专利名称：放射线治疗装置以及控制方法以往，作为可以进行被检体的生物体组织的功能诊断的核医学成像装置，已知正电子断层摄影装置(PET 装置、PET :Positron Emission computed Tomography) 具体而言，在PET检查中，将用正电子放射核素标识的化合物投放至被检体内。然后，PET装置在从标识化合物放出的正电子与电子结合消失时，使用配置在被检体周围的光子计数(photon counting)方式的检测器同时计数向大致反方向放出的511keV的一对、 射线(成对消失Y射线)。而后，PET装置通过对同时计数的、射线的数据(同时计数信息)进行运算处理，从而进行PET图像的重建。另外，近年来，通过照射重粒子线作为治疗用放射线的放射线照射装置，进行对肿瘤造成障碍的放射线治疗。重粒子线是通过高速地加速碳离子、氖离子、硅离子、氩离子等粒子来产生的放射线。重粒子线根据由加速器给予的能量来决定进入人体内的深度。另外， 重粒子线通过与飞行过程中的电子或原子核碰撞，在人体内放出能量。特别是，重粒子线在飞行过程的终端附近急剧地放出(布拉格峰值=Bragg peak)能量，并停止。即，在使用了重粒子线的放射线治疗中，通过利用布拉格峰值用加速器调节粒子的能量，以便在肿瘤部分使粒子停止，从而可以不怎么影响飞行过程中的正常细胞，而只杀伤肿瘤细胞。在使用了重粒子线的放射线治疗中，对于根据使用了 PET图像或X射线CT图像、 MRI图像等各种医用图像的治疗计划而决定的范围(肿瘤部位)进行重粒子线的照射。 例如，放射线照射装置对于根据治疗计划而决定的范围从多个方向照射重粒子线。另外， 作为使用了重粒子线的放射线治疗，还已知一种强度调制放射线治疗(IMRT intensity modulated radiation therapy)，通过从任意方向一边调制重粒子线的强度一边进行照射，从而减轻对正常细胞的影响，并使照射剂量集中在肿瘤的轮廓内。在此，在能量为“511 X 2keV"以上时，重粒子线在其飞行过程中成对生成电子与正电子。成对生成的正电子与周围的电子结合而消失，其结果，放出成对消失Y射线。即，通过一边利用放射线照射装置照射重粒子，一边利用PET装置大致实时地重建PET图像，由此医师可以监视是否向根据治疗计划而决定的部位照射重粒子线。因此，近年来，不断推进开发放射线治疗监视用PET装置。例如，作为放射线治疗监视用PET装置，已知在隔着被检体对置的位置设置有平板的2个检测器的PET装置。先行技术文献专利文献专利文献1 日本特开2007-107995号公报
然而，上述以往的放射线治疗监视用PET装置由于不能在以被检体为轴的圆周的所有方向上进行同时计数，因此PET图像的画质恶化。并且，在上述以往的放射治疗监视用 PET装置中，从放射线照射装置照射的重粒子线的照射角度受限。实施方式的放射线治疗装置包括照射部、检测部、控制部和图像重建部。照射部照射治疗用放射线。检测器对来自Y射线的光进行计数，并在以被检体的体轴为轴的旋转面设置有使由上述照射部照射的治疗用放射线通过的间隙部分。控制部控制上述照射部和上述检测器，以使得在能够向上述间隙部分照射治疗用放射线的状态下同步旋转。图像重建部根据在已执行基于上述控制部的旋转控制的状态下大致同时计数了伴随从上述照射部照射的治疗用放射线的能量放出而放出的成对消失Y射线的上述检测器的计数时的位置信息，重建核医学图像。图1为表示第1实施方式中的放射线治疗装置所具有的PET-CT装置的结构的整体像的图。图2为表示第1实施方式中的PET扫描仪的间隙部分的一例子的图。图3为表示第1实施方式中的PET扫描仪与放射线照射装置的位置关系的一例子的图(1)。图4为表示第1实施方式中的PET扫描仪与放射线照射装置的位置关系的一例子的图⑵。图5为表示第1实施方式中的PET扫描仪与X射线CT扫描仪的关系的一例子的图。图6为表示第1实施方式中的PET扫描仪的结构的图。图7为表示第1实施方式中的检测器的构造的一例子的图。图8为表示由第1实施方式中的安格型检测器检测出的信息的图。图9为表示第1实施方式中的控制台装置的结构的一例子的图。图10为表示第1实施方式中的计数信息存储部中存储的计数信息的一例子的图。图11为表示第1实施方式中的同时计数信息存储部中存储的同时计数信息的一例子的图。图12为表示由第1实施方式中的位置信息存储部存储的位置信息的一例子的图。图13为表示第1实施方式中的放射线治疗装置进行的PET图像摄影处理的流程的一例子的流程图。图14为表示间隙部分的一例子的图(1)。图15为表示间隙部分的一例子的图(2)。图16为表示PET扫描仪的一例子的图。这样，第1实施方式中的放射线治疗装置通过使放射照射装置600与PET扫描仪 200的罩子202可同步旋转，从而可以对治疗计划中决定的三维照射部位，从360度的任意方向照射重粒子线。在此，针对上述PET扫描仪200的检测器210检测的、射线进行说明。PET扫描仪200具有多个检测用于重建PET图像的γ射线的检测器210。多个检测器210被配置在以被检体402的体轴为中心的环上。例如，检测器210从载置在床板401上的被检体402 的体外，检测从被检体402的体内放出的一对Y射线(成对消失Y射线)。具体而言，PET扫描仪200每当检测器210对、射线进行计数时，收集表示检测出Y射线的检测器210的位置的检测位置、Y射线入射到检测器210的时刻的能量值、检测器210检测出γ射线的检测时间。将通过PET扫描仪200收集的信息称为“计数信息”。 另外，在第1实施方式中，针对将作为、射线的检测时间收集检测时刻(绝对时间)作为计数信息的TOF(Time of Flight，飞行时间)检测器作为检测器210来使用的情况进行说明。但是，第1实施方式也可以是将作为计数信息不含有时间的non-TOF检测器作为检测器210来使用的情况。在此，第1实施方式中的检测器210检测伴随从放射线照射装置600照射的重粒子线的能量放出而从被检体402放出的成对消失、射线。即，第1实施方式中的检测器 210检测通过从放射线照射装置600向间隙部分201照射重粒子线而从被检体402放出的成对消失Y射线。由此，PET-CT装置100重建描画出重粒子线的路径的PET图像。图1所示的X射线CT扫描仪300具有照射用于重建X射线CT图像的X射线的X 射线管301、检测由X射线管301照射的X射线的X射线检测器302。在X射线CT扫描仪 300中，X射线管301向被检体402照射X射线，X射线检测器302检测透过了被检体402的 X射线。具体而言，X射线CT扫描仪300 —边以被检体402的体轴为中心旋转一边X射线管301照射X射线，X射线检测器302检测X射线。换言之，X射线CT扫描仪300 —边以被检体402的体轴为中心旋转一边从多个方向向被检体402照射X射线，并检测透过被检体402而被被检体402所吸收而减弱的X射线。将通过对由X射线检测器302检测出的X 射线进行放大处理或AD换转处理等而生成的数据称为“X射线投影数据”。X射线CT扫描仪300收集X射线投影数据、检测出在生成X射线投影数据时使用的X射线的检测位置。图5为表示第1实施方式中的PET扫描仪与X射线CT扫描仪的关系的一例子的图。图5中，示出了在向Y轴方向观察时的PET扫描仪200与X射线CT扫描仪300的剖面图。在图5所示的例子中，示出了在向Y轴方向观察时的PET扫描仪200与X射线CT扫描仪300的剖面不是间隙部分201而有检测器210的情况的图。图5中，200表示PET扫描仪，210表示检测器，300表示X射线CT扫描仪，301表示X射线管，302表示X射线检测器， 303表示由X射线管301照射的X射线。图5中，为了便于说明，除了 PET扫描仪200和X 射线CT扫描仪300之外，还一起示出了床板401。如图5所示，在PET扫描仪200中，在X轴方向上配置有多个检测器210。并且，多个检测器210被配置为将被检体402的体轴围成环状。如图5所示，X射线CT扫描仪300 具有X射线管301和X射线检测器302。X射线管301和X射线检测器302被配置在隔着测定时载置被检体402的床板401而对置的位置。图6为表示第1实施方式中的PET扫描仪的结构的图。图6中，400表示床，401表示床板，402表示被检体，201表示间隙部分，202表示罩子，210表示检测器。图6为在向X 轴方向观察的PET扫描仪的剖面图。图6中，为了便于说明，除了 PET扫描仪200之外，还一起示出了被检体402、床400、床板401。如图6所示，PET扫描仪200被配置成多个被检体210环状地包围被检体402的周围。检测器210适合例如光子计数(Photon Counting)方式的检测器。并且，如图6所示，PET扫描仪200在旋转面具有间隙部分201。在图6所示的例子中，在多个检测器210 之间以及罩子202上，有间隙部分201。图7为表示第1实施方式中的检测器的构造的一例子的图。图7中，211表示闪烁器，212表示光波导，213表示光电倍增管(PMT =Photo Multiplier Tube)。如图7所示，对来自γ射线的光进行计数的检测器210具有闪烁器211、光波导 212、以及光电倍增管213。闪烁器211将从被检体402放出而入射至检测器210的、射线转换为可视光，并输出可视光。闪烁器211例如由将、射线转换为可视光的NaI或BGO 等形成。并且，闪烁器211如图7所示二维排列。将由闪烁器211输出的可视光称为“闪烁光”。光波导212将从闪烁器211输出的可视光传达至光电倍增管213。光波导212例如由透光性优越的塑料材料等形成。光电倍增管213经由光波导212接收由闪烁器211输出的可视光，并将接收到的可视光转换为电信号。光电倍增管213被配置多个。对光电倍增管213进一步说明。光电倍增管213具有接收闪烁光而产生光电子的光电阴极、给予加速由光电阴极产生的光电子的电场的多级倍增电极、以及作为电子的流出口的阳极。由于光电效应从光电阴极放出的电子向倍增电极加速而与倍增电极的表面碰撞，赶出多个电子。通过横跨多级倍增电极重复在倍增电极的表面赶出多个电子的现象，从而使得电子数量雪崩似地增加。例如，阳极在接收到一个闪烁光时，输出约100万个电子。将在接收到1个闪烁光时从阴极得到的电子数称为“光电倍增管的增益率”。此时，光电倍增管213的增益率是 “100万倍”。另外，在雪崩似地增加电子数时，在倍增电极与阳极之间，通常施加1000伏以上的电压。这样，在检测器210中，通过闪烁器211将γ射线转换为可视光，光电倍增管213 将可视光转换为电信号，从而检测从被检体402放出的γ射线。如上所述，PET扫描仪200每当检测器210检测、射线时，收集检测位置、能量值和检测时间。在此，使用图8简单地说明对多个邻接的检测器210同时检测出γ射线时的检测位置与能量值进行计算的处理的一例子。图8为表示由第1实施方式中的安格型检测器(Anger-type detector)检测出的信息的图。例如，PET扫描仪200通过进行安格型位置计算处理，来确定检测位置。并且，例如，PET扫描仪200在光电倍增管213为位置检测型的光电倍增管时，使用位置检测型的光电倍增管213收集检测位置。如图8所示，使用3个光电倍增管213在相同定时将闪烁光转换为电信号而输出的情况进行说明。在该情况下，PET扫描仪200获取同时输出了电信号的光电倍增管213的位置，并获取从同时输出了电信号的光电倍增管213输出的电信号的各个能量值。然后，PET扫描仪200根据所获取的能量值计算重心位置，确定与计算出的重心位置对应的闪烁器211。并且，PET扫描仪200对在相同定时将闪烁光转换为电信号而输出的各光电倍增管213输出的电信号的能量值进行积分，并将成为积分结果的能量值作能量值。如图8所示，每当检测器210检测γ射线时，PET扫描仪200收集唯一识别闪烁器211的“闪烁器编号”、“能量值”、和“检测时刻”。在图8所示的例子中，示出了除了输出 “闪烁器编号”、“能量值”，“检测时刻”之外还输出作为唯一确定多个检测器210的信息的 “模块ID”的情况。检测器210例如以ΙΟ,秒 10_12秒的精度收集检测时刻。在此，针对第1实施方式中的PET-CT装置100重建PET图像与X射线CT图像时的处理的流程简单说明。PET-CT装置100中，通过PET扫描仪200与X射线CT扫描仪300 在图1或图5中从左向右移动，或者床板401或床400从右向左移动，由此X射线CT扫描仪300收集X射线投影数据，然后，PET扫描仪200收集计数信息。然后，控制台装置500根据收集到的信息重建PET图像与X射线CT图像。但是，并不限定于此，PET扫描仪200和X 射线CT扫描仪300也可以在图1或图5中从右向左移动。图9为表示第1实施方式中的控制台装置的结构的一例子的框图。控制台装置 500根据由X射线CT扫描仪300收集到的信息重建X射线CT图像。并且，控制台装置500 使用由PET扫描仪200收集到的计数信息生成同时计数信息，并根据生成的同时计数信息重建PET图像。以下，关于控制台装置500重建PET图像的处理或重建X射线CT图像的处理，可以使用任意方法执行，并简洁地进行说明。在图9所示的例子中，为了便于说明，除了控制台装置500之外还一起示出了 PET 扫描仪200、X射线CT扫描仪300、以及放射线照射装置600。在图9所示的例子中，控制台装置500具有输入输出部510和控制部M0。并且，在图9所示的例子中，控制台装置500 为了重建X射线CT图像，具有X射线投影数据存储部530和X射线CT图像重建部531。 并且，在图9所示的例子中，控制台装置500为了重建PET图像，具有计数信息收集部520、 计数信息存储部521、同时计数信息生成部522、位置信息存储部523、同时计数信息存储部 524、以及PET图像重建部525。另外，在第1实施方式中，针对在一台控制台装置500中重建X射线CT图像和PET图像的情况进行说明。但是，第1实施方式也可适用于在不同的控制台装置中进行X射线CT图像的重建与PET图像的重建的情况。输入输出部510与控制部540连接。输入输出部510从使用放射线治疗装置的使用者接受各种指示，并将接受到的各种指示发送至控制部讨0。并且，输入输出部510从控制部540接收信息，并将接收到的信息输出给使用者。例如，输入输出部510适合键盘、鼠标、麦克风等，适合监视器、扬声器等。另外，关于由输入输出部510接受到的信息或指示的详细、或由输入输出部510输出的信息的详细，在此省略说明，在对相关的各部进行说明时一起说明。控制部540具有存储规定了各种处理步骤等的程序的内部存储器，控制各种处理。控制部 540 适合例如 ASIC (Application Specific Integrated Circuit) ,FPGA (Field Programmable Gate Array)、CPU (Central Processing Unit)、MPU (Micro Processing Unit)等电子电路。控制部540控制放射线治疗装置整体的处理。具体而言，控制部MO 通过控制PET扫描仪200以及X射线CT扫描仪300，来控制PET-CT装置100进行的摄影。 并且，控制部540控制放射线照射装置600以使得按照治疗计划从多个方向连续地或间歇性地照射重粒子线。并且，控制部540控制放射线照射装置600和检测器210(罩子202)
8以使得在能够向间隙部分201照射重粒子线的状态下同步旋转。并且，控制部540控制控制台装置500中的PET图像重建处理以及X射线CT图像重建处理。并且，控制部540将PET图像、X射线CT图像、PET图像以及X射线CT图像的重叠图像等显示在输入输出部510的监视器上。X射线投影数据存储部530存储从X射线CT扫描仪300发送的X射线投影数据。 X射线CT图像重建部531根据例如FBP (Filtered Back Pro jection，滤波反投影)法逆投影处理X射线投影数据存储部530存储的X射线投影数据，来重建X射线CT图像。计数信息收集部520从多个检测器210输出的计数结果收集计数信息并保存至计数信息存储部521。即，计数信息收集部520依次接收用PET扫描仪200收集到的计数信息，并将接收到的计数信息保存至计数信息存储部521。另外，计数信息收集部520也可以是设置在PET扫描仪200内的情況。计数信息存储部521存储由计数信息收集部520保存的计数信息。计数信息存储部521例如适用RAM (Random Access Memory)、闪存器(Flash Memory)等半导体存储元件、 或硬盘、光盘等存储装置。图10为表示第1实施方式中的计数信息存储部521中存储的计数信息的一例子的图。在图10所示的例子中，计数信息存储部521与“模块ID”对应起来存储“闪烁器编号”、“能量值”和“检测时刻”。另外，“模块ID”为用于唯一确定多个检测器210各个的
1 η息ο在图10所示的例子中，计数信息存储部521与模块ID “D1”对应起来存储闪烁器编号“ Ρ11”、能量值“Ε11”和检测时刻“ Τ11”，存储闪烁器编号“ Ρ12”、能量值“Ε12”和检测时刻“Τ12”。即，计数信息存储部521存储在检测器“D1”中在检测时刻“Τ11”闪烁器 “Ρ11”检测出能量值“Ε11”的γ射线的情況，存储在检测器“D1”中在检测时刻“Τ12”闪烁器“Ρ12”检测出能量值“Ε12”的、射线的情況。并且，计数信息存储部521针对基于从其他检测器210输出的计数结果的计数信息也同样进行存储。返回至图9，同时计数信息生成部522生成计数信息存储部521中存储的计数信息中的、检测时刻之差在时间窗ロ内的2个计数信息的组合作为大致同时计数了成对消失Y 射线的同时计数信息。具体而言，同时计数信息生成部522根据由操作者指定的同时计数信息生成条件生成同时计数信息。例如，同时计数信息生成条件中包含时间窗ロ。时间窗ロ表示计数了 ー对Y射线双方时的2个检测时刻之差的上限。如果是从正电子放射核素同时放出的ー对Y射线，则ー对Y射线中包含的各个 Y射线的检测时刻为同时，即使不是同吋，2个检测时刻之差也只是一点点。由此，同时计数信息生成部522通过使用时间窗ロ，防止生成错误的同时计数信息。例如，以同时计数信息生成部522使用时间窗ロ“ 10纳秒”生成同时计数信息的情况为例进行说明。在该情况下，同时计数信息生成部522參照各“模块ID”的“检测时刻 ⑴”，在模块间捜索2个检测时刻之差在“时间窗ロ 10纳秒”以内的计数信息的組合。在此，将搜索检测时刻在时间窗ロ以内的组合称为“Coincidence Finding 重合查找”。并且，将由同时计数信息生成部522生成的同时计数信息的列表称为“Coincidence List 重合列表”。
另外，作为同时计数信息生成条件，也可以是设定能量窗ロ的情況。通过正电子消失而放出的ー对Y射线的能量值预先知道。例如，如果是18F或150、11C等，则放出 “511keV”的γ射线。因此，如果是从正电子放射核素同时放出的Y射线，则能量值进入规定的范围。由此，同时计数信息生成部522也可以通过使用能量窗ロ，在排除不是从正电子放射核素放出的ー对Y射线的计数信息之后生成同时计数信息，从而防止生成错误的同时计数信息。这样，通过同时计数信息生成条件的设定，可以进行用于排除偶发同时计数的随机校正、用于排除生成散射的Y射线的计数信息作为同时计数信息的散射校正、用于校正检测器210间的灵敏度差异的灵敏度校正等。并且，同时计数信息生成部522将生成的同时计数信息存储至同时计数信息存储部5 内。例如，同时计数信息存储部524适用RAM (Random Access Memory)、闪存器(FLash Memory)等半导体存储器元件、或硬盘、光盘等存储装置。图11为表示第1实施方式中的同时计数信息存储部中存储的同时计数信息的一例子的图。如图11所示，同时计数信息存储部5M存储2个计数信息的組合。图11中，为了便于记载，将计数信息的組合中包含的2个计数信息分别记载为“计数信息A”、“计数信息 B”。在图11所示的例子中，同时计数信息存储部5M存储包含闪烁器编号“P11”、能量值 “E11”和检测时刻“T11”的计数信息A、以及包含闪烁器编号“P22”、能量值“E22”和检测时刻“T22”的计数信息B的組合。S卩，同时计数信息存储部5M存储对伴随重粒子线的能量放出而从被检体402放出的成对消失γ射线中的一方，在检测时刻“T11”由闪烁器“P11” 检测出的情況，存储对伴随重粒子线的能量放出而从被检体402放出的成对消失γ射线中的另一方，在检测时刻“T22”由闪烁器“P22”检测出的情况。返回至图9，PET图像重建部525从同时计数信息存储部524中读出由同时计数信息生成部522生成的同时计数信息，使用读出的同时计数信息重建PET图像。具体而言， PET图像重建部525将同时计数信息作为γ射线的投影数据，并根据Y射线的投影数据使用逐次近似法，来重建PET图像。另外，作为逐次近似法，有MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization :最大似然-期望最大化)法、通过改进MLEM法的算法来大幅度缩短了收敛时间的OSEM(Ordered Subset MLEM 有序子集最大似然-期望最大化)法。但是，在第1实施方式中，检测器210与重粒子线的照射一起旋转。因此，第1实施方式中的PET图像重建部525根据在被执行了基于控制部540的旋转控制的状态下大致同时计数了伴随从放射线照射装置600照射的重粒子线的能量放出而放出的成对消失Y 射线的检测器210的计数时的位置信息，重建PET图像。S卩，PET图像重建部525使用同时计数信息中的闪烁器编号被修正为实际计数时的位置的信息重建PET图像。针对这样的处理的ー个例子，以下进行说明。例如，同时计数信息生成部522使用图9所示的位置信息存储部523进行同时计数信息的修正。图12为表示由第1实施方式中的位置信息存储部存储的位置信息的一例子的图。位置信息存储部523将表示检测器210的位置的位置信息与表示时刻的时刻信息对应起来存储。在图12所示的例子中，位置存储部523与闪烁器编号对应起来存储时刻信息和位置信息。例如，位置信息存储部5 与闪烁器编号“ P11”对应起来存储时刻信息 “T11”和位置信息“5、4、10”。另夕卜，位置信息“5、4、10”中包含的各个数字表示X轴、Y轴、Z轴上的坐标。即，位置信息存储部523存储闪烁器“P11”在时刻“T11”位于位置信息“5、 4、10”的情況。并且，同样，位置信息存储部523存储关于其他时刻的位置信息，对于其他闪烁器211也同样存储时刻信息和位置信息。另外，在图12所示的例子中，示出了位置存储部523与闪烁器编号对应起来存储时刻信息和位置信息的情况，但第1实施方式并不限定于此。例如，位置信息存储部523也可以与识别检测器210的识别信息对应起来存储位置信息和时刻信息，如果可以确定被检体402所在的空间坐标中的检测位置，则可以与任意信息对应起来存储位置信息和时刻信息。并且，在图12所示的例子中，示出了使用X轴、Y轴、Z轴上的坐标作为位置信息的情况，但第1实施方式并不限定于此，也可以使用任意信息。位置信息存储部523中存储的位置信息例如通过按照治疗计划进行放射线照射装置600以及检测器210的旋转控制的控制部540来提供。例如，控制部540根据检测器 210的初始位置以及旋转速度，生成如图12所示的一个例子那样的位置信息，并将生成的位置信息保存到位置信息存储部523。然后，同时计数信息生成部522使用位置信息存储部523存储的位置信息，将生成的同时计数信息的闪烁器编号修正为计数时的位置(坐标)，并保存至同时计数信息存储部524。然后，PET图像重建部525从同时计数信息存储部5 读出修正了位置信息的同时计数信息，重建PET图像。另外，由PET图像重建部525重建的PET图像通过控制部540的控制，显示在输入输出部510的监视器上。使用图13，示出第1实施方式中的放射线治疗装置进行的PET图像摄影处理的流程的一例子。图13为表示第1实施方式中的放射线治疗装置进行的PET图像摄影处理的流程的一例子的流程图。另外，PET-CT装置100在进行以下说明的一系列处理之前，摄影X 射线CT图像。并且，在摄影PET图像吋，如上所述，控制部540进行控制，以使得在可向间隙部分201照射重粒子线的状态下，同步旋转放射线照射装置600和检测器210。另外，控制部540在放射线照射装置600的旋转过程中，可以按照治疗计划任意变更向间隙部分201 的重粒子线的照射方向(參照图4)。如图13所示，在构成放射线治疗装置的PET-CT装置100中，当从使用者接受摄影要求时(步骤SlOl为肯定)，控制部540使PET扫描仪200动作，PET扫描仪200收集计数信息(步骤S102)。即，PET扫描仪200每当检测出Y射线时，收集检测位置、能量值和检测时刻。然后，计数信息收集部520接收由PET扫描仪200收集的计数信息，并保存至计数信息存储部521 (步骤S103)。然后，同时计数信息生成部522根据计数信息存储部521中保存的计数信息生成同时计数信息，进而生成根据位置信息存储部523存储的位置信息修正了闪烁器编号的同时计数信息(步骤S104)。然后，PET图像重建部525使用修正完的同时计数信息重建PET图像(步骤 S105)，结束处理。如上所述，根据第1实施方式，放射线照射装置600照射重粒子线作为治疗用放射线。检测器210对来自γ射线的光进行计数，并在以被检体402的体轴为轴的旋转面设置有使由放射线照射装置600照射的重粒子线通过的间隙部分201。控制部540控制放射线照射装置600和检测器210，以使得在能够向间隙部分201照射重粒子线的状态下同步旋转。PET图像重建部525根据在被执行了基于控制部540的旋转控制的状态下大致同时计数了伴随从放射线照射装置600照射的重粒子线的能量放出而放出的成对消失γ射线的检测器210的计数时的位置信息，重建PET图像。S卩，在第1实施方式中，即使在对描画出重粒子线的照射部位的PET图像进行摄影吋，也可以从任意方向照射重粒子线。并且，在第1实施方式中，可以在以被检体为轴的圆周的所有方向上同时计数。即，在第1实施方式中，可以使PET图像的画质均勻。因此，在第 1实施方式中，在确保了重粒子线的照射角度的自由度的基础上，能够高精度地确认重粒子线照射的部位。并且，根据第1实施方式，PET扫描仪200在旋转面的对置的位置具有多个间隙部分201。即，在第1实施方式中，可以防止假设重粒子线不在体内停留而由检测器210检测。 其結果，在第1实施方式中，可以防止在PET图像中产生噪声，可以可靠地确认重粒子线照射的部位。(第2实施方式)那么，除上述第1实施方式以外，也可以通过其他实施方式来实施。因此，以下，示出其他实施方式。在上述第1实施方式中，针对一旦生成了同时计数信息后就使用位置信息进行闪烁器编号的修正处理的情况进行了说明。但是，实施方式中，用于PET图像重建的同时计数信息中的Y射线的检测位置如果是反映了计数时的检测器210的位置就好。例如，也可以是计数信息收集部520将计数信息的闪烁器编号修正为计数时的坐标的情況。并且，也可以是在PET扫描仪200中，将计数信息的闪烁器编号修正为计数时的坐标的情況。并且，位置信息的修正处理也可以是參照上述表格执行的情况，但也可以是使用旋转速度的信息根据检测时刻计算出检测位置(计数时的位置)来进行的情況。并且，例如，在上述第1实施方式中，针对PET扫描仪200中设置有2个长方形的间隙部分201的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此，也可以是任意形状、任意数量。 例如，如图14所示，间隙部分201的形状也可以是圆、椭圆，也可以是任意形状。并且，如图 15所示，间隙部分201的数量可以是3个以上，也可以是任意数量。并且，间隙部分201也可以是1个。另外，图15中示出了有4个间隙部分201的情況。图14与图15为表示间隙部分的一例子的图。并且，例如，在上述第1实施方式中，针对在PET扫描仪200中检测器210配置成环状的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。如果能够与放射线照射装置600同步旋转，则例如，如图16所示，检测器210也可以排列在平板上，可以是任意形状。图16为表示PET扫描仪的一例子的图。图16为向Z轴方向观察的PET扫描仪200的剖面图。并且，例如，在上述第1实施方式中，针对控制台装置500从PET扫描仪200接收计数信息并加以使用的情况进行了说明，但并不限定于此。例如，控制台装置500也可以从 PET扫描仪200接收基于检测器210的检测结果本身。此时，控制台装置500接收从光电倍增管213输出的波形数据本身，井根据接收到的波形数据生成计数信息。并且，例如，在上述第1实施方式中，针对控制台装置500从PET扫描仪200接收计数信息来生成同时计数信息的情况进行了说明，但并不限定于此。例如，PET扫描仪200 也可以根据计数信息生成同时计数信息，并将生成的同时计数信息发送至控制台装置500。
并且，也可以手动进行第1实施方式中说明的各处理中的、作为自动进行而说明的处理的全部或一部分，或者，也可以使用公知的方法自动进行作为手动进行而说明的处理的全部或一部分。除此之外，对于上述文本中或附图中示出的处理步骤、控制步骤、具体名称、包含各种数据或參数的信息(图1至图16)，除特别记述情况之外可任意变更。并且，图示的各装置的各构成要素为功能概念性要素，未必在物理上如图示那样构成。即，各装置的分散 集成的具体方式并不限定于图示，可根据各种负荷或使用状况等以任意単位在功能上或物理上分散·集成而构成其全部或一部分。另外，第1实施方式中说明的放射线治疗装置执行的控制方法可以通过个人电脑或工作站等的计算机执行预先准备的控制程序来实现。并且，控制程序也可以存储在硬盘、 软盘(FD)、C-R0M、M0、DVD等计算机可读的存储介质，并由计算机从存储介质读出来执行。如上所述，根据第1实施方式或第2实施方式，在确保了治疗用放射线的照射角度的自由度的基础上，能够高精度地确认治疗用放射线照射的部位。针对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的， 并不意图限定发明的范围。这些实施方式可以通过其他各种方式来实施，在不脱离发明的要旨的范围内，可以进行各种省略、置換、变更。这些实施方式、其变形与包含在发明的范围、要旨同样地，包含在权利要求书中所记载的发明和其等同的范围。


实施方式的放射线治疗装置包括放射线照射装置(600)、内置在PET扫描仪(200)的检测器、控制部(540)、PET图像重建部(525)。放射线照射装置(600)照射治疗用放射线。检测器对来自γ射线的光进行计数，并在以被检体的体轴为轴的旋转面设置有使由放射线照射装置(600)照射的治疗用放射线通过的间隙部分。控制部(540)控制放射线照射装置(600)和检测器以使得在能够向间隙部分照射治疗用放射线的状态下同步旋转。PET图像重建部(525)根据在被执行基于控制部(540)的旋转控制的状态下大致同时计数了伴随重粒子线的能量放出而放出的成对消失γ射线的检测器的计数时的位置信息，重建PET图像。