专利名称：集中照射型放疗设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种包括X-射线计算机层析(CT，computertomography)功能的集中照射型放疗设备。
背景技术：
X-射线CT设备基于透过物体的数据重建图像数据。已经研究了将X-射线CT设备改装成集中放射型放疗设备。为此，用具有高剂量规格的X-射线管取代X-射线管。在X-射线管前面增加一多叶片准直器。该多叶片准直器包括可独立向前/向后移动的多个叶片。通过向前/向后控制叶片，有可能根据治疗对象的形状调整X-射线的形状。
对于传统放疗设备，需要将对象从X-射线CT设备移动到放疗设备。集中照射型放疗设备从开始获得用于定位的图像直到治疗结束，进行一系列操作。在集中照射型放疗设备中，不必重新安置对象。
因此，实现了治疗时间的减少。由于减小了从定位到开始治疗期间对象位置偏离的可能性，提高了治疗精度。这种优越性是独特的，这类集中照射型放疗设备呈现出进一步普及的趋势。
发明内容
本发明的第一目的在于提供一种集中照射型放疗设备，其中在治疗过程中可由图像进一步确定被治疗区域和照射集中区域。
本发明的第二目的在于提供一种集中照射型放疗设备，其中同时实现治疗效率和曝光减少。
本发明的第三目的在于减小集中照射型放疗设备中治疗开始的时间偏差。
在下面的说明中将提出本发明的其他目的和优点，部分目的和优点可由说明显然看出，或者可以通过本发明的实施获悉。利用下面具体给出的装置和组合，可实现本发明的目的和优点。
根据本发明一个方面，提供一种集中照射型放疗设备，该集中照射型放疗设备包括一放射源，一多通道辐射探测器，一旋转装置，一图像重建装置，一设置在该放射源与对象之间、将放射线调整成任意形状的多叶片准直器，该多叶片准直器包括均设置成可独立向前/向后移动、并均为条形的多个第一叶片和多个第二叶片，其中该第一叶片的类型不同于第二叶片的类型。
附图简要说明包含在说明书中并构成说明书一部分的附图，与前面给出的概括描述和后面给出的实施例详细描述一起，说明本发明的实施方式，用于解释本发明的原理。
图1表示本发明第一实施例集中照射型放疗设备的结构；图2A到2D表示图1中多叶片准直器的结构；图3A，3B表示多叶片准直器的第一变型例；图4表示图1中多叶片准直器的第二变型例；图5为表示在第一实施例中，从计划治疗到治疗结束一系列流程的流程图；图6表示在图5的S103中显示的一例图像；图7A到7D为图5的S107孔径控制的补充说明图；图8表示图5的S110中所显示的一例图像；
图9表示发生定位偏离时图5的S110中所显示的一例图像；图10A、10B表示图1中多叶片准直器的第三变型例；图11A、11B表示图1中多叶片准直器的第四变型例；图12表示本发明第二实施例集中照射型放疗设备的结构；图13表示图12中多叶片准直器的结构；图14为表示通过图12的治疗计划系统设定X-射线未照射区域的过程的流程图；图15表示与图14的S203相应的一例显示图像；图16为图14中S205到S207的辅助图；图17为图14中S208到S210的辅助图；图18为表示在图12的治疗/扫描控制器控制下中治疗操作过程的流程图；图19A到19D为图18中S226的辅助图；图20表示通过图18中S227到S229的操作，在X-射线管旋转轨道上的X-射线未照射期间；图21表示通过图18中S227到S229的操作，时间轴上的X-射线未照射期间；图22为表示在图12的治疗/扫描控制器控制下进行治疗的另一过程的流程图；图23为与图18中S228的另一操作有关的辅助图；图24为图18中S228的另一操作的说明图；图25表示叶片在图24的CP1(95°)和CP5(98°)之间的关闭操作；图26表示叶片在图24的CP2(142°)和CP6(145°)之间的关闭操作；图27表示根据本发明实施例3-1的集中照射型放疗设备的结构；图28为表示图27中多叶片准直器结构的平面图；图29为表示实施例3-1中从预扫描到治疗结束一系列流程的流程图；图30A为时序图，表示实施例3-1中CT平均值随预扫描开始和之后的时间的变化；图30B为时序图，表示实施例3-1中用于成像的第一扫描仪系统X-射线管的管电压和电流随时间的变化；图30C为时序图，表示实施例3-1中用于治疗的第二扫描仪系统X-射线管的管电压和电流随时间的变化；图31表示图29的S303的一个感兴趣区域(ROI)；图32A到32D表示图30中预扫描开始时间t0到治疗开始时间t1之间的时间内，第一和第二扫描仪系统的X-射线照射状态；图33A到33D表示图30中治疗开始时间t1到治疗结束时间t2之间的时间内，第一和第二扫描仪系统的X-射线照射状态；图34表示根据本发明实施例3-2的集中照射型放疗设备的结构；图35为表示实施例3-2中从预扫描开始到治疗结束一系列流程的流程图；图36A、36B表示针对图35的S321和S327，多叶片准直器的孔径；图37A、37B为时序图，表示在实施例3-2中，在预扫描开始时和开始后CT平均值，以及X-射线管管电压和电流随时间的变化；以及图38A到38D表示实施例3-2中治疗开始时刻到治疗结束时刻之间的时间内X-射线的照射状态。
具体实施例方式
下面，将参照附图通过最佳实施例说明本发明的集中照射型放疗设备。通常将用于治疗的放射线称为X-射线，不过不限于此。对于集中照射型放疗设备，结合放射源相对对象(患者)的连续运动，动态控制准直器的孔径，并将细窄的放射线恒定地集中到对象被治疗部位上。因此，在治疗设备中有选择地以较高能量将治疗作用施加给被治疗部位，并使其他健康部位的曝光最小。此处，将描述放射源沿圆周轨道运动的例子，不过放射源的移动轨迹不限于此。
在本例中，集中照射型放疗设备包括一与X-射线CT设备相同的基本结构。与X-射线CT设备相同，集中照射型放疗设备具有多种类型，如X-射线管与辐射探测器作为一个部件围绕对象旋转的旋转/旋转型，和其中大量探测装置设置成环形，且仅X-射线管围绕对象旋转的固定/旋转型，本发明可应用于任何一种类型。此处，将描述旋转/旋转型。为了重建针对一个切片的层析X-射线图像数据，需要对象一圈大约360°的投影数据。即使在半扫描方法中，也需要180°+扇角的投影数据。本发明适用于任何重建方法。此处，作为例子将描述时间分辨率较佳的半扫描方法。作为将入射X-射线转换成电荷的机制，主要倾向于使用通过诸如闪烁物的荧光元件将X-射线转换成光，然后通过光电转换装置如光电二极管进一步将光转换成电荷的间接转换系统；和通过X-射线在半导体中产生电子-空穴对，并将电子-空穴对移动到电极中，即利用光电导现象的直接转换系统。虽然可使用任一系统作为X-射线探测装置，不过此处描述前一种间接转换系统。近年来，其中多对X-射线管和X-射线探测器安装在旋转环上的所谓多管球形设备产品的商品化得到发展，并且外围技术也得到发展。本发明适用于传统的单管球形设备或多管球形设备。此处，将描述单管球形设备。
(第一实施例)图1表示本发明第一实施例的集中照射型放疗设备的结构。该集中照射型放疗设备包括一台架1100。该台架1100包括一设置成可以旋转中心轴RA为中心旋转的旋转环1102。用于产生用于治疗的相对较高剂量放射线的X-射线管1101安装到该旋转环1102。X-射线管1101发出的X-射线通量的中心轴(X-射线中心轴)XC与旋转中心轴RA相交成直角。多通道X-射线探测器1103安装到旋转环1102。将该多通道X-射线探测器1103设置成与该X-射线管1101相对。X-射线探测器1103包括单个X-射线探测装置阵列或多个X-射线探测装置阵列。一个X-射线探测装置阵列包括沿以X-射线焦点为中心的圆弧设置的多个X-射线探测装置。前者称为用于单切片的X-射线探测器，后者称为用于多切片或者二维阵列型X-射线探测器。
注意，假设旋转中心轴RA为Z-轴，并定义以Z-轴为中心的旋转坐标系统。在这种情形中，将X-射线中心轴XC定义为Y-轴，并将与ZY-轴成直角的轴定义为X-轴。下面适当使用这种XYZ轴。
多叶片准直器1108设置在X-射线管1101与旋转中心轴RA之间。实际上，多叶片准直器1108固定于X-射线管1101的X-射线辐射窗。该多叶片准直器1108是该治疗设备所特有的一种组成装置，并设置成可将X-射线管1101焦点发出的X-射线调整成可在任意位置具有任意形状和尺寸。
如图2A所示，多叶片准直器1108包括多个叶片1201，1203。叶片1201，1203均为条形，在旋转中心轴RA上的宽度为1mm。将各叶片设置成可平行于X-轴独立地向前/向后移动。沿Z-轴设置多个叶片1201，1203。叶片1201，1203相对X-轴彼此相邻设置，构成一对。在图2A中，表示出9对。
相对Z-轴位于中间的至少一对叶片1203的X-射线透射率与设置在每一侧的四对其他叶片1201不同，如图2C所示。将X-射线透射率定义为透射X-射线剂量Iout与入射X-射线剂量Iin之比(Iout/Iin)。相对两侧的叶片1201具有表示零或近似零值的X-射线透射率。相对两侧的叶片1201基本上阻挡了X-射线。另一方面，中间叶片1203的X-射线透射率高于相对两侧的叶片1201的透射率，在该处X-射线并非无任何衰减地透过，即透射率大于0且小于1.0。从而，如图2D所示，两个中间叶片1203没有完全阻挡X-射线，并具有根据X-射线透射率和入射X-射线剂量透过被衰减成较低剂量X-射线的功能。将两个中间叶片1203的X-射线透射率设计成，使透过的X-射线剂量满足成像时的安全标准，并基本满足成像时常用的计量。
如图2B所示，相对侧的叶片1201具有这样一种结构，其中将一由具有高衰减系数，并且具有获得零或近似零X-射线透射率所必须的厚度的诸如铅构成的遮挡板1205，粘贴到例如铁板1207，用于补偿硬度。另一方面，中间叶片1203具有这样一种结构，其中将由衰减系数小于铅的诸如Mo的材料构成的板(漫射板)1209粘贴到同一铁板1207上。对于普通运动机制，叶片1203的漫射板1209最好与叶片1201的遮挡板1205具有相同厚度。
注意，漫射板1209和遮挡板1205不必必须由不同材料构成。例如，可由含铅合金构成各个板，并且可以将漫射板1209中铅的组份比设计成小于遮挡板1205，获得叶片1201与1203的上述X-射线透射率关系。或者，如图3A，3B所示，遮挡板1205为例如铅板，叶片1203的漫射板1213也为相同材料的铅板，不过将叶片1203的漫射板1213形成为比遮挡板1205薄，从而可以获得叶片1201与1203之间的该X-射线透射率关系。
在上面的描述中，具有高X-射线透射率的叶片1203构成一个中间对，不过如图4所示，相对两侧的多个中间叶片，此处为3个，即具有高X-射线透射率的叶片1203也可以构成多个中间对，此处为三对。
返回图1。X-射线探测器1103与通常称作数据采集系统(DAS)的数据采集电路1104相连。数据采集电路1104具有将X-射线探测器1103每个通道的输出(电流信号)转换成电压信号，放大该信号，并将该信号转换成数字信号的作用。DAS 1104经由非接触型数据传送装置1105与预处理器1106相连，预处理用于校正DAS输出通道之间的非均匀性，非接触型数据传送装置1105中的介质为光和磁。经过预处理的数据(投影数据)保存在辅助存储装置1112中。
辅助存储装置1112通过数据/控制总线与系统控制器1111相连。该系统控制器1111通过该数据/控制总线与图像重建装置1114，显示装置1116，输入装置1115，治疗计划系统1113和治疗/扫描控制器1110相连。图像重建装置1114根据投影数据重建图像数据。该输入装置1115包括诸如鼠标的定位装置，键盘和X-射线照射紧急停止按钮。治疗计划系统1113在X-射线输出剂量特性曲线数据和层析X-射线图像数据的基础上计算放射线的内部剂量分布。该治疗计划系统1113计算多叶片准直器1108的孔径与通过输入装置1115设置的X-射线管相对被治疗区域的旋转角之间的关系。治疗计划系统1113除治疗以外还包括另一支撑功能，以便进行最适宜照射。治疗/扫描控制器1110控制台架1100和高压发生器1109，从而遵从治疗计划系统1113设计的治疗方案进行治疗。
图5表示第一实施例的治疗过程所需的一系列操作的流程。在治疗之前，首先在治疗/扫描控制器1110的控制下进行扫描(S101)。扫描是一种用于获得对象的内部层析X-射线图像数据的操作，且与治疗的最大不同在于X-射线管1101产生的X-射线剂量较低。从而，治疗/扫描控制器1110将与相对较低管电压和电流相应的控制信号发送给高压发生器1109。治疗/扫描控制器1110提供相对于多叶片准直器驱动装置110完全打开中间叶片1203成最大孔径，并完全关闭其它叶片1201所需的控制信号。在这种状态下，旋转环1102连续旋转，连续或间隙地辐射出X-射线，探测器1103以预定取样频率重复检测所透过的X-射线。
图像重建装置1114根据扫描采集的投影数据重建层析X-射线图像数据(S102)。在显示装置1116中显示该层析X-射线图像。图6表示所显示的一例层析X-射线图像。在该图像上，操作员通过输入装置1115的操作勾勒出被治疗区域的外形。因此，设定由斜线表示的被治疗区域(S103)。
基于所设定的被治疗区域的位置、尺寸和形状，治疗计划系统1113针对X-射线管1101的每个微小旋转角计算多叶片准直器1108各叶片1201，1203的孔径(S104)。注意，将叶片1201，1203的孔径定义为距离中心线的移动距离。在独立设置叶片1201，1203的孔径时，可根据被治疗区域的外形设计孔径。
通过这些操作，虽然没有表示出，不过完成了治疗时照射条件的设定，并且初始设定各叶片1201，1203的孔径(S105)。之后，在任意时刻可以开始治疗(S106)。治疗/扫描控制器1110提供与相对较高管电压和电流相应的控制信号，用用于治疗的相对较高剂量X-射线进行曝光。在这种状态下，旋转环1102连续旋转，连续照射高剂量用于治疗的X-射线，并且根据X-射线管1101的旋转角动态改变前面计算出的各叶片1201，1203的孔径(S107)。因此，如图7A，7B，7C，7D所示，在旋转期间，用根据被治疗区域外形由准直器1108的孔径调整成的细X-射线，以高剂量光束形式恒定照射被治疗区域。
在治疗期间，从X-射线管1101发出的高剂量X-射线无衰减地穿过准直器1108的孔径。此外，该射线被中间X-射线透射率不为零的叶片1203衰减，并透过叶片1203。用通过衰减得到的低剂量X-射线和用于治疗的高剂量X-射线照射对象，并用X-射线探测器1103探测透过该对象的X-射线。从而，采集到投影数据(S108)。注意，通过多叶片准直器1108用高剂量X-射线照射对象，通过该对象衰减并透过的X-射线同样具有相对较高剂量。另一方面，通过多叶片准直器1108的中间叶片1203用低剂量X-射线照射对象，通过该对象衰减并透过的X-射线也具有相对较低剂量。此处，通过与扫描过程同样的方式，在较低剂量X-射线的基础上设置探测器1103和DAS1104的动态范围。因此，相对较高剂量的X-射线使该动态范围饱和，并被探测为该范围的最大值。
图像重建装置1114在针对+α的一组投影数据的基础上重建层析X-射线图像数据(S109)。这种重建过程为实时过程。即，图像重建装置1114基本上在产生用于治疗的放射线的同时实时重建层析X-射线图像数据。所重建的层析X-射线图像数据立即显示在显示装置1116上(S110)。在治疗过程中旋转180°+α角度范围所需的时间内连续重复这种重建和显示操作，从而将包括被治疗区域在内的剖面形状成像成动态图像。
图8表示所显示的一例层析X-射线图像。如上所述，通过多叶片准直器1108的孔径照射的X-射线具有较高剂量，从而将该剂量探测为X-射线探测器1103和数据采集电路1104动态范围的最大值。因此，最大密度地对通过旋转而集中的X-射线区域(集中区域)进行成像。另一方面，通过多叶片准直器1108中间叶片1203照射的X-射线具有较低剂量，可有效使用探测器1103和DAS1104的动态范围，并且可以对反映X-射线吸收系数差异的组织形态进行成像。操作员将表示最深的部位确定为X-射线集中的区域(集中区域)。与该区域同时，可以观察出并非与该集中区域的区域的组织形态。
此处，在治疗期间，集中区域有时会偏离被治疗区域，这是因为对象身体的运动。图9表示这种情形的一例层析X-射线图像。颜色较深处集中区域显示成黑色。此外，可以看出被治疗区域的图像偏离该集中区域，并被反射。根据该图像，操作员确定被治疗区域相对集中区域的偏离程度，并按下输入装置1115的照射紧急停止按钮。在该照射紧急停止按钮的动作之后，治疗/扫描控制器1110识别出已经输入紧急停止命令(S111)，并进行紧急情况下停止用X-射线照射对象所必须的测量(S112)。通常，在紧急情况下停止从高压发生器1109将管电压施加给X-射线管1101，并停止输送管电流。不过，当X-射线管1101包括快门装置取代停止施加管电压和提供管电流，或者在停止施加管电压和提供管电流的同时，可以关闭快门应对紧急停止。
注意，即使被治疗区域的位置偏离集中区域，且位置偏离较小，或者解决了位置偏离，且存在返回初始位置的趋势，最好如同没有紧急停止那样继续治疗。在这种情形中，操作员基本指出偏离高密度集中区域，且可在层析X-射线图像上部分视觉识别出的被治疗区域的中心位置。因此，立即由治疗计划系统1113重新计算叶片1201，1203的孔径，并且根据计算结果可将处理过程转到孔径控制。
当层析X-射线图像上不产生被治疗区域相对集中区域的位置偏离，或者位置偏离比较微小时，不输入紧急停止命令。重复步骤S107到S111，直到在S113中满足治疗结束条件。当在S113中满足治疗结束条件时，结束治疗(S114)。
通过这种方式，根据本实施例，在治疗期间将被治疗区域显示为形态图像加上周围组织的形态。此外，由于在图像上照射集中区域显示为较深，可立即监控该区域与图像之间的位置偏离，如果需要可进行紧急停止。从而，可增强治疗时的安全性。
注意，在以上描述中，中间叶片1203的X-射线透射率高于构成多叶片准直器1108的叶片中的其他叶片1201。这是为了实现形态成像，避免动态区域饱和，并减小被治疗区域以外正常区域的曝光。通过使多叶片准直器1108中间叶片1215的宽度小于另外叶片1201，如图10A，10B中所示，也可以实现相同目的。在用于治疗的X-射线剂量基础上确定两个中间叶片1215的宽度，使透过该宽度狭缝的X-射线剂量不使动态范围饱和，且满足成像时的安全性标准，并大体上满足成像时的常用剂量。
中间叶片1215的板1219由与另一叶片1201的遮挡板1205相同的材料构成，如铅，厚度相同。在该实施例中，中间叶片1215的X-射线透射率为零，等同于另一叶片1201具有遮挡性。
在治疗时，完全打开中间叶片1215。因为减小了中间叶片1215的宽度，通过该狭缝整形为较细，透过该对象，并入射在探测器1103上的X-射线具有较低剂量，没有使探测器1103和DAS 1104的动态范围饱和。因此，可以保证对被治疗区域和周围组织的形态进行成像。当治疗过程中不需要图像监视器时，根据被治疗区域控制中间叶片1215的孔径，从而可以避免不必要的曝光。此外，当治疗过程中完全打开中间叶片1215，监测图像时，可以使用旋转环1102相对旋转中心轴RA倾斜的结构，以减小正常区域的曝光。
可以如图11A，11B所示改进该实施例。即，构成多叶片准直器1108的所有叶片可以由具有相同较小宽度的中间叶片1215构成。在这种情形中，可由非治疗区域的外形近似准直器孔径。
(第二实施例)图12表示本发明第二实施例集中照射型放疗设备的结构。该集中照射型放疗设备包括一台架2100。该台架2100包括一设置成可以旋转中心轴RA为中心旋转的旋转环2102。用于产生相对较高剂量用于治疗的放射线的X-射线管2101与旋转中心轴RA相对安装到该旋转环2102，即安装在X-射线管2101发出的X-射线通量的中心轴(X-射线中心轴)XC与旋转中心轴RA成直角的位置。多通道X-射线探测器2103安装到旋转环2102上，相对旋转中心轴RA与X-射线管2101相对的位置。多通道X-射线探测器2103包括沿与旋转中心轴RA和X-射线中心轴XC大体上成直角的方向，实际上沿以X-射线焦点为中心的圆弧设置的多个X-射线探测装置。X-射线探测器2103包括单个X-射线探测装置阵列或多个X-射线探测装置阵列。前者称为用于单切片的X-射线探测器，后者称为用于多切片或者二维阵列型X-射线探测器。
注意，假设旋转中心轴RA为Z-轴，并用XY坐标系统定义以Z-轴为中心的旋转坐标系统。在这种情形中，将X-射线中心轴XC定义为Y-轴，并将与ZY-轴相交成直角的轴定义为X-轴。下面适当使用这种XYZ轴。
可移动多叶片准直器2108设置在X-射线管2101与旋转中心轴RA之间。实际上，多叶片准直器2108固定于X-射线管2101的X-射线照射窗。该多叶片准直器2108是该治疗设备所特有的一种组成装置，并设置成可将X-射线管2101焦点发出的X-射线调整成在任意位置具有任意形状和尺寸。
如图13所示，多叶片准直器2108包括多个叶片2201，每个叶片设置成可沿X-轴向前/向后移动，并且每个叶片为旋转中心轴RA上厚度为1mm的条形。实际上，假设X-射线中心轴XC为中心线，两个叶片2201构成一对，经由中心线在两侧打开。此处并列设置多对叶片，即9对。
X-射线探测器2103与通常称作数据采集系统(DAS)的数据采集电路2104相连。数据采集电路2104具有将X-射线探测器2103每个通道的输出(电流信号)转换成电压信号，放大该信号，并将该信号转换成数字信号的作用。DAS 2104经由非接触型数据传送装置2105与预处理器2106相连，预处理用于校DAS输出通道之间的非均匀性，非接触型数据传送装置2105中的介质为光和磁。经过预处理的数据(投影数据)保存在辅助存储装置2112中。
辅助存储装置2112通过数据/控制总线与系统控制器2111相连。该系统控制器2111通过该数据/控制总线与图像重建装置2114，显示装置2116，输入装置2115，治疗计划系统2113和治疗/扫描控制器2110相连。图像重建装置2114根据投影数据重建图像数据。该输入装置2115包括诸如鼠标的定位装置和键盘。该治疗计划系统2113准备治疗方案。治疗/扫描控制器2110控制台架2100和高压发生器2109，从而遵从治疗方案进行治疗。
治疗计划系统2113具有在X-射线输出剂量特性曲线数据和层析X-射线图像数据的基础上计算放射线内部剂量分布的功能。治疗计划系统2113包括计算多叶片准直器2108的孔径与通过输入装置2115设定的X-射线管相对被治疗区域的旋转角之间的关系。此外，该治疗计划系统2113包括与以可兼容方式获得治疗效率和曝光减小有关的本实施例所特有的功能。
在本实施例中，为了同时以兼容方式获得治疗效率和曝光减小，在X-射线管2101围绕对象旋转一次的一段时间内暂停用X-射线照射该对象。治疗计划系统2113包括确定与暂停用X-射线照射相应的那部分旋转时间(下面将该部分时间称为照射暂停时间，X-射线未照射时间或照射限制时间)的功能。下面将描述该功能。
图14表示确定X-射线未照射时间的过程。首先，用相对较低剂量扫描对象，并采集重建X-射线层析图像数据所需的例如180°+α°的投影数据(S201)。在图像重建装置2114中，在所采集的投影数据基础上重建层析X-射线图像数据(S202)，并在显示装置2116中显示。注意，所显示的图像中心与显示坐标系统的原点相同，并相当于旋转中心轴RA。
如图15所示，操作员(外科手术员)通过输入装置2115在所显示的层析X-射线图像被治疗区域上指定一点P1，并在重要区域中另外指定一点P2(S203)。注意，可相对多个重要区域指定多个点。重要区域具有相对较高的X-射线灵敏度(X-射线吸收系数)，并且是一种受X-射线照射曝光影响相对较大的区域，且该区域的典型例子包括骨头，腺系统和睾丸。
在本实施例中，当限制用X-射线直接照射重要区域时，实现对重要区域的曝光减少。当限制用X-射线直接照射时，在对重要区域曝光减少的同时取得了抑制治疗效率降低的作用。也就是，在治疗过程中，X-射线管2101沿圆周轨道移动。在沿轨道运行过程中，重要区域处于X-射线管2101与被治疗区域之间，存在被治疗区域完全或部分隐藏在重要区域X-射线阴影后的部分时间。
在该部分时间内，用被重要区域大大衰减的X-射线照射被治疗区域。从而，实际到达被治疗区域的X-射线剂量与患者的X-射线辐射剂量的比值，即治疗效率降低。当在该部分时间中限制用X-射线照射时，可以避免治疗效率降低。
治疗计划系统2113从图像的被治疗区域上指定的作为起点的一点P1开始扩大搜索周围像素，对CT值施行阈值处理，或者执行现有的区域提取过程，如微分过程，提取出被治疗的区域(S204)。同样，治疗计划系统2113从图像的重要区域上指定的作为起点的一点P2开始，提取出重要区域。
然后，如图16所示，治疗计划系统2113计算出外接所提取出的被治疗区域的圆(外接圆)(S205)。同样，治疗计划系统2113计算出外接所提取出的重要区域的圆(外接圆)。治疗计划系统2113基于被治疗区域外接圆的半径和位置，计算针对X-射线管2101每个微旋转角，多叶片准直器2108中各叶片2201的孔径。注意，将叶片2201的孔径定义为距离准直器2108中心线的移动距离。当设定每个叶片2201针对各个旋转角的孔径时，在X-射线管2101移动轨道的每个位置处，X-射线均对准被治疗区域，并且可将照射集中在被治疗区域上。
此后，治疗计划系统2113计算同时与被治疗区域和重要区域外接圆相切的切线T1，T2，T3，T4(S206)。用于计算与两个圆相切的切线的方法是已知的，并且通过求解下面的联立方程，可得出切线。注意，假设被治疗区域的外接圆中心位置为(a1，b1)，被治疗区域的外接圆外径为r1，重要区域的外接圆中心位置为(a2，b2)，重要区域的外接圆半径为r2。还假设所获得的切线斜率为m，截距为β。
(m·a1-b1+β)2＝r1·(1+m)(m·a2-b2+β)2＝r2·(1+m)根据S206中计算出的四条切线T1，T2，T3，T4，治疗计划系统2113选择两条在被治疗区域外接圆与重要区域外接圆之间，或者在被治疗区域和重要区域上所指定的点P1与P2之间彼此相交的切线T1，T2(S207)。如从图17可知，一条切线T1表示被治疗区域开始进行重要区域X-射线阴影的边界线，而另一切线T2表示被治疗区域完全离开重要区域X-射线阴影的边界线。
此外，计算出所选择的两条切线T1，T2与X-射线管2101的旋转轨道相交的四个点CP1，CP2，CP3，CP4(S208)。从四个点CP1，CP2，CP3，CP4中选择出两个最靠近重要区域中心位置的点CP1，CP2(S209)。计算出两个所选择点CP1，CP2的起点，即围绕旋转中心轴RA的角度(S210)。例如，计算出交点CP1的旋转角度为95°，而计算出交点CP2的旋转角度为145°。治疗计划系统2113将所计算出的95°到145°角度范围设定为X-射线未照射部分或X-射线限制部分(S211)。
图18表示治疗/扫描控制2110的治疗操作过程。首先，治疗/扫描控制器2110将准直器2108每个叶片的孔径设定为初始状态(S221)。例如，当照射起始角度为0°时，将每个叶片的孔径设定为相当于旋转角度0°的孔径。
治疗/扫描控制器2110将触发信号提供给旋转环驱动装置(未示出)。旋转环驱动装置开始旋转该旋转环2102。当旋转环2102的旋转速度达到预定速度时，该旋转环驱动装置保持一定旋转速度。当X-射线管2101到达0°照射起始角度时，该治疗/扫描控制器2110将X-射线产生控制信号发送给高压发生器2109。X-射线产生控制信号与所设计的照射条件相应。
因此，由高压发生器2109在阴极与阳极之间将管电压施加给X-射线管2101，提供灯丝电流，管电流流动，并由X-射线管2101产生具有所设计剂量和照射质量的X-射线(S222)。继续产生X-射线直到在S224中满足治疗计划阶段预先确定的治疗结束条件为止。当满足治疗计划阶段中该预定结束条件时，治疗/扫描控制器2110将X-射线管2101停止产生X-射线所需的控制信号发送给高压发生器2109。因此，停止从高压发生器2109向X-射线管2101施加管电压和提供管电流，停止产生X-射线(S225)。
在治疗期间，治疗计划系统2113根据包括旋转编码器(未示出)在内的角度探测器对脉冲进行计数确定的X-射线管2101不断改变的旋转角，将控制信号发送给多叶片准直器驱动装置2107，动态改变多叶片准直器2108中每个叶片的孔径(S226)。从而，如图19A，19B，19C，19D所示，在旋转过程中，根据被治疗区域外接圆被准直器2108的孔径调整成较细光束形式的高剂量X-射线总对准被治疗区域，实现集中治疗。
在治疗期间，如图20所示，当X-射线管2101的旋转角达到预先设置的非照射区域的起点(相应于CP1为95°)时(S227)，治疗计划系统2113控制多叶片准直器驱动装置2107，将准直器2108所有叶片2201的孔径设置为零，即关闭所有叶片2201(S228)。由于叶片2201由铅制成，并具有遮挡性，关闭所有叶片2201，利用快门效果停止用X-射线照射被治疗区域。
注意，可以在患者与X-射线管2101之间设置包括两片或多片的快门装置，如同在X-射线管2101与准直器2108之间，关闭快门而不是关闭多叶片准直器2108的所有叶片2201。与多叶片准直器2108的叶片2201相比，快门可更迅速地打开/关闭。
持续其中多叶片准直器2108所有叶片2201均关闭的状态，直至X-射线管2101的旋转角达到预先设定的非照射区域的终点(相应于CP2为145°)(S229)。当X-射线管2101的旋转角到达该预先确定的非照射区域的端点(145°)时，将多叶片准直器2108的所有叶片2201打开成与145°旋转角一致的孔径，并恢复用X-射线照射被治疗区域。
图21表示X-射线管2101的旋转角随时间的改变。在治疗过程中，X-射线管2101反复沿旋转轨道在0°到360°之间旋转多次。在该旋转时间内，在与X-射线管2101从145°运动到95°的区域相应的部分时间内限制用X-射线照射对象(患者)。
注意，“限制X-射线照射”定义为与不限制X-射线照射的时间相比，对患者的照射剂量下降。这包括如上所述完全停止X-射线照射(将照射在患者上的剂量减小到基本为零值)和将照射在患者上的剂量减小到曝光影响几乎没有的接近于零值的程度。
为了在部分时间内限制X-射线照射，上面关闭了所有叶片2201。为了在部分时间内限制X-射线照射，也可以暂停X-射线本身的产生。
图22表示操作过程。在图22中，用相同附图标记表示与图18的步骤相同的步骤。当在S227中X-射线管2101到达非照射区域的起点(相应于CP1为95°)时，治疗计划系统2113将X-射线管暂停产生X-射线的控制信号发送给高压发生器2109(S230)。具体来说，受到控制的高压发生器2109停止施加管电压，并继续提供灯丝电流。正如众所周知的，灯丝电流加热灯丝，相应地促进了热电子的产生。在产生暂停期间，当继续提供灯丝电流时，可防止灯丝温度下降，并保持灯丝的高温状态和维持热电子的产生。当停止提供灯丝电流时，即使恢复提供灯丝电流，也会产生加热灯丝引起的延迟时间，直至恢复产生X-射线。不过，当在产生暂停期间也继续提供灯丝电流时，可保持灯丝的高温状态，相应地恢复施加管电压可立即无任何延迟地恢复产生X-射线。
继续停止施加管电压直至X-射线管2101的旋转角达到预先设定的非照射区域终点(相应于CP2为145°)的状态(S229)。当X-射线管2101的旋转角达到预先设定的非照射区域终点(145°)时，恢复施加管电压(S231)，并且恢复产生X-射线，从而恢复用X-射线照射被治疗区域。
通过这种方式，根据本发明，在治疗期间重要区域进入到X-射线管2101与被治疗区域之间，并且在被治疗区域进入重要区域X-射线阴影中的局部区域或时间中暂停用X-射线照射患者。从而，可以可兼容地实现被治疗区域的治疗效率和对患者的曝光量减少。
注意，如上所述，在从被治疗区域开始进入重要区域X-射线阴影中的边界线T1的角度(例如95°)，到被治疗区域完全离开重要区域X-射线阴影的边界线T2的角度(例如145°)的区域中，暂停X-射线照射。不过，在被治疗区域开始进入重要区域X-射线阴影中的边界线T1的角度(95°)开始到被治疗区域完全进入重要区域X-射线阴影的微小区域中，和被治疗区域开始离开重要区域X-射线阴影直到被治疗区域完全离开重要区域X-射线阴影的边界线T2的角度(145°)的微小区域中，可控制X-射线的扇角，用X-射线局部照射被治疗区域。从而，当在这些微小区域内用X-射线均匀局部照射被治疗区域时，可以进一步提高治疗效率。
图23表示该微小区域。首先，可将从被治疗区域开始进入重要区域X-射线阴影中开始到该被治疗区域完全进入重要区域阴影为止的微小区域(开始照射限制时间)设定为从边界线T1与旋转轨道的交点CP1到切线T2与旋转轨道的交点CP5的区域。同样，可将从被治疗区域开始离开重要区域X-射线阴影开始到被治疗区域完全离开重要区域X-射线阴影为止的微小区域(照射限制时间的终止时间)设定为从切线T4与旋转轨道的交点CP6到边界线T2与旋转轨道的交点CP2的区域。
通过与CP1，CP2相同的方式，对于交点CP5，治疗计划系统2113获得切线T2与旋转轨道的两个交点，选择重要区域中间位置附近的那个点，并计算出所选择交点CP5的角度为例如98°。同样，对于交点CP6，治疗计划系统2113获得切线T4与旋转轨道的两个交点，选择重要区域中心位置附近的那个点，并计算出所选择交点CP5的角度为例如142°。
治疗计划系统2113根据X-射线管2101的旋转动态改变多叶片准直器驱动装置2107。当X-射线管2101到达图24中所示初始区域的起点(95°)时，多叶片准直器2108的叶片开始关闭。随着X-射线管2101的旋转，叶片孔径逐渐关闭。当X-射线管2101到达该区域的终点(98°)时，准直器2108的各个叶片完全关闭。
注意，如上所述，设置成彼此相比构成一对的叶片，仅关闭该对叶片中的一片，且该叶片相对旋转方向设置在前面。在该初始区域起点(95°)处相对旋转方向朝后的叶片保持孔径不变。
治疗计划系统2113在从初始区域终点(98°)到下一区域起点(142°)的区域中保持多叶片准直器2108的每个叶片处于完全关闭状态。
此外，当X-射线管2101到达下一区域的终点(142°)时，如图26所示，治疗计划系统2113控制多叶片准直器驱动装置2107，稍稍打开多叶片准直器2108每个叶片的孔径，随着叶片2201的旋转过程逐渐打开叶片，并在到达下一区域的终点(145°)时，根据下一区域的终点(145°)打开多叶片准直器2108的各个叶片。被打开的叶片是曾经被关闭的叶片，即相对旋转方向处于前侧的叶片。
通过这种方式，当沿初始区域逐渐关闭X-射线的扇角，并在下一区域中逐渐打开时，保持对重要区域曝光量减少，并进一步提高被治疗区域的治疗效率。
在图17的例子中，在包括CP1和CP2的区域中，将多叶片准直器2108的叶片关闭成这样一种状态，其中继续产生X-射线，不过在该区域中也可以通过与图22例子相同的方式暂停X-射线产生。在这种情形中，最好继续提供灯丝电流，而停止施加管电压。
(实施例3-1)图27表示根据本发明实施例3-1的集中照射型放疗设备的结构。根据实施例3-1的集中照射型放疗设备包括与两管球形X-射线CT设备相同的基本结构。该集中照射型放疗设备包括一台架3001。台架3001包括一设置成可以旋转中心轴RA为中心旋转的旋转环3010。该旋转环3010包括第一和第二扫描仪系统。第一扫描仪系统用于成像，第二扫描仪系统用于成像和治疗。第一扫描仪系统包括一第一X-射线管3101和安装在旋转环3010上的一多通道X-射线探测器3103。沿与旋转中心轴RA相对的方向安装第一X-射线管3101，即安装到X-射线管3101发出的X-射线通量的中心轴(X-射线中心轴)XC1与旋转中心轴RA相交成直角的位置。根据产生用于成像的相对较低剂量X-射线，第一X-射线管3101从第一高压发生器3107接收所施加的管电压和提供的灯丝电流，产生用于成像的相对较低剂量X-射线。
多通道X-射线探测器3103安装到旋转环3010上经由旋转中心轴RA与X-射线管3101相对的位置。X-射线探测器3103包括沿基本上与旋转中心轴RA和X-射线中心轴XC1相交成直角的方向，实际上，沿X-射线焦点为中心的圆弧设置的多个X射线探测装置。X-射线探测器3103包括单个X-射线探测装置阵列或多个X-射线探测装置阵列。前者称为用于单切片的X-射线探测器，后者称为用于多切片或二维阵列型X-射线探测器。
注意，假设旋转中心轴RA为Z-轴，用XYZ坐标系统定义以Z-轴为中心的旋转坐标系统。分别在第一和第二扫描仪系统中定义XYZ坐标系统。在第一扫描仪系统中，将X-轴中心轴XC1定义为Y-轴，将与ZY-轴相交成直角的轴定义为X-轴。在第二扫描仪系统中，将X-射线中心轴XC2定义为Y-轴，将与ZY-轴相交成直角的轴定义为X-轴。两个坐标系统的Z-轴相同。
在X-射线管3101与旋转中心RA之间设置一狭缝3102。实际上，狭缝3102安装到X-射线管3101的X-射线照射窗口。在X-射线探测器3103的X-射线入射表面上，安装包括多个准直板、可独立调节准直板角度以便将光会聚到一点上的会聚准直器3104。使用具有最佳会聚点深的会聚准直器3104，使该会聚准直器3104的几何会聚点与X-射线管3101的X-射线焦点相同。该会聚准直器3104具有比第二扫描仪系统的准直器3204高的散射光去除功能。
第一X-射线探测器3103一般与通常称作数据采集系统(DAS)的数据采集电路3105相连。数据采集电路3105具有将X-射线探测器3103每个通道的输出(电流信号)转换成电压信号，放大该信号，并将该信号转换成数字信号的功能。DAS 3105经由非接触型数据传送装置3106与用于校正DAS输出通道之间非均匀性的预处理器3108相连，其中非接触型传送装置3106的介质为光和磁。预处理数据(投影数据)保存在辅助存储装置3005中。
同时用于成像和治疗的第二扫描仪系统包括一第二X-射线管3201和安装在旋转环3010上某一位置处，在该处X-射线中心轴XC2与处于旋转中心轴RA上的第一扫描仪系统的X-射线中心轴XC1相交成直角。
第二高压发生器3207有选择地产生相对较低的管电压和灯丝电流，和相对较高的管电压和灯丝电流。该相对较低的管电压和灯丝电流产生用于成像的相对较低剂量X-射线。该相对较高的管电压和灯丝电流产生用于治疗的相对较高剂量X-射线。
该第二X-射线管3201接收第二高压发生器3207施加的相对较低管电压和提供的灯丝电流，产生用于成像的相对较低剂量X-射线。该第二X-射线管3201接收第二高压发生器3207施加的相对较高的管电压和提供的灯丝电流，产生用于治疗的相对较高剂量X-射线。
第二X-射线探测器3203包括沿基本上与旋转中心轴RA和X-射线中心轴XC2相交成直角的方向，实际上沿以X-射线焦点为中心的圆弧设置的多个X-射线探测装置。X-射线探测器3203包括单个X-射线探测装置阵列或者多个X-射线探测装置阵列。前者称为用于单切片的X-射线探测器，后者称为用于多切片或者二维阵列型X-射线探测器。
多叶片准直器3202设置在第二X-射线管3201与旋转中心轴RA之间。实际上，该多叶片准直器3202安装到第二X-射线管3201的X-射线照射窗口。如图28所示，多叶片准直器3202包括多个叶片3210，将每个叶片设置成可沿X-轴向前/向后移动，且每个叶片为旋转中心轴RA上宽度为1mm的条形。实际上，假设X-射线中心轴XC2为中心线，两个叶片3210构成一对，通过中心线向两侧打开。沿Z-轴方向设置多个叶片对，此处为9对。
在第二X-射线探测器3203的X-射线入射表面上，设置包括多个准直板、分别调节其角度以便将光会聚到一点上的会聚准直器3204。使用具有最佳会聚点深的会聚准直器3204，使该会聚准直器3204的几何会聚点与第二X-射线管3201的X-射线焦点相同。会聚准直器3204的高度一般为30mm。
第二X-射线探测器3203通常与数据采集电路3205相连。数据采集电路3205具有将X-射线探测器3203每个通道的输出(电流信号)转换成电压信号，放大该信号，并将该信号转换成数字信号的作用。DAS3205经由非接触型数据传送装置3206与用于校DAS输出通道之间非均匀性的预处理器3208相连，其中该非接触型数据传送装置的介质为光和磁。经过预处理的数据(投影数据)保存在辅助存储装置3005中。
辅助存储装置3005通过数据/控制总线与用于根据投影数据重建图像数据的图像重建装置3004，显示装置3006，包括诸如鼠标的定位装置和键盘的输入装置3007，治疗计划系统3008，治疗触发产生器3009，用于控制台架3001和高压发生器3107、3207根据治疗方案进行治疗的治疗/扫描控制器3003和系统控制器3002相连。
治疗计划系统3008在X-射线输出剂量特性曲线数据和层析X-射线图像数据的基础上计算放射线的内部剂量分布。该治疗计划系统3008计算多叶片准直器3202的孔径与通过输入装置3007设定的X-射线管相对被治疗区域的旋转角之间的关系。
在治疗之前的预扫描过程中，图像重建装置3004在通过第一扫描仪系统采集的投影数据基础上立即重建图像数据。将图像数据立即发送给治疗触发产生器3009。
治疗触发产生器3009从图像数据提取包括被治疗区域在内的感兴趣区域中多个像素的像素值(CT值)。治疗触发产生器3009将提取出的像素值，平均值或最大值与预先确定的阈值(第一阈值)进行比较。此处，假定为平均值。当平均值达到或超过该阈值时，治疗触发产生器3009产生治疗触发信号。
此外，治疗触发产生器3009从治疗期间产生的图像数据中提取包括被治疗区域在内的感兴趣区域中多个像素的像素值(CT值)。该治疗触发产生器3009将提取出的像素值，平均值或最大值与预先确定的阈值进行比较。此处，假设为平均值。当平均值达到或超过该阈值(第二阈值)时，治疗触发产生器3009产生治疗结束信号。该第二阈值高于该第一阈值。
注意，在治疗期间，由第二扫描仪系统的第二X-射线管3201产生用于治疗的相对较高剂量X-射线，部分散射射线到达第一扫描仪系统的X-射线探测器3103。如上所述，将60mm或者更高的会聚准直器3104安装到第一扫描仪系统的第一X-射线探测器3103，以增强散射射线去除作用，不过实际上不可能为零散射射线入射。从而，在治疗期间，第二扫描仪系统的第二X-射线管3201产生的用于治疗的X-射线的部分散射射线，到达第一扫描仪系统的第一X-射线探测器3103，且CT值增大到高于治疗之前的数值。因此，一般将治疗结束的阈值(第二阈值)设定为高于治疗开始的阈值(第一阈值)。
此外，与治疗开始的阈值进行比较，得出开始治疗的时间。另一方面，可通过从治疗开始经过的时间控制治疗结束，不与治疗结束阈值进行比较。即，当从治疗开始经过的时间达到最初设定的治疗时间时，可结束治疗。
图29表示实施例3-1中治疗结束所需的一系列操作的流程。图30表示在预扫描开始时和预扫描后，CT平均值随时间的变化，用于成像的第一扫描仪系统的X-射线管管电压与电流随时间的变化，以及用于治疗的第二扫描仪系统的X-射线管管电压与电流随时间的变化。图32表示在预扫描开始时刻t0到治疗开始时刻t1之间的时间周期内，第一和第二扫描仪系统的X-射线照射状态。
在治疗之前，将造影剂注入对象中。如上所述，在注入造影剂时，照射用于治疗的X-射线。已知在这种情形中，通过光电效应从造影剂释放出的二次电子，增强了治疗效率果。为了增强治疗效率，在被治疗区域中存在一定浓度造影剂时，照射用于治疗的X-射线是有效的。由此，在治疗开始之前在第一扫描仪系统中立即监测被治疗区域的造影剂浓度，并在浓度增大到某一程度时开始治疗。
首先在时刻t0开始预扫描。在预扫描过程中，不将高压施加给第二扫描仪系统的X-射线管3201，不产生用于治疗的相对较高剂量X-射线。另一方面，在第一扫描仪系统中用较低剂量进行扫描。也就是，由高压发生器3107将相对较低的高压，例如100kV施加第一X-射线管3101，并通过灯丝电流的输送控制流过相对较低管电流，例如120mA。因此，从第一扫描仪系统的第一X-射线管3101产生出用于成像的相对较低剂量X-射线。第一X-射线探测器3103探测透过该对象的X-射线。随着旋转环3010的旋转，以恒定频率重复这种检测。每次旋转给定角度，获得重建该图像数据所需的针对该角度的投影数据(S301)。图像重建装置3004在所采集的投影数据基础上立即重建图像数据(S302)。图像数据显示在显示装置3006中，并发送给治疗触发产生器3009。
在治疗触发产生器3009中，从图像数据提取出包括图31中所示被治疗区域在内的感兴趣区域中多个像素的像素值(CT值)，预先通过输入装置3007设定该感兴趣区域。例如，计算平均值CTavg(S303)。此外，在治疗触发产生器3009中，将所计算出的平均值CTavg与开始治疗的预定阈值进行比较(S304)。当平均值CTavg小于该开始治疗的阈值时，意味着造影剂没有充分流动到感兴趣区域中。平均值超过开始治疗的阈值意味着造影剂充分流入到该感兴趣区域中。
当平均值CTavg低于开始治疗的阈值时，重复步骤S301到S304。随着时间流逝，造影剂流入感兴趣区域的量增大。当平均值CTavg达到或超过开始治疗的阈值时，治疗触发产生器3009产生治疗触发信号。在治疗/扫描控制器3003控制下，根据治疗触发信号开始治疗。即，从第二高压发生器3207将相对较高电压，例如250kV施加给第二X-射线管3201，并通过灯丝电流的供给控制流过相对较高的管电流，例如500mA。因此，第二扫描仪系统的第二X-射线管产生出用于成像的相对较高剂量X-射线，并用根据被治疗区域通过多叶片准直器3202的孔径调整成较细的用于治疗的相对较高剂量X-射线照射对象被治疗区域。如图33所示，根据第二X-射线管3201的旋转角度动态改变多叶片准直器3202每个叶片的孔径(S306)。从而，包含旋转来有选择地使用用于治疗的X-射线照射被治疗区域。
即使在治疗开始时或开始之后，也继续第一扫描仪系统中的扫描，即采集投影数据(S307)，立即重建图像数据(S308)，立即显示图像数据和计算感兴趣区域的CT平均值CTavg(S309)。在治疗期间，在治疗触发产生器3009中，将计算出的平均值CTavg与结束治疗的阈值THend进行比较，将结束治疗的阈值设置为高与开始治疗的预定阈值(S310)。
平均值CTavg比结束治疗的阈值高表明，造影剂的浓度足以实现感兴趣区域中的给定治疗效果。当平均值CTavg达到或小于结束治疗的阈值时，意味着造影剂流出感兴趣区域，浓度下降，并且不能实现给定治疗效果。
当平均值CTavg高于结束治疗的阈值时，继续照射用于治疗的X-射线，并重复步骤S306到S310。当平均值CTavg达到或低于结束治疗的阈值时，治疗触发产生器3009产生治疗结束信号。
响应于治疗结束信号，第二高压发生器3207停止向第二X-射线管3201施加高压和提供灯丝电流。响应于治疗结束信号，第一高压发生器3107停止向第一X-射线管3101施加高压和提供灯丝电流。因此，结束治疗(S311)。
注意，通过与开始治疗的阈值进行比较，得出开始治疗的时刻。另一方面，当从治疗开始经过的时间达到最初设定的治疗时间时，可结束治疗。
此外，在治疗/扫描控制器3003中，从注射器(未示出)输入表明造影剂注入状态的信号，并且根据该注入状态可以结束治疗和照射。例如，当完成从注射器注入预定数量的造影剂时，治疗/扫描控制器3003在此时或者经过预定时间之后结束治疗。当由于注射器的故障停止造影剂的注入时，治疗/扫描控制器3003紧急停止从第二高压发生器3207向第二X-射线管3201施加高压和提供灯丝电流，并紧急停止使用用于治疗的X-射线照射该对象。对于紧急停止，除了停止从第二高压发生器3207向第二X-射线管3201施加高压和提供灯丝电流以外，也可以通过X-射线快门装置停止照射。
通过这种方式，根据实施例3-1，监控感兴趣区域的造影剂浓度，并在浓度增大时开始治疗。在造影剂浓度下降时，结束治疗。因此，减小治疗开始的时间偏差，可实现高治疗效率。由于在从预扫描开始的治疗期间内，可通过图像视觉识别出包括被治疗区域在内的区域，操作员实际上可视觉确定出治疗的进展状态。
注意，在上面的描述中，在平均值CTavg达到或超过低于结束治疗的阈值时结束治疗。不过，也可由从治疗开始经过的时间决定治疗结束时间。
此外，由从治疗开始用于治疗的X-射线照射的累计时间控制治疗结束时间，并进一步监控造影剂的浓度。仅当平均值CTavg高于结束治疗的阈值(在这种情形中为暂停治疗的阈值)时，照射用于治疗的X-射线。另一方面，在平均值CTavg达到或低于暂停治疗的阈值时，暂停照射用于治疗的X-射线。也就是，仅在实现高治疗效果时，产生用于治疗的X-射线，从而可以保持高治疗效率。
(实施例3-2)根据实施例3-1的集中照射型放疗设备，包括与二管球形X-射线CT设备相同的基本结构，不过根据实施例3-2的集中照射型放疗设备包括与一管球形X-射线CT设备相同的基本结构。实施例3-2的集中照射型放疗设备通过与实施例3-1相同的方式实现对造影剂浓度的监控作用。
图34表示实施例3-2集中照射型放疗设备的结构。在图34中，用相同附图标记表示与图27相同的构成元件。实施例3-2的集中照射型放疗设备仅包括实施例3-1中同时用于成像和治疗的第二扫描仪系统。即，X-射线管3201和多通道X-射线探测器3203安装在旋转环3010上。高压发生器3207有选择地将与产生用于成像的相对较低剂量X-射线相应的相对较低管电压和灯丝电流，和与产生用于治疗的相对较高剂量X-射线相应的相对较高管电压和灯丝电流施加给X-射线管3201。X-射线管3201从高压发生器3207接收与产生用于成像的相对较低剂量X-射线相应的所施加的管电压和提供的灯丝电流，产生用于成像的相对较低剂量X-射线。X-射线管3201从高压发生器3207接收与产生用于治疗的相对较高剂量X-射线相应的所施加的管电压和提供的灯丝电流，产生用于治疗的相对较高剂量X-射线。在X-射线探测器3203的X-射线入射表面上，安装高度为例如60mm的包括高散射光线去除能力的会聚准直器3104。
治疗/扫描控制器3011在预扫描期间控制高压发生器3207，根据产生用于成像的相对较低剂量X-射线，将相对较低管电压和灯丝电流提供给X-射线管3201。在治疗开始时，该治疗/扫描控制器3011控制高压发生器3207，将根据产生用于成像的相对较低剂量X-射线而提供的相对较低管电压和灯丝电流，切换成根据产生用于治疗的相对较高剂量X-射线提供相对较高管电压和灯丝电流。治疗/扫描控制器3011完全打开多叶片准直器3202中间的几个叶片，并完全关闭其他叶片。此外，在治疗开始时，治疗/扫描控制器3011仅保持多叶片准直器3202中间的一个叶片完全打开，并根据被治疗区域的形状或位置进一步调节其他叶片的孔径。
图35表示实施例3-2中进行治疗所需一系列操作的流程。图37表示预扫描开始时和预扫描之后的CT平均值，X-射线管3201的管电压和电流随时间的变化。在治疗之前，将造影剂注入对象中，并在时刻t0开始预扫描。此时，如图36A所示，完全打开某些叶片，即多叶片准直器3202中间的三个叶片，并完全关闭其他叶片(S321)。
在预扫描过程中，高压发生器3207将相对较低的高压，例如100kV施加给X-射线管3201，并通过灯丝电流的输送控制流过相对较低的管电流，例如120mA。因此，X-射线管3201产生用于成像的相对较低剂量X-射线。通过完全打开的三个叶片形成的细缝将X-射线调整成较细。用扇形X-射线照射该对象。X-射线探测器3203检测透过该对象的X-射线。随着旋转环3010的旋转，以恒定频率重复进行这种检测。每次旋转给定角度，获得重建图像数据所需的对于该角度的投影数据(S322)。图像重建装置3004在所采集的投影数据基础上立即重建图像数据(S323)。图像数据显示在显示装置3006中，并发送给治疗触发产生器3009。
在治疗触发产生器3009中，从图像数据提取出包括被治疗区域在内的感兴趣区域内多个像素的像素值(CT值)，并例如计算平均值CTavg(S324)。此外，在治疗触发产生器3009中，将所计算出的平均值CTavg与开始治疗的预定阈值进行比较(S325)。当平均值CTavg低于开始治疗的阈值时，重复步骤S322到S325。随着时间流逝，造影剂流入感兴趣区域中的数量增大。当平均值CTavg达到或超过开始治疗的阈值时，治疗触发产生器3009产生治疗触发信号。
响应于该治疗触发信号，高压发生器3207将相对较高电压，例如250kV施加给X-射线管3201，并将管电流设定为相对较高，例如500mA，用于治疗。因此，开始通过相对较高剂量X-射线进行治疗(S326)。随着管电压和电流的改变，在治疗/扫描控制3011的控制下，如图36B所示，仅多叶片准直器3202中间的一个叶片保持完全打开，并根据被治疗区域的形状或位置调节其他叶片的孔径(S327)。通过这种孔径调节，如图37所示，在用于成像的细扇形X-射线重叠在用于治疗的束状X-射线上时，用X-射线照射该对象。
即使在治疗期间，通过与预扫描相同的方式，采集投影数据，并由图像重建装置3004在所采集的投影数据基础上立即重建图像数据(S328)。
在治疗期间，仅中间中的一个叶片，数量少于预扫描时的叶片，保持完全打开。X-射线被缩成很细。细X-射线不会使探测器3203和DAS3205的动态范围饱和。可产生阴暗的图像。此外，通过根据被治疗区域形状或位置调节孔径的其他叶片形成的孔径照射的X-射线，使相应通道的动态范围饱和。通过使动态范围饱和，在细X-射线被集中的区域中发生黑视(blackout)。可将发生黑视的区域确定为用于治疗的X-射线集中区域，并可以确定该区域与被治疗区域之间的位置偏离。另一方面，可以对除用于治疗的X-射线集中的区域以外的区域对X-射线吸收系数分布进行成像。
所重建的图像数据显示在显示装置3006中，并发送给治疗触发产生器3009。在治疗触发产生器3009中，从图像数据中提取出不产生黑视的并非包括被治疗区域在内的感兴趣区域周围区域中多个像素的像素值(CT值)，并计算平均值CTavg(S329)。
在治疗触发产生器3009中，将所计算出的平均值CTavg与结束治疗的阈值THend进行比较(S330)。当平均值CTavg高于结束治疗的阈值THend时，继续照射用于治疗的X-射线。即，重复步骤S327到S330。当平均值CTavg达到或低于结束治疗的阈值时，治疗触发产生器3009产生治疗结束信号。响应于该治疗结束信号，高压发生器3207停止向X-射线管3201施加高压和提供灯丝电流。从而，结束治疗(S331)。
通过这种方式，根据实施例3-2，监控造影剂在感兴趣区域中的浓度。在浓度增大时开始治疗。在造影剂浓度下降时，结束治疗。减小治疗开始的时间偏差。从而，可实现高治疗效率。在从预扫描开始的治疗期间内，通过对包括被治疗区域在内的区域进行成像，并且操作员可视觉确定治疗的进展。由于包括用于治疗的集中束状细X-射线的区域产生黑视，可视觉确定被治疗区域与集中区域之间的位置偏离。
注意，通过与实施例3-1相同的方式，如上所述在平均值CTavg达到或低于结束治疗的阈值时结束治疗。不过，也可以通过从治疗开始经过的时间确定治疗结束时间。
此外，通过与实施例3-1相同的方式，通过从治疗开始用于治疗的X-射线照射的累积时间控制治疗结束时间，并进一步监控造影剂的浓度。仅当平均值CTavg高于结束治疗的阈值(在这种情况下为暂停治疗的阈值)时，照射用于治疗的X-射线。另一方面，在平均值CTavg达到或低于暂停治疗的阈值时，暂停照射用于治疗的X-射线。即，仅在实现高疗效时，产生用于治疗的X-射线，从而可保持高治疗效率。
本领域技术人员很容易想到其他优点和变型。从而，本发明广义而言不限于此处表示和描述的特定细节和各实施例。因此，在不偏离所附权利要求及其等效范围所定义的一般发明该面的精神或范围条件下，可进行多种变型。
权利要求
1.一种集中照射型放疗设备，包括用于产生治疗用的放射线的放射源；多通道辐射探测器，用于探测透过对象的放射线；旋转装置，用于相对该对象旋转该放射源和辐射探测器；图像重建装置，用于在该辐射探测器输出的基础上重建图像数据；以及设置在该放射源与该对象之间的多叶片准直器，将放射线整形为任意形状，该多叶片准直器包括多个第一叶片和多个第二叶片，将每个叶片设置成可向前/向后独立运动，并且每个叶片为条形，且第一叶片的类型不同于第二叶片。
2.根据权利要求1所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片的辐射透射率高于该第二叶片的辐射透射率。
3.根据权利要求1所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片的宽度小于该第二叶片的宽度。
4.根据权利要求2所述的集中照射型放疗设备，其中将该第二叶片相对用于治疗的放射线的辐射透射率设计为零或近似零值。
5.根据权利要求2所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片由辐射衰减系数低于构成该第二叶片的材料的辐射衰减系数的材料制成。
6.根据权利要求2所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片比该第二叶片薄。
7.根据权利要求4所述的集中照射型放疗设备，还包括控制装置，控制该辐射探测器和该图像重建装置，以便对透过该对象的放射线进行检测，并在用于治疗的放射线从放射源产生的同时进行图像数据重建。
8.根据权利要求7所述的集中照射型放疗设备，其中该图像重建装置在用于治疗的放射线产生的同时实时重建图像数据。
9.根据权利要求8所述的集中照射型放疗设备，还包括可立即显示所重建图像数据的显示装置；和手动操作装置，控制紧急停止将用于治疗的放射线照射该对象。
10.根据权利要求3所述的集中照射型放疗设备，还包括控制装置，控制该多叶片准直器，根据被治疗区域的形状单独设置第二叶片的孔径，并完全打开该第一叶片。
11.根据权利要求3所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片通过与第二叶片相同的方式，对用于治疗的放射线具有遮挡性。
12.根据权利要求3所述的集中照射型放疗设备，其中该第一叶片由与该第二叶片相同的材料制成。
13.根据权利要求3所述的集中照射型放疗设备，还包括控制装置，用于控制该辐射探测器和该图像重建装置，以便对透过该对象的放射线进行检测，以及在用于治疗的放射线从放射源产生的同时进行图像数据重建。
14.一种集中辐射型放疗设备，包括放射源，用于产生治疗用的放射线；旋转装置，用于相对对象旋转该放射源；设置在该放射源与该对象之间的可移动准直器，根据该对象被治疗区域会聚放射线；以及控制装置，用于在该放射源旋转时间的一部分时间内，限制用放射线照射该对象。
15.根据权利要求14所述的集中照射型放疗设备，其中该控制装置控制该准直器，以便在该部分时间内关闭该可移动准直器。
16.根据权利要求14所述的集中照射型放疗设备，其中该控制装置控制一高压发生器，以便在该部分时间内停止产生放射线。
17.根据权利要求15所述的集中照射型放疗设备，其中该部分时间是辐射敏感度相对较高的特殊重要区域位于该放射源与该被治疗区域之间的时间。
18.根据权利要求17所述的集中照射型放疗设备，还包括确定装置，基于被治疗区域与该特殊重要区域之间的位置关系确定该部分时间。
19.根据权利要求15所述的集中照射型放疗设备，其中该控制装置控制该准直器，以便在该部分时间的初始阶段随着放射源的旋转逐渐关闭该准直器，并在该部分时间的后一阶段随着放射源的旋转逐渐打开该准直器。
20.根据权利要求16所述的集中照射型放疗设备，还包括确定装置，基于被治疗区域与该特殊重要区域之间的位置关系确定该部分时间。
21.根据权利要求16所述的集中照射型放疗设备，其中该控制装置控制该高压发生器，以便在该部分时间内暂停施加管电压。
22.根据权利要求16所述的集中照射型放疗设备，其中该控制装置控制该高压发生器，以便在该部分时间内暂停施加管电压并继续提供灯丝电流。
23.一种集中照射型放疗设备，包括用于从多个方向用相对较高剂量的放射线照射其中注入有造影剂的被治疗区域的装置；用于使用相对较低剂量放射线采集与包括被治疗区域在内的区域有关的投影数据的装置；用于基于该投影数据立即重建图像数据的装置；以及用于在包括被治疗区域在内的区域中的像素值，或者从像素值得出的数值的基础上根据图像数据测量相对较高剂量放射线的产生时间的装置。
24.根据权利要求23所述的集中照射型放疗设备，其中该用于照射相对较高剂量放射线的装置包括用于产生治疗用的相对较高剂量放射线的用于治疗的放射源，和用于治疗的高压发生器，该高压发生器产生施加给该用于治疗的放射源的用于治疗的高压，从该用于治疗的放射源发出用于治疗的放射线，该用于采集投影数据的装置包括用于成像的放射源，产生用于成像的相对较低剂量放射线；用于成像的高压产生器，产生施加给该用于成像的放射源的用于成像的高压以便从该用于成像的放射源产生用于成像的放射线；以及探测透过该对象的用于成像的放射线的多通道辐射探测器，以及该用于测量产生时间的装置包括治疗触发产生器，根据从图像数据提取出的感兴趣区域的像素值，或者由该像素值得出的数值，产生治疗触发信号；和治疗控制器，控制该用于治疗的高压发生器根据该治疗触发信号，将用于治疗的高压施加给用于治疗的放射源。
25.根据权利要求23所述的集中照射型放疗设备，其中该用于照射相对较高剂量放射线的装置和该用于采集投影数据的装置包括放射源，针对已经注入造影剂的对象，该放射源接收所施加的用于成像的高压，产生用于成像的相对较低剂量放射线，并对该对象的被治疗区域接收所施加的用于治疗的高压，产生用于治疗的相对较高剂量放射线；高压发生器，该高压发生器有选择地产生用于成像和用于治疗的高压；以及多通道辐射探测器，该多通道辐射探测器探测透过该对象的用于成像的放射线，以及该用于测量产生时间的装置包括治疗触发产生器，基于从图像数据提取出的感兴趣区域中的像素值，或者从该像素值得出的数值产生治疗触发信号；和治疗控制器，根据该治疗触发信号控制该高压发生器将施加用于成像的高压切换成施加用于治疗的高压。
26.根据权利要求24所述的集中照射型放疗设备，其中该治疗触发产生器将像素值或从该像素值得出的数值与开始治疗的预定阈值进行比较，在像素值或从该像素值得出的数值达到或超过开始治疗的阈值时，产生治疗触发信号。
27.根据权利要求26所述的集中照射型放疗设备，其中该治疗触发产生器将像素值或从该像素值得出的数值与比被开始治疗的阈值高的结束治疗的阈值进行比较，在像素值或从该像素值得出的数值达到或超过结束治疗的阈值时结束治疗，以及该治疗控制器控制用于治疗的高压发生器，根据该治疗结束信号停止将用于治疗的高压施加给该用于治疗的放射源。
28.根据权利要求24所述的集中照射型放疗设备，其中该治疗控制器控制该用于治疗的高压发生器，根据从开始施加用于治疗的高压经过的时间，停止将用于治疗的高压施加给该用于治疗的放射源。
29.根据权利要求24所述的集中照射型放疗设备，其中该治疗触发产生器获得感兴趣区域内包含的多个像素的像素值的平均值或最大值，作为从该感兴趣区域的像素值得出的数值。
30.根据权利要求24所述的集中照射型放疗设备，其中将60mm或更高的会聚准直器安装在该多通道辐射探测器上。
31.根据权利要求25所述的集中照射型放疗设备，还包括设置在该放射源与该对象之间的多叶片准直器，该多叶片准直器包括可独立向前/向后移动的多个叶片，其中治疗控制器控制该多叶片准直器根据治疗触发信号打开多个叶片中间中的一个或少量叶片，并从其他叶片关闭的状态改变到中间的一个或少量叶片打开的状态，其他叶片打开到与被治疗区域相应的孔径的状态。
32.根据权利要求23所述的集中照射型放疗设备，还包括将造影剂注入该对象中的注射器；和用于根据注射器的造影剂注入状态，停止用相对较高剂量放射线照射该对象和被治疗区域的装置。
全文摘要
一种集中照射型放疗设备包括一放射源，一多通道辐射探测器，一旋转装置，一图像重建装置，一设置在该放射源与该对象之间的多叶片准直器，该多叶片准直器将放射线调整成任意形状，并包括多个第一叶片和多个第二叶片，将每个叶片设计成可独立向前/向后移动，并为条形，且第一叶片的类型不同于第二叶片。
文档编号A61N5/10GK1481756SQ0315430
公开日2004年3月17日 申请日期2003年8月14日 优先权日2002年8月14日
发明者尾嵜真浩, 尾 真浩 申请人:株式会社东芝