JP7791002B2 - 位置決め装置、放射線治療装置及び位置決め方法 - Google Patents

Description

本開示は、位置決め装置、放射線治療装置及び位置決め方法に関する。

がんの治療法の１つとして、放射線を患者に照射する放射線治療が知られている。放射線治療で用いられる放射線は、Ｘ線又はガンマ線のような非荷電粒子線と、陽子線又は炭素線のような荷電粒子線とに大別される。後者の荷電粒子線を使用した放射線治療は、一般に粒子線治療と呼ばれている。

非荷電粒子線の場合、線量は体内で浅い位置から深い位置にかけて一定の割合で減少する。一方、荷電粒子線の場合、特定の深さにエネルギー損失のピークを有する線量分布（ブラックカーブ）を形成することができる。このため、荷電粒子線のエネルギー損失のピークを腫瘍の位置に合わせることにより、腫瘍よりも深い位置にある正常な組織へ照射される荷電粒子線の線量を大幅に低下させることが可能となる。

このため、放射線治療では、所望の線量の放射線を正確に標的となる腫瘍に照射することが治療効果の向上にとって重要である。放射線の腫瘍への正確な照射を実現するためには、予め作成した治療計画によって決められた計画位置と同じ位置に患者の位置を合わせる必要がある。この患者の位置を合わせることを患者の位置決めと呼ぶ。

放射線治療における患者の位置決めの方法として、寝台の上に寝ている患者を、２組のＸ線管と平面検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）により互いに異なる２方向から撮影した透視Ｘ線画像（Digital Radiography：ＤＲ）を用いる方法がある。この方法では、放射線治療時に患者を撮影した透視Ｘ線画像と、治療計画を作成する際に用いたＣＴ（Computed Tomography）画像から作成した疑似透視Ｘ線画像とを比較して、骨のような位置決め対象構造物の位置が透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とで一致するように患者の位置決めが行われる。

また、一般的に、透視Ｘ線画像には患者の固定具及び軟組織のような位置決め対象構造物以外の構造物が写り込んだり、位置決め対象構造物である骨の配置が治療計画時から変化したりすることがある。このような状況では、透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とに写された構造が画像全体にわたって一致しない。この場合、透視Ｘ線画像上で位置決め対象構造物が存在する領域として設定された関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ）を用いた患者の位置決めが行われる。なお、関心領域の設定は、通常、医療従事者であるユーザが画像上に関心領域を描画することで行われる。

患者の位置決めを行う自動位置合わせは、患者が寝ている寝台の並進量及び回転量をパラメータとし、そのパラメータの最適値を最適化計算により算出することで行われる。通常、並進量は、互いに直交する３軸（ｘ、ｙ、ｚ）に沿った３成分を有し、回転量は、その３軸を回転軸とした３成分(Ｐｉｔｃｈ、Ｒｏｌｌ、Ｙａｗ)を有するため、最適化計算では、６成分のそれぞれに対する最適化プロセスが繰り返し行われることで、パラメータの最適値が算出される。また、並進量を規定する３軸は、患者を計画位置に配置するための寝台の移動軸と一致し、ｘ軸は仰向けに寝台に横たわった患者から見て右から左に向かう方向（Right-Left direction:ＲＬ方向）、ｙ軸は足から頭に向かう方向（Superior-Inferior direction：ＳＩ方向）、ｚ軸は背中から腹部に向かう方向（Anterior-Posterior：ＡＰ方向）を向いている。

しかしながら、位置決め開始時の患者の位置が計画位置から大きく離れている場合、最適化計算において、その判断指標となる画像間の類似度の変化が小さくなり、最適な位置に向かって類似度が高くなるような特徴を利用することができず、パラメータの最適値に到達できなかったり、最適化計算における繰り返し計算回数の増加により計算時間が増加したりすることがある。

これに対して、特許文献１及び２には、最適値により少ない繰り返し計算回数で到達するための技術が開示されている。これらの技術では、最適化計算において、各成分に対する最適化プロセスが終了した後で透視Ｘ線画像を撮影する撮影軸に沿った方向に対する１次元方向の最適化プロセスを追加することで、最適化計算における最適化プロセスを繰り返す計算回数の軽減化が図られている。

また、特許文献３には、撮影軸に沿った方向に対する並進量の最適化を、その透視撮影軸に直交する１方向によってのみ評価することで、透視Ｘ線画像の枚数を削減して、患者の位置決めに係る時間の短縮化を図る技術が開示されている。

特許第６６６８９０２号 国際公開第２０１８／２２５２３４号 特開２０１３―９９４３１号公報

しかしながら、特許文献１～３に記載の技術では、画像の類似度を用いた最適化を行っていることには変わりがないため、位置決め開始時の患者の位置が計画位置から大きく離れ、画像間の類似度の変化が小さくなる場合などでは、最適化計算における繰り返し計算回数の増加により計算時間が増加することを抑制できないことがある。

本開示の目的は、計算時間をより低減することが可能な位置決め装置、放射線治療装置及び位置決め方法を提供することにある。

本開示の一態様に従う位置決め装置は、被検者が搭載される寝台の位置を制御する位置決め装置であって、複数の撮影軸のそれぞれについて光源からの光を前記被検者を介して検出面で検出することで前記被検者を撮影した複数の透視画像を取得する画像取得部と、
前記複数の撮影軸のそれぞれについて、前記被検者の３次元透視画像を当該撮影軸に対する検出面に投影した疑似透視画像を作成する作成部と、前記複数の撮影軸のそれぞれについて、当該撮影軸に応じた前記透視画像と前記疑似透視画像とのズレ量に基づいて当該撮影軸を補正した補正軸を求め、前記複数の撮影軸の交点から各補正軸の共通垂線における中点までの移動量を、前記寝台を移動させる寝台移動量として算出する計算処理部と、を有する。

本発明によれば、計算時間をより低減することが可能になる。

本開示の一実施形態に係る粒子線治療システムの全体構成を示す図である。 患者位置決め処理の一例を説明するためのフローチャートである。 ２次元移動量から補正軸を求める処理を説明するための図である。 補正軸から3次元移動量を求める処理を説明するための図である。 図４に示す共通垂線の拡大図である。

以下、本開示の実施形態について図面を参照して説明する。

なお、以下の記載及び図面は、本発明を説明するための例示であって、説明の明確化のため、適宜、省略及び簡略化がなされている。本発明は、他の種々の形態でも実施することが可能である。特に限定しない限り、各構成要素は単数でも複数でもよい。また、実施形態を説明する図において、同一の機能を有する箇所には同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略することがある。また、図面において示す各構成要素の位置、大きさ、形状、範囲などは、発明の理解を容易にするため、実際の位置、大きさ、形状、範囲などを表していない場合がある。このため、本発明は、図面に開示された位置、大きさ、形状、範囲などに限定されない。また、同一あるいは同様の構成要素が複数ある場合には、同一の符号に異なる添字を付して説明する場合がある。ただし、これらの複数の構成要素を区別する必要がない場合には、添字を省略して説明する場合がある。

図１は、本開示の一実施形態に係る粒子線治療システムの全体構成を示す図である。図１に示す粒子線治療システムＡは、被検者である患者Ｂを標的として粒子線を照射するための装置群を有する放射線治療装置である。粒子線治療システムＡは、加速器１と、ビーム輸送装置２と、ガントリ３と、照射ノズル４と、ＦＰＤ５Ａ及び５Ｂと、Ｘ線管６Ａ及び６Ｂと、寝台７と、ロボットアーム８と、通信装置９と、データサーバ１０と、治療計画装置１１と、透視Ｘ線画像撮影装置１２と、寝台制御装置１３と、患者位置決め装置２０とを備える。

加速器１は、患者Ｂに照射する粒子線を生成する粒子線生成器であり、粒子線を、患者Ｂの治療に適したエネルギーになるまで加速して出力する。ビーム輸送装置２は、加速器１から出力された粒子線をガントリ３まで輸送する。粒子線の種類は、特に限定されず、例えば、陽子線又は炭素線などである。

ガントリ３及び照射ノズル４は、加速器１から輸送された粒子線を患者Ｂに照射する照射装置である。ガントリ３は、加速器１から輸送された粒子線を患者Ｂに照射する照射角度を調整する。具体的には、ガントリ３は、患者Ｂを囲って３６０°の回転することが可能な回転機構を有し、回転することにより照射角度を調整する。照射ノズル４は、ガントリ３に備わっており、ガントリ３まで輸送された粒子線を患者Ｂに照射する。照射ノズル４には、粒子線の形状を患者の患部の形状に合うように調整する機構が組み込まれていてもよい。

ＦＰＤ５Ａ及び５ＢとＸ線管６Ａ及び６Ｂとは、患者Ｂの透視撮影を行う撮影体系を構成する。ＦＰＤ５Ａ及び５Ｂは、撮影用の光であるＸ線を検出面で検出することで患者Ｂを撮影する平面検出器である。Ｘ線管６Ａ及び６Ｂは、Ｘ線を出力する光源である。ＦＰＤ５Ａ及びＸ線管６Ａは、Ｘ線管６Ａから出力されたＸ線が患者Ｂを介してＦＰＤ５Ａにて検出されるように対向して配置され、ＦＰＤ５Ｂ及びＸ線管６Ｂは、Ｘ線管６Ｂから出力されたＸ線が患者Ｂを介してＦＰＤ５Ｂにて検出されるように対向して配置される。ＦＰＤ５Ａの中心とＸ線管６Ａとを結ぶ軸と、ＦＰＤ５Ｂの中心とＸ線管６Ｂとを結ぶ軸とが患者Ｂを撮影する２つの撮影軸となる。２つの撮影軸は、互いに直交することが好ましいが、互いに直交していなくてもよい。また、粒子線治療システムＡは、ＦＰＤ及びＸ線管をそれぞれ３つ以上備えてもよい。この場合、撮影軸も３つ以上となる。

寝台７は、患者Ｂに粒子線を照射する際に患者Ｂを載せる台である。ロボットアーム８は、寝台７を移動させる装置である。具体的には、ロボットアーム８は、寝台７に対して、複数の移動軸のそれぞれに沿った複数の並進方向への並進移動と、複数の回転軸を中心とした複数の回転方向への回転移動とを行う。本実施形態では、移動軸と回転軸同一であり、移動軸（回転軸）は３つある。また、各移動軸は、寝台７に仰向けに横たわった患者Ｂから見て右から左に向かう方向（ＲＬ方向）、患者Ｂの足から頭に向かう方向（ＳＩ方向）、背中から腹部に向かう方向（ＡＰ方向）を向いている。

通信装置９は、データサーバ１０、治療計画装置１１及び患者位置決め装置２０を互いに通信可能に接続する。

データサーバ１０は、患者Ｂの粒子線治療に関する種々の情報を格納する格納装置である。データサーバ１０は、例えば、患者Ｂの３次元透視画像と、患者Ｂの治療計画を示す治療計画情報とを格納する。３次元透視画像は、患者の形状及び電子密度をボクセル単位で示す情報を含む。３次元透視画像は、例えば、コンピュータ断層（Computed Tomography：ＣＴ）撮影画像であり、事前（患者Ｂの治療計画情報を作成する前）に生成される。治療計画情報は、３次元透視画像に基づいて生成される。また、治療計画情報は、治療時の患者Ｂの配置である計画配置を示す計画配置情報を含む。患者Ｂの配置は、患者Ｂの位置及び角度（姿勢）を示し、寝台７の位置及び角度によって定まる。

治療計画装置１１は、データサーバ１０に格納された３次元透視画像に基づいて、患者Ｂの治療計画を作成し、その治療計画を示す治療計画情報をデータサーバ１０に格納する。

透視Ｘ線画像撮影装置１２は、ＦＰＤ５Ａ及びＸ線管６Ａと、ＦＰＤ５Ｂ及びＸ線管６Ｂとをそれぞれ制御して、患者Ｂを互いに異なる角度から撮影した複数の透視Ｘ線画像を透視画像として取得し、その取得した透視Ｘ線画像を患者位置決め装置２０に送信する。透視Ｘ線画像は、本実施形態では、２つある。

寝台制御装置１３は、ロボットアーム８を制御して寝台７の配置を調整することで、患者Ｂの配置を調整する。

患者位置決め装置２０は、データサーバ１０に格納された３次元透視画像及び治療計画情報と、透視Ｘ線画像撮影装置１２にて取得された透視Ｘ線画像とに基づいて、患者Ｂの位置決め処理を実行する。

患者Ｂの位置決め処理は、患者Ｂの粒子線治療の開始前に、寝台７に載せられた患者Ｂを治療計画情報にて示される計画配置と同じ配置にする処理である。患者位置決め装置２０は、寝台制御装置１３を介してロボットアーム８を制御して寝台７の位置及び角度を調整することで、患者Ｂを計画配置と同じ配置にする。

位置決め処理が終了すると、実際に患者Ｂの粒子線治療が行われる。具体的には、加速器１にて治療に適したエネルギーまで加速された粒子線がビーム輸送装置２を介してガントリ３に輸送される。粒子線は、ガントリ３にて適切な方向に偏向され、照射ノズル４を通過して患者Ｂの患部に照射される。

以下、患者位置決め装置２０についてより詳細に説明する。

患者位置決め装置２０は、図１に示すように、画像取得部２１と、疑似透視Ｘ線画像作成部２２と、ＲＯＩ描画部２３と、画像照合部２４と、画像表示部２５と、制御部２６とを有する。

画像取得部２１は、データサーバ１０から通信装置９を介して３次元透視画像を取得し、透視Ｘ線画像撮影装置１２から透視Ｘ線画像を取得する。

疑似透視Ｘ線画像作成部２２は、画像取得部２１にて取得された３次元透視画像を、透視Ｘ線画像を撮影する各撮影軸に応じた複数の面のそれぞれに投影した複数の疑似透視画像である複数の疑似透視Ｘ線画像を作成する作成部である。疑似透視Ｘ線画像作成部２２は、透視Ｘ線画像を生成した撮影体系と同じ仮想的な空間上で患者Ｂの３次元画像を配置して投影処理することで疑似透視Ｘ線画像を作成する。撮影軸に応じた面は、例えば、撮影軸に対応するＦＰＤの検出面、つまり撮影軸に略直交する面である。

ＲＯＩ描画部２３は、疑似透視Ｘ線画像における患者の位置決めに使用する関心領域であるＲＯＩを特定する。具体的には、ＲＯＩ描画部２３は、疑似透視Ｘ線画像を表示して、ユーザに疑似透視Ｘ線画像上にＲＯＩを描画させることで、ＲＯＩを特定する。ＲＯＩは、例えば、骨のような位置決め対象構造物を含むように描画される。

画像照合部２４は、透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像に基づいて、寝台７を移動させる寝台移動量を算出する計算処理部である。ＲＯＩ描画部２３にてＲＯＩが指定されている場合、画像照合部２４は、ＲＯＩにおける透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とに基づいて、寝台移動量を算出してもよい。なお、寝台移動量は、本実施形態では、複数の並進方向のそれぞれの移動量を含む。

画像表示部２５は、種々の情報及び画像を表示する表示部である。例えば、画像表示部２５は、透視Ｘ線画像、疑似透視Ｘ線画像、及び、ＲＯＩ領域を示すＲＯＩ画像などを表示する。

制御部２６は、画像照合部２４にて算出された寝台移動量に基づいて、寝台制御装置１３を制御して、寝台７を移動させることで、患者Ｂの配置を調整する。

以上の機能を有する患者位置決め装置２０は、コンピュータ装置のような種々の情報処理が可能な情報処理装置にて実現することができる。情報処理装置は、例えば、演算素子、記憶媒体及び通信インターフェースを有し、さらに、必要に応じてマウス及びキーボードのような入力部と、ディスプレイのような表示部とを有する。

演算素子は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）及びＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）などのプロセッサである。記憶媒体は、例えば、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）などの磁気記憶媒体、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＳＳＤ（Solid State Drive）などの半導体記憶媒体などである。また、記憶媒体として、ＤＶＤ（Digital Versatile Disk）などの光ディスク及び光ディスクドライブの組み合わせが用いられてもよい。さらに、記憶媒体として、磁気テープメディアのような他の高値の記憶媒体が用いられてもよい。

記憶媒体には、ファームウェアなどのプログラムが格納されている。患者位置決め装置２０の動作開始時（例えば電源投入時）に、演算素子がプログラムを記憶媒体から読み出して実行することにより、患者位置決め装置２０の各部２１～２７が実現され、全体の一連の制御が実行される。また、記憶媒体には、プログラム以外にも、患者位置決め装置２０の各処理に必要なデータ等が格納される。

なお、本実施形態の患者位置決め装置２０は、複数の情報処理装置が通信ネットワークを介して通信可能に構成された、いわゆるクラウドコンピューティングにて構成されてもよい。

以下、患者位置決め装置２０による患者位置決め処理について、図２から図５を用いてより詳細に説明する。

図２は、患者位置決め処理の一例を説明するためのフローチャートである。

なお、患者Ｂは寝台７のセットアップポジションに配置されているものとする。セットアップポジションとは、患者Ｂを計画配置と同じ配置にするための位置である。例えば、寝台７上の患者Ｂの体表の位置が治療室内に設置された赤外線レーザを用いて測定され、その位置に基づいて、患者Ｂが寝台７のセットアップポジションに配置される。

患者位置決め処理では、先ず、制御部２６は、データサーバ１０から治療計画情報を取得し、その治療計画情報に含まれる計画配置情報に基づいて、寝台制御装置１３を介してロボットアーム８を制御して、患者Ｂの配置が計画配置情報にて示される計画配置となるように、患者Ｂを載せた寝台７を移動させる（ステップＳ１００）。このとき、寝台７に載せられた患者Ｂの位置決め対象構造物が、ＦＰＤ５Ａ及び５ＢとＸ線管６Ａ及び６Ｂとで形成されるＸ線の照射領域に含まれる。

その後、画像取得部２１は、透視Ｘ線画像撮影装置１２を介して、患者Ｂを互いに異なる複数の方向から撮影した複数の透視Ｘ線画像を取得する（ステップＳ１０１）。本実施形態では、画像取得部２１は、２つの撮影軸に沿った２つの方向から撮影した２つ透視Ｘ線画像を取得する。

疑似透視Ｘ線画像作成部２２は、データサーバ１０から３次元透視画像を取得し、その３次元透視画像から、２つの撮影軸のそれぞれに応じた２つの疑似透視Ｘ線画像を作成する（ステップＳ１０２）。

画像照合部２４は、撮影軸ごとに、その撮影軸に応じた透視Ｘ線画像と疑似透視X線画像との２次元方向のズレ量を、撮影軸に応じたＦＰＤの検出面上における２次元移動量として算出する（ステップＳ１０３）。

画像のズレ量を算出する算出方法には、疑似透視X線画像を、透視X線画像に対して横方向及び縦方向に走査してそれらの画像の類似度が最も高くなる位置を探索する方法が知られているが、この方法では、類似度の逐次算出が必要であり計算量が多くなる。そこで、本実施形態では、高速な画像照合が可能な手法として知られるＰＯＣ（Phase-Only Correlation method：位相限定相関）法を用いた算出方法について説明する。

ＰＯＣ法は、画像に対する２次元離散フーリエ変換から得られる位相成分のみを用いて画像のマッチング（位置合わせ）を行う方法であり、画像の輝度変化などの外乱に強いという特徴を有する。また、ＰＯＣ法は、エッジ又はコーナーのような画像の特徴点に基づいてマッチングを行う方法とは異なり、明確な特徴が存在しない画像に対しても精度良く位置合わせを行うことができる。

本実施形態では、画像照合部２４は、ＰＯＣ法によるマッチングの評価指標として使用されるＰＯＣ関数（位相限定相関関数）を用いて、透視Ｘ線画像と疑似透視X線画像とのズレ量である２次元移動量を算出する。

ここで、ＰＯＣ法による算出方法の対象となる２つの画像を画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）とする。画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）は、両方ともＮ_１×Ｎ_２ピクセルの画像である。ｎ_１及びｎ_２は、ピクセルを示す離散空間インデックスであり、ｎ_１＝－Ｍ_１，…，Ｍ_１、ｎ_２＝－Ｍ_２，…，Ｍ_２である。なお、ｎ_１及びｎ_２は整数であり、Ｍ_１及びＭ_２は正の整数であり、Ｎ_１＝２Ｍ_１＋１、Ｎ１＝２Ｍ_１＋１を満たす。

画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）の２次元離散フーリエ変換（Discrete Fourier Transform: ＤＦＴ）は、次の式（１）及び（２）で表される。
ここで、ｋ_１（＝－Ｍ_１，…，Ｍ_１）及びｋ_２（＝－Ｍ_２，…，Ｍ_２）は、離散周波数インデックス（整数）であり、Ｗ_Ｎ１＝ｅｘｐ（－ｊ・２π／Ｎ１）及びＷ_Ｎ１＝ｅｘｐ（－ｊ・２π／Ｎ_２）は、回転因子である。Ａ_Ｆ（ｋ_１，ｋ_２）及びＡ_Ｇ（ｋ_１，ｋ_２）は、振幅スペクトルであり、θ_Ｆ（ｋ_１，ｋ_２）及びθ_Ｇ（ｋ_１，ｋ_２）は、位相スペクトルである。また、総和Σ_{ｎ１,ｎ２}は、離散空間インデックスの全域に渡る総和Σ_{ｎ１＝－Ｍ１} ^Ｍ１Σ_{ｎ２＝－Ｍ２} ^Ｍ２を示す。

また、画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）のの正規化相互パワースペクトルは、フーリエ変換後の関数Ｆ（ｋ_１，ｋ_２）及びＧ（ｋ_１，ｋ_２）を用いて、次の式（３）で表される。
ここで、
は、Ｇ（ｋ_１，ｋ_２）の複素共役を示す。また、｛θ_Ｆ（ｋ_１，ｋ_２）－θ_Ｇ（ｋ_１，ｋ_２）｝は、画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）の位相差スペクトルである。

ＰＯＣ関数ｒ（ｎ_１，ｎ_２）は、正規化相互パワースペクトルの2次元逆離散フーリエ変換（Inverse Discrete Fourier Transform：ＩＤＦＴ）として、次の式（４）で定義される。
ここで、総和Σ_{ｋ１,ｋ２}は、離散周波数インデックスの全域に渡る総和Σ_{ｋ１＝－Ｍ１} ^Ｍ１Σ_{ｋ２＝－Ｍ２} ^Ｍ２を示す。

ＰＯＣ関数は、対象の画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）が互いに類似している場合、相関ピークと呼ばれる鋭いピークを有する。相関ピークの高さは、画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）の位相差スペクトルの周波数に対する線形性を表しており、位相差スペクトルが周波数に対して線形であれば、相関ピークの高さは1となる。相関ピークの高さは、画像の類似性を表す尺度として有用であり、画像照合などにおいて使用されている。また、相関ピークの座標は、画像の相対的なズレ量を表す。例えば、画像の原点（ｎ１＝０,ｎ２＝０）に対する相関ピークの座標のズレ量を画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）のズレ量として利用することができる。

なお、２次元ＤＦＴでは、対象の画像の端部で循環することを仮定しているため、画像端に本来は存在しないはずの不連続性が現れる。本実施形態では、この不連続性を軽減するために、画像照合部２４は、画像ｆ（ｎ_１，ｎ_２）及びｇ（ｎ_１，ｎ_２）として、透視Ｘ線画像及び疑似透視X線画像に窓関数を乗算した画像を使用して、２次元移動量を算出する。窓関数は、例えば、式（５）で表される２次元ハニング窓(Hanning window)ｗ（ｎ_１，ｎ_２）である。

画像照合部２４は、以上説明したようなＰＯＣ法を用いて、撮影軸ごとに、透視Ｘ線画像及び疑似透視X線画像から算出される位相限定相関関数の相関ピークの位置と原点との２次元方向のズレ量を２次元移動量として算出する。

図２の説明に戻る。画像照合部２４は、各撮影軸の２次元移動量に基づいて、寝台７を移動させる寝台移動量として３次元移動量を算出する３次元移動量算出処理を実行する（ステップＳ１０４）。

３次元移動量算出処理では、画像照合部２４は、先ず、撮影軸ごとに、その撮影軸に応じた透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とのズレ量である２次元移動量に基づいて、撮影軸を補正した補正軸を求める。そして、画像照合部２４は、各撮影軸の交点から各補正軸の共通垂線における中点までの移動量を、寝台移動量である３次元移動量として算出する。

図３～図５は、３次元移動量算出処理をより詳細に説明するための図である。具体的には、図３は、２次元移動量から補正軸を求める処理を説明するための図であり、図４は、補正軸から3次元移動量を求める処理を説明するための図であり、図５は、図４に示す共通垂線の拡大図である。なお、ＦＰＤ５Ａ及び５Ｂの配置角度などによって透視Ｘ線画像の歪みは予め歪み補正により除去されているものとする。歪み補正は、例えば、透視Ｘ線画像を撮影する撮影装置で行われてもよいし、患者位置決め装置２０で行われてもよい。また、歪み補正が行われていなくても、以下の３次元移動量算出処理を行うことは可能である。

図３に示すように、ＦＰＤ５Ａの検出面５Ａ１の中心点をＯ_Ａ、ＦＰＤ５Ｂの検出面５Ｂ１の中心点をＯ_Ｂとしている。撮影軸は、検出面５Ａ１の中心点Ｏ_ＡとＸ線管６Ａとを結ぶ線Ｌ_１、検出面５Ｂ１の中心点Ｏ_ＢとＸ線管６Ｂとを結ぶ線Ｌ_２となる。

画像照合部２４は、撮影軸Ｌ_１及びＬ_２の交点を基準位置ＩＣ（座標系の原点）とし、基準位置ＩＣを撮影軸Ｌ_１に応じた２次元移動量だけＦＰＤ５Ａの検出面５Ａ１上に沿って移動させた位置とＸ線管６Ａを結ぶ線ｌ_１と、撮影軸Ｌ２に応じた２次元移動量だけＦＰＤ５Ｂの検出面５Ｂ１上に沿って移動させた位置とＸ線管６Ｂを結ぶ線ｌ_２と、を補正軸とする。

ここで、図４に示すように、Ｘ線管６Ａの位置をＡ（ｘ_ａ，ｙ_ａ，ｚ_ａ）、ＦＰＤ５Ａの検出面５Ａ１上のマッチングした中心点の位置をＢ（ｘ_ｂ，ｙ_ｂ，ｚ_ｂ）、Ｘ線管６Ｂの位置をＣ（ｘ_ｃ，ｙ_ｃ，ｚ_ｃ）、ＦＰＤ５Ｂの検出面５Ｂ１上のマッチングした中心点の位置をＤ（ｘ_ｄ，ｙ_ｄ，ｚ_ｄ）とする。各位置Ａ～Ｄの座標は、ガントリ３及び寝台７が配置された治療室内に予め設定された座標系（Ｘ，Ｙ，Ｚ）における３次元座標であり、基準位置ＩＣを座標系の原点としている。また、マッチングした中心点は、補正軸ｌ_１及びｌ_２と検出面５Ａ１及び５Ｂ１との交点である。

補正軸である線ｌ_１及びｌ_２は、理想的には互いに交わるが、実際には、画像解像度に依存したマッチングした中心点の位置の微小誤差、ＦＰＤ５Ａ及び５ＢとＸ線管６Ａ及び６Ｂと機械配置の微小なずれなどのために、互いに交わらない場合がある。

線ｌ_１及び線ｌ_２が互いに交わらない場合、画像照合部２４は、線ｌ_１及び線ｌ_２上における、線ｌ_１と線ｌ_２との距離が最も小さくなる点を点Ｐ及び点Ｑとし、その点Ｐと点Ｑとを結ぶ線分ｌ_３の中点の位置を３次元座標で算出する。線ｌ_３は互いにねじれ関係にある線ｌ_１と線ｌ_２の両方に垂直な共通垂線である。以下、線ｌ_３の長さを共通垂線長と呼ぶ。また、点Ｐ及びＱは、共通垂線ｌ_３の足となる。

線ｌ_１の点Ｐと線ｌ_２の点Ｑは、媒介変数ｓ及びｔを用いて以下のようにベクトル表記することができる。
ｐ＝ａ＋ｓｕ
ｑ＝ｃ＋ｔｖ

ここで、ｐは点Ｐの位置ベクトル（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ，ｚ_ｐ）、ｑは点Ｑの位置ベクトル（ｘ_ｑ，ｙ_ｑ，ｚ_ｑ）、ａは点Ａの位置ベクトル（ｘ_ａ，ｙ_ａ，ｚ_ａ）、ｃは点Ｃの位置ベクトル（ｘ_ｃ，ｙ_ｃ，ｚ_ｃ）、ｕは線ｌ_１の方向ベクトル、ｖは線ｌ_２の方向ベクトルである。

線分ＰＱは方向ベクトルｕ及びｖのそれぞれと直交するため、線分ＰＱの方向ベクトルｗと方向ベクトルｕ及びｖとの内積はゼロとなる。つまり、ｗ・ｕ＝０、ｗ・ｖ＝０である。なお、演算子「・」は内積を示す。

この内積の２式を連立一次方程式として解くことで、媒介変数ｓ及びｔの値を求めることができる。これにより、点Ｐ及びＱの座標、並びに、線分ＰＱの長さである共通垂線長ＬがＬ＝｜ｑ－ｐ｜＝（｜ｐ｜＋｜ｑ｜－２ｐ・ｑ）^１／２＝｛（ｘ_ｑ－ｘ_ｐ）^２＋（ｙ_ｑ－ｙ_ｐ）^２＋（ｚ_ｑ－ｚ_ｐ）^２｝^１／２と求まる。

さらに、線分ＰＱの中点Ｍの座標（ｘ_ｍ，ｙ_ｍ，ｚ_ｍ）Ｍ（ｘ_ｍ，ｙ_ｍ，ｚ_ｍ）＝（（ｘ_ｑ＋ｘ_ｐ）／２，（ｙ_ｑ＋ｙ_ｐ）／２，（ｚ_ｑ＋ｚ_ｐ）／２）が求まる。これにより、３次元移動量は、各撮影軸の交点から線分ＰＱの中点Ｍまでの移動量であり、本実施形態では、各撮影軸の交点を原点としているため、線分ＰＱの中点Ｍの座標の値を、寝台移動量である３次元移動量として算出することができる。

画像照合部２４は、上記の方法に従って３次元移動量及び共通垂線長を算出する。なお、補正軸である線ｌ_１及びｌ_２が互いに交わる場合、画像照合部２４は、線ｌ_１及びｌ_２の交点を線分ＰＱの中点Ｍとみなして、３次元移動量を算出する。

図３の説明に戻る。画像照合部２４は、ステップ１０４において上記の方法に従って３次元移動量及び共通垂線長を算出すると、共通垂線長が閾値（例えば、１ｍｍ）未満か否かを判定する（ステップＳ１０５）。なお、共通垂線長は理想的にはゼロである、つまり線ｌ_１及びｌ_２は互いに交わる。共通垂線長が長いほど、疑似透視X線画像及び透視X線画像の２次元移動量と３次元移動量との整合性がとれていないことを表す。また、画像照合部２４は、共通垂線長の代わりにＰＯＣ関数の相関ピークが閾値未満か否かを判定してもよい。

共通垂線長が閾値以上である場合（ステップＳ１０５：Ｎｏ）、画像照合部２４は、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像の少なくとも一方を変更して（ステップＳ１０６）、ステップＳ１０２の処理に戻る。

画像の変更は、例えば、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像の少なくとも一方である変更対象画像に所定の画像処理を実行することで行われる。所定の画像処理は、例えば、変更対象画像のエッジを強調するフィルタ処理、変更対象画像から特定の部分画像を抽出する処理などである。部分画像は、例えば、ＲＯＩを示す画像であり、ＲＯＩ描画部２３にて実行されてもよい。また、ステップＳ１０３～Ｓ１０４の処理が最初に実行される際に、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像から抽出されたＲＯＩを示す画像が使用されてもよい。この場合、画像の変更は、ＲＯＩを示す部分画像を元の透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像に戻すことで実行されてもよい。また、画像の変更は、透視Ｘ線画像撮影装置１２から別の透視Ｘ線画像を取得したり、別の３次元透視画像から別の疑似透視Ｘ線画像を作成したりすることで実現されてもよい。

一方、共通垂線長が閾値未満である場合（ステップＳ１０５：Ｙｅｓ）、制御部２６は、画像照合部２４にて算出した３次元移動量に基づいて、寝台制御装置１３を介して寝台７を移動させ（ステップＳ１０７）、患者位置決め処理を終了する。これにより、患者を現在の配置から治療計画時の配置へと移動させることが可能となり、その後、実際の粒子線の照射が行われる。

以上説明した患者位置決め処理は単なる一例であって、これに限定されるものではない。例えば、画像照合部２４は、上記の処理により寝台移動量を算出した後で、疑似透視Ｘ線画像を寝台移動量に基づいて補正した各補正疑似透視画像と各透視画像との類似度に基づく最適化計算により、寝台７の並進量及び回転量を算出する微調整処理を行ってもよい。この場合、制御部２６は、画像照合部２４にて算出した３次元移動量と、微調整処理にて算出した並進量及び回転量に基づいて、寝台制御装置１３を介して寝台７を移動させる。例えば、制御部２６は、寝台７を３次元移動量だけ移動させ、その後、寝台７を微調整処理にて算出した並進量及び回転量だけ、寝台７を平行移動及び回転させる。なお、並進量は、寝台７の複数の移動軸のそれぞれに対して算出され、回転量は寝台７の複数の回転軸のそれぞれについて算出される。

微調整処理では、画像照合部２４は、例えば、特許文献１～３に記載の処理を行ってもよい。また、画像照合部２４は、上記の類似度に基づいて、複数の撮影軸を含む複数の最適化軸のそれぞれに沿った複数の並進方向と、複数の回転軸を中心とした複数の回転方向とのそれぞれについて、各透視画像と各疑似透視画像とが最も一致するような、寝台７の移動量を算出する処理を行ってもよい。

また、本実施形態では、放射線治療装置として、粒子線治療システムを例示したが、放射線治療装置は、粒子線治療システムに限らず、Ｘ線などの非粒子線を用いた放射線治療システムでもよい。この場合、加速器１は、例えば、Ｘ線を出力する電子線加速器で構成される。

以上説明したように本実施形態によれば、画像取得部２１は、被検者を撮影した複数の透視Ｘ線画像を取得する。疑似透視Ｘ線画像作成部２２は、透視Ｘ線画像の撮影軸のそれぞれについて、被検者の３次元透視画像を当該撮影軸に対する検出面に投影した疑似透視画像を作成する。画像照合部２４は、複数の撮影軸のそれぞれについて、その撮影軸に応じた透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とのズレ量である２次元移動量に基づいて撮影軸を補正した補正軸を求め、各撮影軸の交点から各補正軸の共通垂線における中点までの移動量を、寝台を移動させる寝台移動量として算出する。したがって、最適化計算における繰り返し計算を行わなくても患者の位置決めが可能となるため、計算時間をより低減することが可能となる。

また、本実施形態では、画像照合部２４は、複数の撮影軸のそれぞれについて、２次元移動量だけ撮影軸の交点を移動させた位置とＸ線管とを結ぶ軸を補正軸として求める。この場合、透視Ｘ線画像と疑似透視Ｘ線画像とのズレに応じた適切な補正軸を算出することが可能となるため、精度のより良い位置決めが可能となる。

また、本実施形態では、画像照合部２４は、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像から算出される位相限定相関関数のピークの位置に基づいて、２次元移動量を算出する。この場合、最適化計算のような逐次計算を行わなくても２次元移動量を算出することができるため、計算時間をより低減することが可能となる。

また、本実施形態では、画像照合部２４は、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像上に設定されたＲＯＩから位相限定相関関数を算出する。このため、２次元移動量をより適切に算出することが可能となる。

また、本実施形態では、画像照合部２４は、各補正軸の共通垂線の長さが閾値以上の場合、透視Ｘ線画像及び疑似透視Ｘ線画像の少なくとも一方を変更して、補正軸を再び求める。この場合、疑似透視X線画像及び透視X線画像の２次元移動量と３次元移動量とがより整合した補正軸を求めることが可能となるため、より精度の良い位置決めが可能となる。

また、本実施形態では、画像の変更は、所定の画像処理を行うことで実行される。このため、透視X線画像を撮影し直したり、３次元透視画像から疑似透視X線画像を作成し直したりする必要がないため、計算時間をより低減することが可能となる。

また、本実施形態では、画像照合部２４は、各疑似透視Ｘ線画像を寝台移動量に基づいて補正した各補正疑似透視画像と各透視画像との類似度に基づいて、寝台７の並進方向及び回転方向の移動量をさらに算出する。この場合、精度のより良い位置決めが可能となる。なお、この場合でも、寝台移動量に基づいて各疑似透視画像が補正されているため、微調整開始時の患者の位置が計画位置から大きく離れることを抑制できるため、最適化計算における繰り返し計算回数の増加を抑制することができる。したがって、計算時間をより低減することが可能となる。

上述した本開示の実施形態は、本開示の説明のための例示であり、本開示の範囲をそれらの実施形態にのみ限定する趣旨ではない。当業者は、本開示の範囲を逸脱することなしに、他の様々な態様で本開示を実施することができる。

Ａ…粒子線治療システム、Ｂ…患者、１…加速器、２…ビーム輸送装置、３…ガントリ、４…照射ノズル、５Ａ…ＦＰＤ、５Ｂ…ＦＰＤ、６Ａ…Ｘ線管、６Ｂ…Ｘ線管、７…寝台、８…ロボットアーム、９…通信装置患者、１０…データサーバ、１１…治療計画装置、１２…透視Ｘ線画像撮影装置、１３…寝台制御装置、２０…患者位置決め装置、２１…疑似透視Ｘ線画像作成部、２３…ＲＯＩ描画部、２４…画像照合部、２５…画像表示部、２６…制御部

Claims (8)

1. 被検者が搭載される寝台の位置を制御する位置決め装置であって、
   複数の撮影軸のそれぞれについて光源からの光を前記被検者を介して検出面で検出することで前記被検者を撮影した複数の透視画像を取得する画像取得部と、
   前記複数の撮影軸のそれぞれについて、前記被検者の３次元透視画像を当該撮影軸に対する検出面に投影した疑似透視画像を作成する作成部と、
   前記複数の撮影軸のそれぞれについて、当該撮影軸に応じた前記透視画像と前記疑似透視画像との２次元方向のズレ量に基づいて当該撮影軸を補正した補正軸を求め、前記複数の撮影軸の交点から各補正軸の共通垂線における中点までの移動量を、前記寝台を移動させる寝台移動量として算出する計算処理部と、を有し、
   前記計算処理部は、前記複数の撮影軸のそれぞれについて、当該撮影軸に応じた前記ズレ量だけ前記交点を移動させた位置と前記光源とを結ぶ軸を前記補正軸として求める、位置決め装置。
2. 前記計算処理部は、前記透視画像及び前記疑似透視画像から算出される位相限定相関関数のピークの位置に基づいて、前記ズレ量を算出する、請求項１に記載の位置決め装置。
3. 前記計算処理部は、前記透視画像及び疑似透視画像上に設定された関心領域から前記位相限定相関関数を算出する、請求項２に記載の位置決め装置。
4. 前記計算処理部は、前記共通垂線の長さが閾値以上の場合、前記透視画像及び前記疑似透視画像の少なくとも一方を変更して、前記補正軸を再び求める、請求項１に記載の位置決め装置。
5. 前記計算処理部は、前記透視画像及び前記疑似透視画像の少なくとも一方に対して所定の画像処理を行うことで、前記透視画像及び前記疑似透視画像の少なくとも一方を変更する、請求項４に記載の位置決め装置。
6. 前記計算処理部は、各疑似透視画像を前記寝台移動量に基づいて補正した各補正疑似透視画像と各透視画像との類似度に基づいて、前記寝台の並進方向及び回転方向の移動量をさらに算出する、請求項１に記載の位置決め装置。
7. 請求項１に記載の位置決め装置と、
   前記位置決め装置にて算出された寝台移動量に基づいて前記寝台を移動させる寝台制御装置と、
   前記移動された寝台に搭載された被検者に放射線を照射する照射装置と、を有する放射線治療装置。
8. 被検者が搭載される寝台の位置を制御する位置決め装置による位置決め方法であって、
   複数の撮影軸のそれぞれについて光源からの光を前記被検者を介して検出面で受光することで前記被検者を撮影した複数の透視画像を取得し、
   前記複数の撮影軸のそれぞれについて、前記被検者の３次元透視画像を当該撮影軸に対する検出面に投影した疑似透視画像を作成し、
   前記複数の撮影軸のそれぞれについて、当該撮影軸に応じた前記透視画像と前記疑似透視画像との２次元方向のズレ量に基づいて当該撮影軸を補正した補正軸を求め、前記複数の撮影軸の交点から各補正軸の共通垂線における中点までの移動量を、前記寝台を移動させる寝台移動量として算出し、
   前記算出では、前記複数の撮影軸のそれぞれについて、当該撮影軸に応じた前記ズレ量だけ前記交点を移動させた位置と前記光源とを結ぶ軸を前記補正軸として求める、位置決め方法。