮影対象者Ｔ１１をカウチ３８１に固定することで、診断用Ｘ線源３４０が診断用Ｘ線を照射して透視画像を撮影する際の被写体ぶれ（被写体が動くことによる画像のぶれ）や、治療用放射線照射装置３３１が治療用放射線Ｂ１１を照射する際の照射位置のずれを低減させる。
カウチ駆動装置３８２は、カウチ３８１を土台に支持し、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってカウチ３８１を移動させる。カウチ駆動装置３８２がカウチ３８１を移動させることで、撮影対象者Ｔ１１の患部がアイソセンタＰ１１またはその付近に位置するようにできる。
カウチ駆動装置３８２は、カウチ３８１を土台に支持し、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってカウチ３８１を移動させる。カウチ駆動装置３８２がカウチ３８１を移動させることで、撮影対象者Ｔ１１の患部がアイソセンタＰ１１またはその付近に位置するようにできる。
図４は、放射線治療装置制御装置２の機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線治療装置制御装置２は、撮影処理部２１０と、治療制御部２２０とを具備する。撮影処理部２１０は、イメージャ回転制御部２１１と、イメージャ位置判定部２１２と、撮影タイミング制御部２１３と、イメージャ画像取得部２１４と、位置特定部２１５と、画像補正部２１６と、ＣＴ画像再構成部２１７とを具備する。
撮影処理部２１０は、放射線治療装置３（図２）を制御して撮影対象者Ｔ１１の透視画像を取得し、得られた透視画像に基づいてＣＴ画像を生成する。
撮影処理部２１０は、放射線治療装置３（図２）を制御して撮影対象者Ｔ１１の透視画像を取得し、得られた透視画像に基づいてＣＴ画像を生成する。
ＣＴ画像再構成部２１７は、センサアレイ３６０が撮影し、後述するように画像補正部２１６が患部位置の補正を行った透視画像から、ＣＴ画像を生成（再構成）する。なお、患部位置としては、例えば患部画像の形状（面積）に応じた重心位置を用いることができる。
図５は、ＣＴ画像再構成部２１７が行うＣＴ画像の再構成の説明図である。図３を参照して説明したように、診断用Ｘ線源３４０が放射するコーンビームは、ファン角αおよびコーン角βの広がりを有している。従って、診断用Ｘ線源３４０が放射するコーンビームは、センサアレイ３６０の受光面（Ｘ線を受ける面）に二次元的に（例えば、センサアレイ３６０の受光面の矩形領域に）投写される。
図５は、ＣＴ画像再構成部２１７が行うＣＴ画像の再構成の説明図である。図３を参照して説明したように、診断用Ｘ線源３４０が放射するコーンビームは、ファン角αおよびコーン角βの広がりを有している。従って、診断用Ｘ線源３４０が放射するコーンビームは、センサアレイ３６０の受光面（Ｘ線を受ける面）に二次元的に（例えば、センサアレイ３６０の受光面の矩形領域に）投写される。
ここで、センサアレイ３６０の受光面はピクセルに区分されており、ＣＴ画像再構成部２１７は、透視画像データとしてピクセル毎の濃度情報を取得する。この濃度情報は、センサアレイ３６０が各ピクセルに受けたＸ線の強度（画像補正部２１６による補正後の値）を示している。以下では、センサアレイ３６０の受光面のピクセルを「センサアレイ３６０のピクセル」と称する。
また、ＣＴ画像生成対象の空間は、センサアレイ３６０のピクセルに応じたボクセルに区分されている。ＣＴ画像再構成部２１７は、ピクセル毎のＸ線強度を、当該Ｘ線が通った各ボクセルにおけるＸ線透過率の合計値に換算する。以下では、ピクセル毎のＸ線強度を当該Ｘ線が通った各ボクセルにおけるＸ線透過率の合計値に換算する処理を「逆投影」と称する。
また、ＣＴ画像生成対象の空間は、センサアレイ３６０のピクセルに応じたボクセルに区分されている。ＣＴ画像再構成部２１７は、ピクセル毎のＸ線強度を、当該Ｘ線が通った各ボクセルにおけるＸ線透過率の合計値に換算する。以下では、ピクセル毎のＸ線強度を当該Ｘ線が通った各ボクセルにおけるＸ線透過率の合計値に換算する処理を「逆投影」と称する。
図５（Ａ）では、センサアレイ３６０のピクセルの行に照射されるＸ線を面Ｆ１１等の面にて示している。ここでいうピクセルの行とは、ピクセルの、回転軸Ａ１２に対して直角方向（図２に示す撮影対象者Ｔ１１の左右の方向）の並びである。なお、図５（Ａ）は、回転軸Ａ１２に対して直角方向から見た様子を示しているため、各面が線にて示されている。
図５（Ｂ）では、面Ｆ１１に関して、センサアレイ３６０の各ピクセルに照射されるＸ線を線Ｌ１１等の線にて示している。
また、図５（Ｃ）では、線Ｌ１１が通るボクセルを示している。線Ｌ１１は、ボクセルＢ１１、Ｂ１２およびＢ１３を通過しており、ＣＴ画像再構成部２１７は、線Ｌ１１に対応するピクセルにおけるＸ線強度を、ボクセルＢ１１、Ｂ１２およびＢ１３のＸ線透過率の合計値に逆投影する。
また、図５（Ｃ）では、線Ｌ１１が通るボクセルを示している。線Ｌ１１は、ボクセルＢ１１、Ｂ１２およびＢ１３を通過しており、ＣＴ画像再構成部２１７は、線Ｌ１１に対応するピクセルにおけるＸ線強度を、ボクセルＢ１１、Ｂ１２およびＢ１３のＸ線透過率の合計値に逆投影する。
ＣＴ画像再構成部２１７は、被写体（撮影対象者Ｔ１１の患部等）に対して様々な角度からＸ線を投写して得られた透視画像を取得し、各透視画像について、センサアレイ３６０のピクセル毎に逆投影を行う。
そして、ＣＴ画像再構成部２１７は、得られた様々な角度からのＸ線透過率の合計値に基づいて、ボクセル毎のＸ線透過率を算出し、得られたボクセル毎のＸ線透過率に基づいてＣＴ画像を生成する。
そして、ＣＴ画像再構成部２１７は、得られた様々な角度からのＸ線透過率の合計値に基づいて、ボクセル毎のＸ線透過率を算出し、得られたボクセル毎のＸ線透過率に基づいてＣＴ画像を生成する。
なお、図５に示した各数量や位置関係は説明のための一例であり、これに限定されない。例えば、診断用Ｘ線源３４０が放射するコーンビームのファン角αやコーン角βや、センサアレイ３６０のピクセルの数や、ＣＴ画像生成対象の空間に設定されるボクセルの数や、診断用Ｘ線源３４０やセンサアレイ３６０とボクセルとの位置関係は、図５に示すものに限らない。
イメージャ回転制御部２１１は、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御して走行ガントリ３１３を回転させることで、診断用Ｘ線源３４１およびセンサアレイ３６１や、診断用Ｘ線源３４２およびセンサアレイ３６２を回転させる。ここで、ＣＴ画像再構成部２１７が逆投影を行って高精度なＣＴ画像を生成するためには、多くの角度からの被写体の透視画像が必要である。そこで、イメージャ回転制御部２１１は、イメージャ３７１やイメージャ３７２を回転させて、被写体に対して様々な角度に位置させる。
図６は、イメージャ回転制御部２１１がイメージャを回転させる角度の例を示す説明図である。同図に示す線Ｌ２１は、イメージャ３７１の回転範囲を示し、線Ｌ２２は、イメージャ３７２の回転範囲を示す。また、線Ｌ２３は、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とを合わせた範囲を示す。
図２を参照して説明したように、診断用Ｘ線源３４１と診断用Ｘ線源３４２とは照射軸が直交するように配置されている。このため、イメージャ回転制御部２１１が、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御して走行ガントリ３１３を９０度以上回転させることで、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とが重なる。これにより、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とを合わせると、被写体に対して１８０度以上の角度の範囲で回転させることができる。このように、走行ガントリ３１３を９０度以上回転させることで、イメージャを被写体に対して１８０度以上の角度の範囲で回転させられるので、イメージャが１つの場合と比較して撮影時間を約半分に短縮できる。
図２を参照して説明したように、診断用Ｘ線源３４１と診断用Ｘ線源３４２とは照射軸が直交するように配置されている。このため、イメージャ回転制御部２１１が、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御して走行ガントリ３１３を９０度以上回転させることで、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とが重なる。これにより、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とを合わせると、被写体に対して１８０度以上の角度の範囲で回転させることができる。このように、走行ガントリ３１３を９０度以上回転させることで、イメージャを被写体に対して１８０度以上の角度の範囲で回転させられるので、イメージャが１つの場合と比較して撮影時間を約半分に短縮できる。
ここで、図６に示すように、イメージャ回転制御部２１１は走行ガントリ３１３を（従って、イメージャ３７１とイメージャ３７２とを）、９０度＋ファン角α（９０度にファン角αを加えた角度）だけ回転させる。従って、走行ガントリ３１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とを、９０度（回転軸Ａ１２を基準としてイメージャ３７１の照射軸とイメージャ３７２の照射軸との角度）よりも大きく回転させる。この点について、図７を参照して説明する。
図７は、イメージャの回転範囲が１８０度である場合に、コーンビームのファン角の端を通るＸ線の角度を示す説明図である。同図に示す点Ｐ２１は、診断用Ｘ線源３４０の回転開始時においては、診断用Ｘ線源３４０が照射するコーンビームのファン角αの端の線Ｌ３１上に位置している。また、点Ｐ２１は、診断用Ｘ線源３４０が回転開始時の位置から１８０度回転した位置にあるときは、診断用Ｘ線源３４０が照射するコーンビームのファン角αの端の線Ｌ３２上に位置している。
この点Ｐ２１を通るＸ線の方向は、図７に示すように１８０度からファン角α引いた角度の範囲で変化する。一方、ＣＴ画像再構成部２１７が高精度のＣＴ画像を生成するためには、いずれのボクセルについても１８０度以上の範囲で各方向からＸ線を照射しての情報（センサアレイ３６０のピクセル毎の濃度情報）を得られることが好ましい。
そこで、イメージャ回転制御部２１１は、走行駆動装置を制御して、走行ガントリ３１３を９０度＋ファン角αだけ回転させる。これにより、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とを合わせた回転範囲は１８０度＋ファン角αとなり、ＣＴ画像再構成部２１７は、いずれのボクセルについても１８０度以上の範囲で各方向からＸ線を照射しての情報を得られる。
そこで、イメージャ回転制御部２１１は、走行駆動装置を制御して、走行ガントリ３１３を９０度＋ファン角αだけ回転させる。これにより、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とを合わせた回転範囲は１８０度＋ファン角αとなり、ＣＴ画像再構成部２１７は、いずれのボクセルについても１８０度以上の範囲で各方向からＸ線を照射しての情報を得られる。
イメージャ位置判定部２１２は、イメージャ３７１の位置情報（イメージャ３７１の回転量を示す情報）を取得し、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とが重なる重複領域（以下、単に「重複領域」と称する）にイメージャ３７１が位置するか否かを判定する。
ここで、イメージャ位置判定部２１２がイメージャ３７１の位置情報を取得する方法として、様々な方法を用いることができる。例えば、イメージャ位置判定部２１２が、イメージャ回転制御部２１１からの走行駆動装置に対する制御情報を取得し、当該制御情報に基づいて、診断用Ｘ線源３４０の基準位置（例えば、回転開始時の位置）からの回転角度を、イメージャ３７１の位置情報として算出するようにしてもよい。あるいは、イメージャ回転制御部２１１からの制御情報と、走行ガントリ３１３の実際の回転角度とにずれが生じ得る場合、走行ガントリ３１３が自らの回転角度を測定して、イメージャ位置判定部２１２が、当該回転角度をイメージャ３７１の位置情報（イメージャ３７１の回転角度）として取得するようにしてもよい。
ここで、イメージャ位置判定部２１２がイメージャ３７１の位置情報を取得する方法として、様々な方法を用いることができる。例えば、イメージャ位置判定部２１２が、イメージャ回転制御部２１１からの走行駆動装置に対する制御情報を取得し、当該制御情報に基づいて、診断用Ｘ線源３４０の基準位置（例えば、回転開始時の位置）からの回転角度を、イメージャ３７１の位置情報として算出するようにしてもよい。あるいは、イメージャ回転制御部２１１からの制御情報と、走行ガントリ３１３の実際の回転角度とにずれが生じ得る場合、走行ガントリ３１３が自らの回転角度を測定して、イメージャ位置判定部２１２が、当該回転角度をイメージャ３７１の位置情報（イメージャ３７１の回転角度）として取得するようにしてもよい。
また、イメージャ位置判定部２１２は、イメージャ３７１の位置情報に基づいて、イメージャ３７１の回転量が９０度以上か否かを判定することで、重複領域にイメージャ３７１が位置するか否かを判定する。すなわち、イメージャ３７１の回転量が９０度以上である場合、重複領域にイメージャ３７１が位置することになる。
撮影タイミング制御部２１３は、撮影タイミングの到来を検出するとイメージャ３７１とイメージャ３７２とのいずれか一方または両方に撮影を行わせる。具体的には、撮影タイミング制御部２１３は、撮影周期として予め設定されている時間毎に、イメージャ３７１とイメージャ３７２とのいずれか一方または両方に対して撮影を指示する制御情報を出力して撮影を行わせる。
その際、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、イメージャ３７２のみに撮影を行わせる。例えば、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの全部において、イメージャ３７２のみに撮影を行わせる。すなわち、イメージャ３７１の回転量が９０度以上であるとイメージャ位置判定部２１２が判定している場合、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７２のみに撮影を指示する制御情報を出力する。
なお、以下では、１つの撮影タイミングにおいて、イメージャ３７１とイメージャ３７２とのいずれか一方のみが撮影を行うことを「片方撮影」と称する。また、１つの撮影タイミングにおいて、イメージャ３７１とイメージャ３７２との両方が撮影を行うことを「同時撮影」と称する。
その際、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、イメージャ３７２のみに撮影を行わせる。例えば、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの全部において、イメージャ３７２のみに撮影を行わせる。すなわち、イメージャ３７１の回転量が９０度以上であるとイメージャ位置判定部２１２が判定している場合、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７２のみに撮影を指示する制御情報を出力する。
なお、以下では、１つの撮影タイミングにおいて、イメージャ３７１とイメージャ３７２とのいずれか一方のみが撮影を行うことを「片方撮影」と称する。また、１つの撮影タイミングにおいて、イメージャ３７１とイメージャ３７２との両方が撮影を行うことを「同時撮影」と称する。
図８は、撮影タイミングの制御の第１の例の説明図である。同図の例では、イメージャ３７１やイメージャ３７２が９０度＋ファン角αだけ回転する間に１３回の撮影タイミングが設定されている。ここで、線Ｌ４１は、診断用Ｘ線源３４１の回転範囲を示し、線Ｌ４２は、診断用Ｘ線源３４２の回転範囲を示している。
１回目から９回目までの撮影タイミングでは、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに対して同時撮影を行うよう指示している。
一方、１０回目以降の撮影タイミングでは、イメージャ３７１が重複領域に位置している。従って、イメージャ３７１が撮影を中止しても、ＣＴ画像再構成部２１７は、１８０度＋ファン角α分の透視画像を得ることができ、いずれのボクセルについても１８０度以上の範囲で各方向からＸ線を照射しての情報を得られる。
一方、１０回目以降の撮影タイミングでは、イメージャ３７１が重複領域に位置している。従って、イメージャ３７１が撮影を中止しても、ＣＴ画像再構成部２１７は、１８０度＋ファン角α分の透視画像を得ることができ、いずれのボクセルについても１８０度以上の範囲で各方向からＸ線を照射しての情報を得られる。
そこで、１０回目以降の撮影タイミングでは、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７２のみに対して撮影（片方撮影）を行うよう指示している。
このように、イメージャ３７１の回転量が９０度以上であるとイメージャ位置判定部２１２が判定している場合に、撮影タイミング制御部２１３が、イメージャ３７２のみに撮影を指示する（イメージャ３７１の撮影を中止させる）ことで、放射線照射量を低減させることができる。図８の例では、１０回目から１３回目までの撮影タイミングでもイメージャ３７１が放射線を照射する場合と比較して、イメージャ３７１について４回分の放射線照射量が低減されている。
なお、図８に示した撮影タイミングは説明のための一例であり、これに限定されない。例えば、撮影タイミング制御部２１３が到来を検出する撮影タイミングの回数は、１３回に限らない。
このように、イメージャ３７１の回転量が９０度以上であるとイメージャ位置判定部２１２が判定している場合に、撮影タイミング制御部２１３が、イメージャ３７２のみに撮影を指示する（イメージャ３７１の撮影を中止させる）ことで、放射線照射量を低減させることができる。図８の例では、１０回目から１３回目までの撮影タイミングでもイメージャ３７１が放射線を照射する場合と比較して、イメージャ３７１について４回分の放射線照射量が低減されている。
なお、図８に示した撮影タイミングは説明のための一例であり、これに限定されない。例えば、撮影タイミング制御部２１３が到来を検出する撮影タイミングの回数は、１３回に限らない。
あるいは、イメージャ３７１の回転量が９０度以上であるとイメージャ位置判定部２１２が判定している場合に、撮影タイミング制御部２１３が、一部の撮影タイミングではイメージャ３７１とイメージャ３７２とに対して同時撮影を指示するようにしてもよい。
図９は、撮影タイミングの制御の第２の例の説明図である。図８の場合と同様、図９の例では、イメージャ３７１やイメージャ３７２が９０度＋ファン角αだけ回転する間に１３回の撮影タイミングが設定されている。また、図８の場合と同様、線Ｌ４１は、診断用Ｘ線源３４１の回転範囲を示し、線Ｌ４２は、診断用Ｘ線源３４２の回転範囲を示している。
なお、図８の場合と同様、図９に示した撮影タイミングは説明のための一例であり、これに限定されない。
図９は、撮影タイミングの制御の第２の例の説明図である。図８の場合と同様、図９の例では、イメージャ３７１やイメージャ３７２が９０度＋ファン角αだけ回転する間に１３回の撮影タイミングが設定されている。また、図８の場合と同様、線Ｌ４１は、診断用Ｘ線源３４１の回転範囲を示し、線Ｌ４２は、診断用Ｘ線源３４２の回転範囲を示している。
なお、図８の場合と同様、図９に示した撮影タイミングは説明のための一例であり、これに限定されない。
図９に示す例では、図８の場合と同様、１回目から９回目までの撮影タイミングでは、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに対して同時撮影を行うよう指示している。
また、イメージャ３７１が重複領域に位置する１０回目以降の撮影タイミングのうち、１１回目と１３回目との撮影タイミングでは、図８の場合と同様、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７２のみに対して撮影（片方撮影）を行うよう指示している。
また、イメージャ３７１が重複領域に位置する１０回目以降の撮影タイミングのうち、１１回目と１３回目との撮影タイミングでは、図８の場合と同様、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７２のみに対して撮影（片方撮影）を行うよう指示している。
一方、１０回目と１２回目との撮影タイミングでは、図８の場合と異なり、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに対して同時撮影を行うよう指示している。
後述するように、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行うことで、位置特定部２１５は、位置特定対象（本実施形態では、治療用放射線Ｂ１１の照射対象である患部）の位置を三次元的に特定することができる。これにより、後述するように、画像補正部２１６は、位置特定対象が診断用Ｘ線Ｂ２１の方向や診断用Ｘ線Ｂ２２の方向に移動した場合にも、透視画像の補正を行うことができる。
後述するように、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行うことで、位置特定部２１５は、位置特定対象（本実施形態では、治療用放射線Ｂ１１の照射対象である患部）の位置を三次元的に特定することができる。これにより、後述するように、画像補正部２１６は、位置特定対象が診断用Ｘ線Ｂ２１の方向や診断用Ｘ線Ｂ２２の方向に移動した場合にも、透視画像の補正を行うことができる。
ここで、重複領域にイメージャ３７１が位置する状態において、撮影タイミング制御部２１３が同時撮影と片方撮影とを切り替える判定基準として様々なものを用いることができる。
例えば、撮影対象者Ｔ１１の呼吸周期に対して撮影周期が充分短い場合、位置特定部２１５が撮影タイミング毎に三次元位置を特定しなくても、画像補正部２１６は、撮影対象者Ｔ１１の呼吸に起因する診断用Ｘ線方向の被写体ぶれに対して透視画像の補正を行い得る。
例えば、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置を特定してから所定時間までの撮影タイミングにおいて、画像補正部２１６が、当該三次元位置を用いるようにしてもよい。あるいは、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置を特定した後、位置特定対象の動きを等速直線運動と見做せる時間内において、位置特定部２１５が撮影タイミング毎に位置特定対象の三次元位置を算出するようにしてもよい。
例えば、撮影対象者Ｔ１１の呼吸周期に対して撮影周期が充分短い場合、位置特定部２１５が撮影タイミング毎に三次元位置を特定しなくても、画像補正部２１６は、撮影対象者Ｔ１１の呼吸に起因する診断用Ｘ線方向の被写体ぶれに対して透視画像の補正を行い得る。
例えば、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置を特定してから所定時間までの撮影タイミングにおいて、画像補正部２１６が、当該三次元位置を用いるようにしてもよい。あるいは、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置を特定した後、位置特定対象の動きを等速直線運動と見做せる時間内において、位置特定部２１５が撮影タイミング毎に位置特定対象の三次元位置を算出するようにしてもよい。
そこで、イメージャ３７１が重複領域に位置する場合、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に成功してから所定回数（１回以上）の撮影タイミングの間、撮影タイミング制御部２１３がイメージャ３７２に対してのみ撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
このように、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２との両方に撮影（同時撮影）を行わせ、得られた透視画像に基づいて位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に成功した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、撮影タイミング制御部２１３が、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
このように、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２との両方に撮影（同時撮影）を行わせ、得られた透視画像に基づいて位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に成功した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、撮影タイミング制御部２１３が、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
あるいは、撮影周期が短い場合、イメージャ３７１またはイメージャ３７２の透視画像にて位置特定対象が骨などに一旦に隠れると、しばらくの間は、位置特定対象が隠れた状態が続き得る。その間、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行っても、位置特定部２１５が三次元位置の特定に失敗し続けることが考えられる。
そこで、イメージャ３７１が重複領域に位置する場合、位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に失敗してから所定回数（１回以上）の撮影タイミングの間、撮影タイミング制御部２１３がイメージャ３７２に対してのみ撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
このように、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２との両方に撮影（同時撮影）を行わせ、得られた透視画像の少なくとも一方において位置特定部２１５が位置特定対象の画像の検出に失敗した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、撮影タイミング制御部２１３が、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
このように、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２との両方に撮影（同時撮影）を行わせ、得られた透視画像の少なくとも一方において位置特定部２１５が位置特定対象の画像の検出に失敗した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、撮影タイミング制御部２１３が、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方撮影）を行わせるようにしてもよい。
あるいは、撮影タイミング制御部２１３が、医師等が決定した撮影計画を予め記憶しておき、イメージャ３７１が重複領域に位置する場合において、当該撮影計画に従って同時撮影と片方撮影との切替を行うようにしてもよい。
イメージャ画像取得部２１４は、イメージャ３７１が撮影した透視画像（透視画像データ）と、イメージャ３７２が撮影した透視画像（透視画像データ）とを放射線治療装置３から取得して、位置特定部２１５へ出力する。
位置特定部２１５は、イメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像とに基づいて、位置特定対象（以下、患部として説明する）の三次元位置を特定する。すなわち、１つの透視画像のみからは、奥行き方向の患部の位置を特定できないのに対し、位置特定部２１５は、別方向から同時撮影されたもう１つの透視画像を用いることで、奥行き方向についても患部位置を特定し得る。
位置特定部２１５は、イメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像とに基づいて、位置特定対象（以下、患部として説明する）の三次元位置を特定する。すなわち、１つの透視画像のみからは、奥行き方向の患部の位置を特定できないのに対し、位置特定部２１５は、別方向から同時撮影されたもう１つの透視画像を用いることで、奥行き方向についても患部位置を特定し得る。
例えば、位置特定部２１５は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影して得られた透視画像の各々について、まず、画像マッチング（テンプレートマッチング）にて患部位置を特定する。画像マッチングのための患部の形状の情報（テンプレート）は、例えば、予め撮影された透視画像（レントゲン画像）に基づいて医師が生成し、位置特定部２１５に与えておく。
イメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像との両方で患部位置の特定に成功すると、位置特定部２１５は、両画像における患部の位置情報に基づいて、患部の三次元位置を特定する。位置特定部２１５が患部の三次元位置を特定する方法としては、特許第４０４９５２号に示されている方法など、既存の方法を用いることができる。
イメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像との両方で患部位置の特定に成功すると、位置特定部２１５は、両画像における患部の位置情報に基づいて、患部の三次元位置を特定する。位置特定部２１５が患部の三次元位置を特定する方法としては、特許第４０４９５２号に示されている方法など、既存の方法を用いることができる。
画像補正部２１６は、イメージャ３７１が撮影した透視画像や、イメージャ３７２が撮影した透視画像に対して、患部の位置の補正を行う。
ここで、イメージャ３７１やイメージャ３７２が撮影する透視画像において、撮影タイミングの違いから、撮影対象者Ｔ１１の呼吸等に起因して患部の位置がずれる場合がある。この患部のずれが原因で、ＣＴ画像の精度が低下するおそれがある。そこで、画像補正部２１６が患部位置の補正を行う（患部が動いていない場合の透視画像に近づける補正を行う）ことで、ＣＴ画像の精度低下を低減させる。
ここで、イメージャ３７１やイメージャ３７２が撮影する透視画像において、撮影タイミングの違いから、撮影対象者Ｔ１１の呼吸等に起因して患部の位置がずれる場合がある。この患部のずれが原因で、ＣＴ画像の精度が低下するおそれがある。そこで、画像補正部２１６が患部位置の補正を行う（患部が動いていない場合の透視画像に近づける補正を行う）ことで、ＣＴ画像の精度低下を低減させる。
具体的には、画像補正部２１６は、透視画像における患部の画像の位置を移動させる。
図１０は、患部の位置がずれる場合の透視画像の例を示す図である。同図に示す透視画像には、患部の画像Ｍ１１１と、骨の画像Ｍ１２１およびＭ１２２とが含まれている。図１０の例では、撮影対象者Ｔ１１の呼吸に応じて患部の位置が動いている。一方、画像Ｍ１２１やＭ１２２に示される骨の位置は動いていない。
図１０は、患部の位置がずれる場合の透視画像の例を示す図である。同図に示す透視画像には、患部の画像Ｍ１１１と、骨の画像Ｍ１２１およびＭ１２２とが含まれている。図１０の例では、撮影対象者Ｔ１１の呼吸に応じて患部の位置が動いている。一方、画像Ｍ１２１やＭ１２２に示される骨の位置は動いていない。
そこで、画像補正部２１６は、透視画像における骨の画像Ｍ１２１およびＭ１２２の位置はそのままにして、患部画像の位置を移動させることで、患部位置のずれのＣＴ画像に対する影響を低減させる。画像補正部２１６が患部画像の位置を移動させる方法としては、特開２００１−２５９０５９に示されているオプティカルフローを用いる方法など、既存の方法を用いることができる。オプティカルフローを用いる方法では、画像補正部２１６は、オプティカルフローにて示される患部のずれベクトルと逆ベクトルに、患部画像の位置を平行移動させる。
また、位置特定部２１５から患部の三次元位置の情報を得られると、画像補正部２１６は、診断用Ｘ線方向の患部位置の動きについても透視画像の補正を行う。
図１１は、画像補正部２１６が行う、診断用Ｘ線方向の患部位置の動きに対する透視画像の補正の例を示す説明図である。図１１（Ａ）は、補正前の透視画像の例を示しており、図１１（Ｂ）は、補正後の透視画像の例を示している。
図１１は、画像補正部２１６が行う、診断用Ｘ線方向の患部位置の動きに対する透視画像の補正の例を示す説明図である。図１１（Ａ）は、補正前の透視画像の例を示しており、図１１（Ｂ）は、補正後の透視画像の例を示している。
図１１の例では、患部が診断用Ｘ線源３４０の側にずれており、このため、図１１（Ａ）の画像において、患部の画像Ｍ２１１が比較的大きくなっている。そこで、画像補正部２１６は、患部が、よりセンサアレイ３６０の側にある場合に応じて、図１１（Ｂ）における患部の画像Ｍ２１２のように、患部の画像を小さくする補正を行う。画像補正部２１６が行う、診断用Ｘ線方向の患部位置の動きに対する透視画像の補正方法としては、三次元的にオプティカルフロー計算を行う方法など、既存の方法を用いることができる。
また、画像補正部２１６が三次元的にオプティカルフローの計算を行うことで、撮影タイミング毎の撮影角度のずれの影響を除去し得る。
例えば、図９における１回目の撮影タイミングにイメージャ３７１が撮影する透視画像と、２回目の撮影タイミングにイメージャ３７１が撮影する透視画像とでは、撮影方向にずれが生じている。この撮影方向のずれが、二次元オプティカルフローを算出する際の誤差となり得る。これに対して、位置特定部２１５が、撮影対象者Ｔ１１に固定された三次元座標にて患部位置を特定する場合、当該三次元座標は撮影方向にかかわらず一定なので、オプティカルフローを算出する際に、撮影方向のずれの影響を排除し得る。
例えば、図９における１回目の撮影タイミングにイメージャ３７１が撮影する透視画像と、２回目の撮影タイミングにイメージャ３７１が撮影する透視画像とでは、撮影方向にずれが生じている。この撮影方向のずれが、二次元オプティカルフローを算出する際の誤差となり得る。これに対して、位置特定部２１５が、撮影対象者Ｔ１１に固定された三次元座標にて患部位置を特定する場合、当該三次元座標は撮影方向にかかわらず一定なので、オプティカルフローを算出する際に、撮影方向のずれの影響を排除し得る。
また、同時撮影によって得られた透視画像に基づいて、画像補正部２１６が回転軸Ａ１２方向（体軸方向）の補正を行うようにしてもよい。
例えば、患部の画像の輪郭が不明瞭なことや、患部の変形や、他の臓器の影が患部に映り込むことに起因して、患部位置を決定する画像マッチングにて患部位置を求める際に、回転軸Ａ１２方向に誤差が生じるおそれがある。
このような場合、例えば、同時撮影においてイメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像とで回転軸Ａ１２方向の患部位置の平均を取ることで、誤差の大きさを低減させることができる。
例えば、患部の画像の輪郭が不明瞭なことや、患部の変形や、他の臓器の影が患部に映り込むことに起因して、患部位置を決定する画像マッチングにて患部位置を求める際に、回転軸Ａ１２方向に誤差が生じるおそれがある。
このような場合、例えば、同時撮影においてイメージャ３７１が撮影した透視画像とイメージャ３７２が撮影した透視画像とで回転軸Ａ１２方向の患部位置の平均を取ることで、誤差の大きさを低減させることができる。
なお、診断用Ｘ線方向の患部位置の動きに対する透視画像の補正によって患部に隠れていた臓器が見えるようになる場合、画像補正部２１６が、該当する臓器の画像を他の透視画像から取得して、補正対象の透視画像に加えるようにしてもよい。
治療制御部２２０は、治療用放射線Ｂ１１の照射に際して放射線治療装置３の制御を行う。例えば、治療制御部２２０は、ＣＴ画像再構成部２１７が生成したＣＴ画像に基づいて医師が策定した治療計画に従って、治療用放射線照射装置３３１の位置の制御や、治療用放射線Ｂ１１の照射時間の制御や、マルチリーフコリメータ３３２の制御など、各種制御を行う。
放射線治療装置制御装置２として、例えばコンピュータを用いることができる。この場合、放射線治療装置制御装置２の各部は、当該コンピュータの具備するＣＰＵ（Central Processing Unit、中央処理装置）が、当該コンピュータの具備する記憶デバイスからプログラムを読み出して実行することで実現される。
ただし、放射線治療装置制御装置２の各部を専用のハードウェアにて構成するなど、放射線治療装置制御装置２としてコンピュータ以外の装置を用いるようにしてもよい。
ただし、放射線治療装置制御装置２の各部を専用のハードウェアにて構成するなど、放射線治療装置制御装置２としてコンピュータ以外の装置を用いるようにしてもよい。
次に図１２を参照して、ＣＴ画像の生成に際しての放射線治療システム１の動作について説明する。
図１２は、撮影処理部２１０が行う処理の手順を示すフローチャートである。撮影処理部２１０は、ＣＴ画像の生成を指示するユーザ操作を放射線治療装置制御装置２が受けると、同図の処理を開始する。
図１２の処理において、撮影処理部２１０は、まずキャリブレーションを行う（ステップＳ１０１）。例えば、イメージャ回転制御部２１１が、イメージャ３７１およびイメージャ３７２の位置を初期位置に合わせ、また、イメージャ３７１およびイメージャ３７２の照射軸の向きをアイソセンタＰ１１を通る向きに合わせる。また、撮影タイミング制御部２１３が、センサアレイ３６１とセンサアレイ３６２との応答性能を合わせる応答性能較正を行う。
図１２は、撮影処理部２１０が行う処理の手順を示すフローチャートである。撮影処理部２１０は、ＣＴ画像の生成を指示するユーザ操作を放射線治療装置制御装置２が受けると、同図の処理を開始する。
図１２の処理において、撮影処理部２１０は、まずキャリブレーションを行う（ステップＳ１０１）。例えば、イメージャ回転制御部２１１が、イメージャ３７１およびイメージャ３７２の位置を初期位置に合わせ、また、イメージャ３７１およびイメージャ３７２の照射軸の向きをアイソセンタＰ１１を通る向きに合わせる。また、撮影タイミング制御部２１３が、センサアレイ３６１とセンサアレイ３６２との応答性能を合わせる応答性能較正を行う。
次に、イメージャ回転制御部２１１が、走行駆動装置を制御して、走行ガントリ３１３を一定速度で回転させる（ステップＳ１０２）。
そして、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングが到来したか否かを判定する（ステップＳ１０３）。具体的には、撮影タイミング制御部２１３がタイマ機能を有し、撮影周期として予め設定されている所定時間毎に撮影タイミングの到来を検出する。
そして、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミングが到来したか否かを判定する（ステップＳ１０３）。具体的には、撮影タイミング制御部２１３がタイマ機能を有し、撮影周期として予め設定されている所定時間毎に撮影タイミングの到来を検出する。
ステップＳ１０３において、撮影タイミングが到来したと撮影タイミング制御部２１３が判定した場合（ステップＳ１０３：ＹＥＳ）、撮影タイミング制御部２１３が片方撮影または同時撮影の選択を行う（ステップＳ１１１）。具体的には、上述したように、イメージャ３７１が重複領域に位置していないとイメージャ位置判定部２１２が判定した場合、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに同時撮影を指示する。一方、イメージャ３７１が重複領域に位置しているとイメージャ位置判定部２１２が判定した場合、撮影タイミング制御部２１３は、予め取得した撮影計画、または、予め設定されたロジックに基づいて、片方撮影または同時撮影の選択を行い、選択に従って撮影の指示を行う。
撮影タイミング制御部２１３の指示に従ってイメージャ３７１とイメージャ３７２との一方または両方が透視画像を撮影すると、イメージャ画像取得部２１４が、当該透視画像（透視画像データ）を取得する（ステップＳ１１２）。
そして、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行った場合、上述したように、位置特定部２１５が、患部の三次元位置を算出する（ステップＳ１１３）。
次に、画像補正部２１６は、イメージャ３７１が撮影した画像やイメージャ３７２が撮影した画像に対して、上述した患部位置の補正を行う。特に、位置特定部２１５から患部の三次元位置情報を得られた場合、画像補正部２１６は、診断用Ｘ線の方向への患部の動きに対しても、患部位置の補正を行う。
そして、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行った場合、上述したように、位置特定部２１５が、患部の三次元位置を算出する（ステップＳ１１３）。
次に、画像補正部２１６は、イメージャ３７１が撮影した画像やイメージャ３７２が撮影した画像に対して、上述した患部位置の補正を行う。特に、位置特定部２１５から患部の三次元位置情報を得られた場合、画像補正部２１６は、診断用Ｘ線の方向への患部の動きに対しても、患部位置の補正を行う。
次に、ＣＴ画像再構成部２１７が、ＣＴ画像の再構成計算を行う（ステップＳ１１５）。具体的には、ＣＴ画像再構成部２１７は、画像補正部２１６による補正後の投影画像に基づいて、上述した逆投影を行う。
そして、撮影処理部２１０は、全角度からの撮影を完了したか否かを判定する（ステップＳ１１６）。例えば、イメージャ位置判定部２１２が、走行ガントリ３１３の回転量を取得し、回転量が９０度＋α以上か否かを判定する。
そして、撮影処理部２１０は、全角度からの撮影を完了したか否かを判定する（ステップＳ１１６）。例えば、イメージャ位置判定部２１２が、走行ガントリ３１３の回転量を取得し、回転量が９０度＋α以上か否かを判定する。
全角度からの撮影を完了していないと判定した場合（ステップＳ１１６：ＮＯ）、ステップＳ１０２へ戻る。
一方、全角度からの撮影を完了したと判定した場合（ステップＳ１１６：ＹＥＳ）、ＣＴ画像再構成部２１７は、逆投影の結果からボクセル毎の放射線透過量を算出して断層画像の再構成を行い、得られた断層画像を出力する（ステップＳ１２１）。例えば、ＣＴ画像再構成部２１７は、放射線治療装置制御装置２の具備する記憶デバイスに断層画像を記憶させ、また、放射線治療装置制御装置２の有する表示画面に断層画像を表示させる。
また、この場合、イメージャ回転制御部２１１がステップＳ１０２における回転指示の出力を終了し、これによって走行ガントリ３１３が停止（回転を終了）する。
その後、図１２の処理を終了する。
一方、ステップＳ１０３において、撮影タイミングが到来していないと撮影タイミング制御部２１３が判定した場合（ステップＳ１０３：ＮＯ）、ステップＳ１１６へ進む。
一方、全角度からの撮影を完了したと判定した場合（ステップＳ１１６：ＹＥＳ）、ＣＴ画像再構成部２１７は、逆投影の結果からボクセル毎の放射線透過量を算出して断層画像の再構成を行い、得られた断層画像を出力する（ステップＳ１２１）。例えば、ＣＴ画像再構成部２１７は、放射線治療装置制御装置２の具備する記憶デバイスに断層画像を記憶させ、また、放射線治療装置制御装置２の有する表示画面に断層画像を表示させる。
また、この場合、イメージャ回転制御部２１１がステップＳ１０２における回転指示の出力を終了し、これによって走行ガントリ３１３が停止（回転を終了）する。
その後、図１２の処理を終了する。
一方、ステップＳ１０３において、撮影タイミングが到来していないと撮影タイミング制御部２１３が判定した場合（ステップＳ１０３：ＮＯ）、ステップＳ１１６へ進む。
以上のように、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、イメージャ３７２のみに撮影を行わせる。
撮影タイミング制御部２１３がイメージャ３７２のみに撮影を行わせることで、当該撮影タイミングにおけるイメージャ３７１からの放射線の分の照射量を低減させることができる。
特に、重複領域にイメージャ３７１が位置していない状態では、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに同時撮影を行わせて、１８０度＋ファン角α分の透視画像を撮影させることができる。この点において、撮影タイミング制御部２１３は、ＣＴ画像の精度を低下させずに、放射線照射量を低減させることができる。
撮影タイミング制御部２１３がイメージャ３７２のみに撮影を行わせることで、当該撮影タイミングにおけるイメージャ３７１からの放射線の分の照射量を低減させることができる。
特に、重複領域にイメージャ３７１が位置していない状態では、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とに同時撮影を行わせて、１８０度＋ファン角α分の透視画像を撮影させることができる。この点において、撮影タイミング制御部２１３は、ＣＴ画像の精度を低下させずに、放射線照射量を低減させることができる。
例えば、撮影タイミング制御部２１３は、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２とに同時撮影を行わせ、得られた透視画像に基づいて位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に成功した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方）を行わせる。
この場合、イメージャ３７２が片方撮影を行った撮影タイミングでは、画像補正部２１６は、同時撮影に基づいて位置特定部２１５が特定した位置特定対象の三次元位置、あるいは、当該三次元位置から算出した新たな三次元位置に基づいて、診断用Ｘ線方向への位置特定対象の動きに対する補正を行うことができる。
この点において、ＣＴ画像の精度を高めつつ、放射線照射量を低減させることができる。
この場合、イメージャ３７２が片方撮影を行った撮影タイミングでは、画像補正部２１６は、同時撮影に基づいて位置特定部２１５が特定した位置特定対象の三次元位置、あるいは、当該三次元位置から算出した新たな三次元位置に基づいて、診断用Ｘ線方向への位置特定対象の動きに対する補正を行うことができる。
この点において、ＣＴ画像の精度を高めつつ、放射線照射量を低減させることができる。
あるいは、撮影タイミング制御部２１３は、撮影タイミングの到来を検出してイメージャ３７１とイメージャ３７２とに同時撮影を行わせ、得られた透視画像の少なくとも一方において位置特定部２１５が位置特定対象の画像の検出に失敗した場合、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、イメージャ３７２のみに撮影（片方）を行わせる。
これにより、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行っても位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に失敗する可能性の高い撮影タイミングでの同時撮影を中止させて、放射線照射量を低減させることができる。
これにより、撮影タイミング制御部２１３は、イメージャ３７１とイメージャ３７２とが同時撮影を行っても位置特定部２１５が位置特定対象の三次元位置の特定に失敗する可能性の高い撮影タイミングでの同時撮影を中止させて、放射線照射量を低減させることができる。
あるいは、撮影タイミング制御部２１３は、重複領域にイメージャ３７１が位置するとイメージャ位置判定部２１２が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの全部において、イメージャ３７２のみに撮影（片方撮影）を行わせる。
これにより、放射線照射量をより低減させることができる。
これにより、放射線照射量をより低減させることができる。
なお、本発明における制御の対象は、放射線治療装置に限らない。例えば、ＣＴ専用の装置にも本発明を適用可能である。ＣＴ専用の装置の構成としては、例えば、図２に示す構成から、治療用放射線Ｂ１１の照射のための各部（治療用放射線照射装置３３１や、マルチリーフコリメータ３３２や、センサアレイ３５１）を除いた構成とすることができる。また、制御装置側の構成について、図４に示す構成から、治療制御部２２０を除いた構成とすることができる。
また、イメージャ３７１が第２イメージャの一例に該当し、イメージャ３７２が第１イメージャの一例に該当していてもよい。この場合、重複領域にイメージャ３７２が位置するタイミングの少なくとも一部で、イメージャ３７１のみが片側撮影を行い、重複領域からの撮影はイメージャ３７１が行うようにし得る。
さらには、重複領域における撮影をイメージャ３７１とイメージャ３７２とが交互に行うなど、イメージャ３７１とイメージャ３７２との両方が、第１イメージャと第２イメージャとのいずれの一例にも該当していてもよい。
さらには、重複領域における撮影をイメージャ３７１とイメージャ３７２とが交互に行うなど、イメージャ３７１とイメージャ３７２との両方が、第１イメージャと第２イメージャとのいずれの一例にも該当していてもよい。
また、イメージャ３７１の回転範囲とイメージャ３７２の回転範囲とが重複していれば、回転軸Ａ１２を基準とするイメージャ３７１の照射角とイメージャ３７２の照射角との角度は、上述した９０度に限らず任意の角度であってもよい。
また、制御対象である放射線治療装置ないしＣＴ専用の装置の具備するイメージャの数は上述した２つに限らず、３つ以上であってもよい。例えば、放射線治療装置３がイメージャ３７１および３７２に加えて第３のイメージャを具備していてもよい。この場合、例えば、回転軸Ａ１２を基準としてイメージャ３７１の照射軸とイメージャ３７２の照射軸との角度が６０度であり、回転軸Ａ１２を基準としてイメージャ３７２の照射軸と第３のイメージャの照射軸との角度が６０度であってもよい。
このようにイメージャを配置することで、走行ガントリ３１３が６０度以上回転すれば、３つのイメージャの回転範囲を合わせた回転範囲が１８０度以上となり、透視画像の撮影に要する時間を短縮することができる。かつ、図７を参照して説明したのと同様に、ファン角との関係から、イメージャの回転範囲の重複領域が生じる。かかる重複領域において、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミング毎に１つのイメージャによる撮影と、２つのイメージャによる撮影と、３つのイメージャによる撮影とのいずれかを選択するようにできる。
また、制御対象である放射線治療装置ないしＣＴ専用の装置の具備するイメージャの数は上述した２つに限らず、３つ以上であってもよい。例えば、放射線治療装置３がイメージャ３７１および３７２に加えて第３のイメージャを具備していてもよい。この場合、例えば、回転軸Ａ１２を基準としてイメージャ３７１の照射軸とイメージャ３７２の照射軸との角度が６０度であり、回転軸Ａ１２を基準としてイメージャ３７２の照射軸と第３のイメージャの照射軸との角度が６０度であってもよい。
このようにイメージャを配置することで、走行ガントリ３１３が６０度以上回転すれば、３つのイメージャの回転範囲を合わせた回転範囲が１８０度以上となり、透視画像の撮影に要する時間を短縮することができる。かつ、図７を参照して説明したのと同様に、ファン角との関係から、イメージャの回転範囲の重複領域が生じる。かかる重複領域において、撮影タイミング制御部２１３が、撮影タイミング毎に１つのイメージャによる撮影と、２つのイメージャによる撮影と、３つのイメージャによる撮影とのいずれかを選択するようにできる。
また、イメージャ３７１の照射軸とイメージャ３７２の照射軸とがいずれもアイソセンタＰ１１の付近を通っていればよく、必ずしもアイソセンタＰ１１と通っている必要は無い。また、イメージャ３７１の照射軸とイメージャ３７２の照射軸とが必ずしも交差していなくてよい（ねじれの位置の関係にあってもよい）。
なお、上述したように、放射線治療装置制御装置２としてコンピュータを用いることができる。従って、放射線治療装置制御装置２の各部の全部または一部の機能を実現するためのプログラムをコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して、この記録媒体に記録されたプログラムをコンピュータシステムに読み込ませ、実行することにより各部の処理を行ってもよい。なお、ここでいう「コンピュータシステム」とは、ＯＳや周辺機器等のハードウェアを含むものとする。
また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムを送信する場合の通信線のように、短時間の間、動的にプログラムを保持するもの、その場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであってもよい。
また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムを送信する場合の通信線のように、短時間の間、動的にプログラムを保持するもの、その場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであってもよい。
以上、本発明の実施形態について図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。
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
２１０ 撮影処理部
２１１ イメージャ回転制御部
２１２ イメージャ位置判定部
２１３ 撮影タイミング制御部
２１４ イメージャ画像取得部
２１５ 位置特定部
２１６ 画像補正部
２１７ ＣＴ画像再構成部
２２０ 治療制御部
３１１ 旋回駆動装置
３１２ Ｏリング
３１３ 走行ガントリ
３２１ 首振り機構
３３０ 照射部
３３１ 治療用放射線照射装置
３３２ マルチリーフコリメータ
３４０、３４１、３４２ 診断用Ｘ線源
３５１、３６０、３６１、３６２ センサアレイ
３８１ カウチ
３８２ カウチ駆動装置
２ 放射線治療装置制御装置
３ 放射線治療装置
２１０ 撮影処理部
２１１ イメージャ回転制御部
２１２ イメージャ位置判定部
２１３ 撮影タイミング制御部
２１４ イメージャ画像取得部
２１５ 位置特定部
２１６ 画像補正部
２１７ ＣＴ画像再構成部
２２０ 治療制御部
３１１ 旋回駆動装置
３１２ Ｏリング
３１３ 走行ガントリ
３２１ 首振り機構
３３０ 照射部
３３１ 治療用放射線照射装置
３３２ マルチリーフコリメータ
３４０、３４１、３４２ 診断用Ｘ線源
３５１、３６０、３６１、３６２ センサアレイ
３８１ カウチ
３８２ カウチ駆動装置
Claims (7)
- 回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置において、
前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定部と、
撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御部であって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御部と、
を具備することを特徴とする撮影制御装置。 - 前記第１イメージャが撮影した透視画像と前記第２イメージャが撮影した透視画像とに基づいて位置特定対象の三次元位置を特定する位置特定部を具備し、
前記撮影タイミング制御部は、撮影タイミングの到来を検出して前記第１イメージャと前記第２イメージャとの両方に撮影を行わせ、得られた透視画像に基づいて前記位置特定部が前記位置特定対象の三次元位置の特定に成功した場合、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする請求項１に記載の撮影制御装置。 - 前記第１イメージャが撮影した透視画像と前記第２イメージャが撮影した透視画像とに基づいて位置特定対象の三次元位置を特定する位置特定部を具備し、
前記撮影タイミング制御部は、撮影タイミングの到来を検出して前記第１イメージャと前記第２イメージャとの両方に撮影を行わせ、得られた透視画像の少なくとも一方において前記位置特定部が前記位置特定対象の画像の検出に失敗した場合、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で、次の撮影タイミングの到来を検出すると、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする請求項１に記載の撮影制御装置。 - 前記撮影タイミング制御部は、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの全部において、前記第２イメージャのみに撮影を行わせることを特徴とする請求項１に記載の撮影制御装置。
- 回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、
前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、
前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置と、
前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定部と、
撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御部であって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定部が判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御部と、
を具備する撮影制御装置と、
を備えることを特徴とする撮影システム。 - 回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置の撮影制御方法であって、
前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定ステップと、
撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップであって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定ステップにて判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップと、
を具備することを特徴とする撮影制御方法。 - 回転軸に向けてコーンビームを照射して透視画像の撮影を行う第１イメージャおよび第２イメージャと、前記回転軸を中心に前記第１イメージャと前記第２イメージャとを一体的に回転させる回転機構とを具備し、前記回転軸を基準として前記第１イメージャの照射軸と前記第２イメージャの照射軸との角度が所定角度である撮影装置の撮影制御装置としてのコンピュータに、
前記回転機構が前記第１イメージャと前記第２イメージャとを前記所定角度よりも大きく回転させる場合に、前記第１イメージャの回転範囲と前記第２イメージャの回転範囲とが重なる重複領域に前記第１イメージャが位置するか否かを判定するイメージャ位置判定ステップと、
撮影タイミングの到来を検出すると前記第１イメージャと前記第２イメージャとのいずれか一方または両方に撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップであって、前記重複領域に前記第１イメージャが位置すると前記イメージャ位置判定ステップにて判定している状態で到来を検出した撮影タイミングの少なくとも１つにおいて、前記第２イメージャのみに撮影を行わせる撮影タイミング制御ステップと、
を実行させるためのプログラム。
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