CN103282082A - 放射线治疗装置控制装置和其处理方法及程序 - Google Patents

放射线治疗装置控制装置和其处理方法及程序 Download PDF

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Abstract

该放射线治疗装置控制装置在更新对象的CT图像上确定表示将线源和传感器阵列连结的直线上的生物体的像素，并根据表示直线上的生物体的像素的变化量相对于该确定的像素的亮度值从与更新对象的CT图像关联的关联CT图像的对应的像素的亮度值变化的变化量的总和的比例，对该确定的像素分别算出将差量信息向表示直线上的生物体的像素分别分配的亮度更新量候补值。并且，使用对于多个旋转角度而算出的该确定的像素各自的亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量，并使用确定的像素各自的亮度更新量，来更新更新对象的CT图像的对应的各像素的亮度值。

Description

放射线治疗装置控制装置和其处理方法及程序
技术领域
本发明涉及一种基于向生物体照射的放射线来生成CT图像，并且对生物体内的患部的位置进行跟踪的放射线治疗装置控制装置及其处理方法和程序。本申请基于2011年3月18日在日本提出申请的日本特愿2011-061021号而主张优先权，并将其内容转用于此。
背景技术
在放射线治疗装置控制装置中，基于显示在CT图像(计算机X线断层摄影图像)上的患部(肿瘤)的位置来确定生物体内的放射线照射位置，并照射放射线。
生物体内的肿瘤等患部因呼吸等影响而发生变动。因此，在伴随时间的经过而逐次生成的各CT图像中，需要在不同的位置确定变动的患部，并基于该患部的位置来确定放射线照射位置。
在此，为了提高放射线的照射位置的确定精度，需要精度良好地进行使用了CT图像的生物体内的患部的确定。若CT图像的画质提高，则能够精度良好地确定患部的位置，并对该确定的患部进行跟踪，由此精度良好地确定放射线的照射位置。作为CT图像的生成方法，存在FBP法(Filtered Back Projection法)。
该FBP法是通常的CT图像的生成中使用的算法，是通过快速傅立叶变换对X射线的投影数据进行逆投影，来进行图像的再构成的技术。然而，虽然基于FBP法进行的CT图像的生成具有计算时间短这样的优点，但是，尤其在再构成中使用的投影数据的个数少的情况下，在图像中产生人为因素等，使画质的劣化成为问题。在此，作为消除画质的劣化的问题的CT图像的生成技术，存在逐次近似法(Iterative Reconstruction法)。作为公开了逐次近似法的技术的文献，存在专利文献1及专利文献2。
【在先技术文献】
【专利文献】
【专利文献1】日本国专利第3708434号公报
【专利文献2】日本国特开昭60-17568号公报
【发明的概要】
【发明要解决的课题】
上述的逐次近似法的技术中，生成将CT图像向与放射线投影图像相同的方向投影而得到的假想投影图像，并算出假想投影图像与放射线投影图像的误差，其中，该放射线投影图像通过向与该假想投影图像的投影方向相同的方向照射放射线而生成。并且，该逐次近似法的技术为如下这样的技术：将该误差反映到CT图像上，以使该误差成为最小的方式进行假想投影图像的生成、该假想投影图像与放射线投影图像的误差的算出的重复计算，由此生成该误差小的CT图像。然而，虽然逐次近似法的技术中生成的CT图像的画质比FBP法中生成的CT图像的画质有所改善，但以使放射线投影图像与假想投影图像的误差成为最小的方式对全部的像素误差重复进行将误差反映到CT图像上的处理。因此，在通过逐次近似法进行的CT图像的生成中存在花费计算时间的问题。
发明内容
本发明的目的在于提供一种能够解决上述的课题的放射线治疗装置控制装置和其处理方法及程序。
【用于解决课题的手段】
本发明的第一方式为放射线治疗装置控制装置，其对放射线治疗装置进行控制，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗，且该放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像(CT图像)，其中，所述放射线治疗装置控制装置具备CT图像选择部，该CT图像选择部从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据。
所述放射线治疗装置控制装置可以使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像。其结果是，所述放射线治疗装置控制装置还可以具备：放射线投影图像生成部，其将该放射线投影图像、在该放射线投影图像的生成时使所述线源及所述传感器阵列旋转之际的旋转角度、所述放射线投影图像的生成时的体动相位建立对应而记录；旋转角度检测部，其对所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度进行检测；再构成图像生成部，其生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像；差量信息生成部，其对所述放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，来生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息；亮度更新量算出部，其在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列的检测元件连结的直线上的像素，根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值，并使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量；更新部，其使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据的对应的各像素的亮度值。
所述初始设定CT图像及所述更新部进行更新的范围可以是比基于多个旋转角度的放射线投影图像而生成的CT图像的范围大的范围的CT图像。
另外，根据本发明的第二方式，所述亮度更新量算出部根据与所述更新对象的CT图像数据的体动相位接近的体动相位的初始设定CT图像和与该初始设定CT图像的体动相位接近的另一体动相位的初始设定CT图像之差，来求出所述亮度值的变化的容易度。
另外，根据本发明的第三方式，所述亮度更新量算出部根据与所述更新对象的CT图像数据的体动相位接近的体动相位的初始设定CT图像和基于与任意的体动相位对应的放射线投影图像而生成的更新对象的CT图像数据之差，来求出所述亮度值的变化的容易度。
另外，根据本发明的第三方式，所述放射线治疗装置控制装置开还可以具备患部位置跟踪部，该患部位置跟踪部使用表示所述生物体的体动相位与所述生物体内的患部的位置的相关的相关模型式，来算出与实测的所述生物体的体动相位对应的所述患部的位置，并对患部的位置进行跟踪。
另外，本发明的第四方式为放射线治疗装置控制装置的处理方法，该放射线治疗装置控制装置对放射线治疗装置进行控制，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗，且该放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像(CT图像)。在所述处理方法中，从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中，选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据，使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像。另外，在所述处理方法中，将该旋转角度与另行取得的呼吸相位建立对应，检测所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度，生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像。另外，在所述处理方法中，对所述确定的放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息，在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列的检测元件连结的直线上的像素。根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值。并且，使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量。使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据的对应的各像素的亮度值。
另外，本发明的第五方式为对放射线治疗装置进行控制的程序，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗。该程序使放射线治疗装置控制装置的计算机作为CT图像选择机构、放射线投影图像生成机构、旋转角度检测机构、再构成图像生成机构而发挥功能，该放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像(CT图像)，该CT图像选择机构从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据，该放射线投影图像生成机构使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像，并将该旋转角度与另行取得的呼吸相位建立对应，该旋转角度检测机构检测所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度，该再构成图像生成机构生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像。另外，该程序使所述计算机作为差量信息生成机构、亮度更新量算出机构及更新机构而发挥功能，该差量信息生成机构对所述放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，来生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息，该亮度更新量算出机构在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列连结的直线上的像素，根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值，并使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量，该更新机构使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据的对应的各像素的亮度值。
【发明效果】
根据本发明，由于使用事前作成且记录在数据库中的CT图像数据组(初始设定CT图像数据组)来进行更新数据的处理，因此仅使用新生成的放射线投影图像来进行更新处理，就能够在短时间内得到画质好的CT图像。
另外，仅对算出了亮度更新量候补值的各像素算出亮度更新量，并通过该亮度更新量来进行CT图像的更新处理，而对未算出亮度更新量候补值的像素不进行更新处理。因此，能够缩短到完成更新处理的时间。
附图说明
图1是表示放射线治疗装置的结构的图。
图2是表示放射线治疗装置控制装置的结构的框图。
图3是表示放射线治疗装置控制装置的处理流程的图。
图4是表示差量信息生成处理的概要的图。
图5是表示像素的变化量S1(t)的算出处理的概要的图。
图6是表示亮度更新量的算出处理的概要的图。
图7是表示与能够进行以往更新处理的CT图像的范围的不同的图。
具体实施方式
以下，对本发明的一实施方式的放射线治疗装置控制装置及由该放射线治疗装置控制装置进行控制的放射线治疗装置进行说明。
在本发明的实施方式中，以按呼吸、心跳等周期的体动运动的各体动相位作成CT图像为前提，但为了简化，在以下的说明中，作为体动运动，进行仅以呼吸相位为对象的说明。
在本实施方式中，示出了基于事先按各呼吸相位生成的初始设定CT图像数据组、以及在用于生成CT图像的时刻生成的放射线投影图像，来生成各呼吸相位的再构成CT图像数据组的方法。
首先，对作为控制对象的放射线治疗装置的概要进行说明。图1表示放射线治疗装置。
如图1所示，放射线治疗装置3具备：回转驱动装置11、O型环12、移动龙门架14、摆头机构15及治疗用放射线照射装置16。回转驱动装置11将O型环12以旋转轴17为中心能够旋转地支承在基座上，从而通过放射线治疗装置控制装置1进行控制，使O型环12以旋转轴17为中心进行旋转。旋转轴17与铅垂方向平行。O型环12形成为以旋转轴18为中心的环状，将移动龙门架14支承能够以旋转轴18为中心进行旋转。旋转轴18与铅垂方向垂直，通过旋转轴17所包含的等中心19。旋转轴18还相对于O型环12被固定，即，与O型环12一起以旋转轴17为中心进行旋转。移动龙门架14形成为以旋转轴18为中心的环状，以与O型环12的环成为同心圆的方式配置。放射线治疗装置3还具备未图示的移动驱动装置。所述移动驱动装置由放射线治疗装置控制装置1进行控制，从而使移动龙门架14以旋转轴18为中心进行旋转。
治疗用放射线照射装置16配置在移动龙门架14的内侧。治疗用放射线照射装置16由放射线治疗装置控制装置1进行控制而照射治疗用放射线23。
摆头机构15固定在移动龙门架14的环的内侧，将治疗用放射线照射装置16支承于移动龙门架14。摆头机构15具有摇摆轴21及倾转轴22。摇摆轴21相对于移动龙门架14被固定，与旋转轴18不交叉而与旋转轴18平行。倾转轴22相对于移动龙门架14被固定，与摇摆轴21正交。摆头机构15由放射线治疗装置控制装置1进行控制，从而使治疗用放射线照射装置16以摇摆轴21为中心进行旋转，并使治疗用放射线照射装置16以倾转轴22为中心进行旋转。
这样，通过将治疗用放射线照射装置16支承于移动龙门架14，由此一旦利用摆头机构15将治疗用放射线照射装置16调整成朝向等中心19，则即使通过回转驱动装置11使O型环12旋转，并且通过所述移动驱动装置使移动龙门架14旋转，治疗用放射线23也始终大致通过等中心19。即，通过进行移动·回转，能够从任意方向朝向等中心19进行治疗用放射线23的照射。需要说明的是，治疗用放射线照射装置16等为重物，因此存在随着移动·回转而在O型环自身上产生机械的变形的情况。另外，还存在患部未必与等中心一致的情况。这种情况下，也可以继续回转·移动的设定，再次通过摆头机构15将治疗用放射线照射装置16调整成朝向等中心19或患部。
放射线治疗装置3还具备多个图像系统。即，放射线治疗装置3具备诊断用X射线源24、25和传感器阵列32、33。
诊断用X射线源24由移动龙门架14支承。诊断用X射线源24配置在移动龙门架14的环的内侧，且配置在从等中心19连结诊断用X射线源24的线段与从等中心19连结治疗用放射线照射装置16的线段所成的角为锐角这样的位置。诊断用X射线源24由放射线治疗装置控制装置1进行控制，从而朝向等中心19照射诊断用X射线35。诊断用X射线35从诊断用X射线源24所具有的一点放射，为以这一点为顶点的圆锥状的锥束。诊断用X射线源25由移动龙门架14支承。诊断用X射线源25配置在移动龙门架14的环的内侧，且配置在从等中心19连结诊断用X射线源25的线段与从等中心19连结治疗用放射线照射装置16的线段所成的角为锐角这样的位置。诊断用X射线源25由放射线治疗装置控制装置1进行控制，从而朝向等中心19照射诊断用X射线36。诊断用X射线36从诊断用X射线源25所具有的一点放射，为以这一点为顶点的圆锥状的锥束。
传感器阵列32由移动龙门架14支承。传感器阵列32接受由诊断用X射线源24放射并透过了等中心19的周边的被拍摄体后的诊断用X射线35，来生成该被拍摄体的放射线投影图像。传感器阵列33由移动龙门架14支承。传感器阵列33接受由诊断用X射线源25放射并透过了等中心19的周边的被拍摄体后的诊断用X射线36，来生成该被拍摄体的放射线投影图像。作为传感器阵列32、33，例示出FPD(Flat Panel Detector)，X射线II(Image Intensifier)。
根据这样的图像系统，基于通过传感器阵列32、33得到的图像信号，能够生成以等中心19为中心的放射线投影图像。
放射线治疗装置3还具备传感器阵列31。传感器阵列31以将传感器阵列31和治疗用放射线照射装置16连结的线段通过等中心19的方式配置，并固定在移动龙门架14的环的内侧。传感器阵列31接受由治疗用放射线照射装置16放射并透过了等中心19的周边的被拍摄体后的治疗用放射线23，来生成该被拍摄体的放射线投影图像。作为传感器阵列31，例示出FPD(Flat Panel Detector)、X射线II(Image Intensifier)。
当使移动龙门架14沿着O型环12移动时，诊断用X射线源24与传感器阵列32、诊断用X射线源25与传感器阵列33以及治疗用放射线照射装置16与传感器阵列31能够分别保持相互的位置关系，并同时绕通过等中心19的旋转轴18进行旋转。以下，将以规定的位置为基准的移动龙门架14，诊断用X射线源24、25、治疗用放射线照射装置16、传感器阵列31～33的绕旋转轴18的旋转角度简称为旋转角度。
放射线治疗装置3还具备躺椅41和躺椅驱动装置42。躺椅41在被治疗的患者43横躺的情况下被利用。躺椅41具备未图示的固定用具。该固定用具将该患者固定在躺椅41上，以免该患者运动。躺椅驱动装置42将躺椅41支承在基座上，由放射线治疗装置控制装置1进行控制，从而使躺椅41移动。
另外，放射线治疗装置3具备未图示的红外线相机，通过红外线相机来检测安装在生物体上的红外线标记的运动。红外线标记以与生物体中的呼吸的周期及相位对应的周期及相位进行周期地运动。放射线治疗装置3在放射线治疗装置控制装置1的控制下向生物体照射放射线时，从检测出的红外线标记的运动中抽出该红外线标记的周期地运动中的相位，并将抽出的相位的数据作为呼吸相位所涉及的信息而向放射线治疗装置控制装置1通知。并且，放射线治疗装置控制装置1基于初始设定CT图像数据组、不同的呼吸相位、多个旋转角度下的放射线投影图像，来生成CT图像数据。
图2是表示该实施方式的放射线治疗装置控制装置的结构的框图。
在图2中，符号1表示对放射线治疗装置3进行控制的放射线治疗装置控制装置，该放射线治疗装置从线源沿着照射轴向生物体照射放射线来对生物体的患部进行治疗，该生物体配置在线源与传感器阵列之间，该传感器阵列配置在与该线源对置的位置。在此，线源是指诊断用X射线源或治疗用放射线照射装置。如图2所示，放射线治疗装置控制装置1具备CT图像选择部102、放射线投影图像生成部103、旋转角度检测部105、再构成图像生成部106、差量信息生成部107、亮度更新量算出部108、CT图像更新部109以及患部位置跟踪部110的各处理部、对各处理部进行控制的控制部101、对各处理部中的处理所利用的信息进行存储的数据库111。
在数据库111中预先存储通过向进行放射线治疗的人等生物体照射放射线而生成的初始设定CT图像数据组。该初始设定CT图像数据组是按生物体的呼吸相位预先生成的生物体的连续的断面的初始设定CT图像数据的集合。需要说明的是，该初始设定CT图像数据组可以由其他它的装置预先生成，也可以由放射线治疗装置控制装置1预先生成。
CT图像选择部102是从初始设定CT图像数据组中选择设定的呼吸相位的初始设定CT图像数据的处理部。
放射线投影图像生成部103是生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像，并将该生成的放射线投影图像所表示的旋转角度与另行取得的呼吸相位建立对应的处理部。
旋转角度检测部105是检测确定的放射线投影图像的生成时的旋转角度的处理部。
再构成图像生成部106是在各旋转角度下，基于初始设定CT图像数据或者将初始设定CT图像数据内的像素的亮度值更新后的再构成CT图像数据，来生成推定为从相对于线源对置的传感器阵列侧(参照图1)得到的再构成图像的处理部。
以下，放射线投影图像为通过诊断用X射线源24朝向传感器阵列32照射的放射线而生成的放射线投影图像。需要说明的是，本发明的实施方式在使用其他的对置的线源和传感器阵列的情况下，或者使用多个对置的线源和传感器阵列的组的情况下也同样成立。
差量信息生成部107对确定的放射线投影图像的各像素和生成的再构成图像的各像素进行比较，来生成表示关于上述各像素的亮度差的差量信息的处理部。
亮度更新量算出部108是在再构成CT图像数据中确定将诊断用X射线源24和传感器阵列32的检测元件连结的直线上的像素，并算出该确定的像素各自的亮度更新量的处理部。
另外，CT图像更新部109是使用确定的像素各自的亮度更新量，来更新再构成CT图像数据的对应的各像素的亮度值的处理部。
在此，放射线治疗装置控制装置1使用像素各自的亮度更新量，对再构成CT图像数据的对应的各像素的亮度值的更新后的再构成CT图像数据和再构成CT图像数据的对应的各像素的亮度值的更新前的再构成CT图像数据进行比较。并且，放射线治疗装置控制装置1在上述的CT图像之间的亮度差为规定的阈值以上的情况下，使用该更新后的再构成CT图像数据，重复进行再构成图像生成部106、差量信息生成部107、亮度更新量算出部108、CT图像更新部109的处理。所述阈值考虑亮度值的统计的变动范围等来设定。
另外，患部位置跟踪部110是使用表示生物体的呼吸相位与在再构成CT图像数据中算出的患部的移动位置的相关的相关模型式，来算出与实测的生物体的呼吸相位对应的患部的移动位置，并对患部的位置进行跟踪的处理部。作为相关模型式，存在多项式模型式或非参数模型式等。
接着，按照顺序，对控制放射线治疗装置3的放射线治疗装置控制装置1的处理流程进行说明。
在本处理流程之前，基于在体动运动中几乎不移动的脊椎等的位置，预先将初始设定CT图像数据和再构成CT图像数据的坐标对位。
图3是表示放射线治疗装置控制装置的处理流程的图。
控制部101对放射线治疗装置3指示包括患部位置在内的放射线投影图像的摄影。于是，诊断用X射线源24向生物体照射放射线，放射线治疗装置控制装置1接收由传感器阵列32检测出的信号或由未图示的红外线传感器取得的红外线标记的位置数据。如上所述，红外线标记的周期地运动的周期及相位与呼吸的周期及相位对应。
然后，放射线投影图像生成部103生成包括与旋转角度An(n＝1…n)中的第一个旋转角度对应的生物体的患部位置在内的放射线投影图像。对于该生成的放射线投影图像，放射线投影图像生成部103将旋转角度和呼吸相位所涉及的信息建立对应而记录在数据库111中，该呼吸相位所涉及的信息从照射放射线时由红外线传感器取得的相位的数据中抽出(步骤S101)。
在本处理中，在多个呼吸相位处作成再构成CT图像数据，但以下，对一个呼吸相位(以下，称为呼吸相位p1。)中的处理进行说明。
控制部101向CT图像选择部102指示处理的开始。CT图像选择部102通过存储器读取设定的呼吸相位p1。并且，CT图像选择部102从记录在数据库111中的初始设定CT图像数据组中，选择与最接近设定的呼吸相位p1的呼吸相位p1’建立对应而记录的CT图像数据sD1’，并将其作为初始的再构成CT图像数据kD1(步骤S103)。之后，读出记录在数据库111中的(放射线投影图像、旋转角度、呼吸相位)的组合数据中的与呼吸相位p1建立对应而记录的放射线投影图像和旋转角度(旋转角度A1)(步骤S104)。
图4是表示差量信息生成处理的概要的图。
图4中所示的初始设定CT图像数据表示与初始设定CT图像数据组中包含的CT图像数据中的一个呼吸相位p1建立对应而记录的CT图像数据D1(在更新了初始设定CT图像数据sD1的情况下，为再构成CT图像数据kD1)。另外，放射线投影图像E是在呼吸相位p1时，在旋转角度A1下拍摄生物体时生成的放射线投影图像。以下，将放射线投影图像E记载为放射线投影图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)。
接着，再构成图像生成部106使用再构成CT图像数据(在初次的更新处理时，由CT图像选择部102选择的初始设定CT图像数据)来生成再构成图像(步骤S105)。此时，再构成图像生成部106在旋转角度为A1的情况下，生成假定为从诊断用X射线源24向CT图像所表示的生物体投影放射线时的再构成图像。
在图4中示出该再构成图像的生成概要。再构成图像例如表示DRR(Digital Reconstructed Radiography)图像。以下，将再构成图像称为DRR图像F。
另外，将通过步骤S105生成的DRR图像F记载为DRR图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)。DRR图像F的生成方法为公知的技术。并且，当生成DRR图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)时，差量信息生成部107对呼吸相位p1、旋转角度A1的放射线投影图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)和生成的DRR图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)的各像素进行比较，来生成表示关于上述各像素的亮度差的差量信息(呼吸相位p1、旋转角度A1时的差量信息)(步骤S106)。
更具体而言，当放射线投影图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)的亮度值为Ik(x、y)，DRR图像的亮度值为Id(x、y)时(x、y表示由各自的图像的像素距原点的x坐标、y坐标所表示的位置)，差量信息Is(x、y)能够通过Is(x、y)＝Id(x、y)-Ik(x、y)表示。即，差量信息是表示放射线投影图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)与DRR图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)的各像素的亮度值的差量的信息。在此，在Is(x、y)≠0的情况下，表示在将与该坐标(x、y)所示的像素对应的传感器阵列32的放射线检测元件和诊断用X射线源24连结的直线L上，在作成生成放射线投影图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)的基础的实际的生物体内的信息和作为生成DRR图像(呼吸相位p1、旋转角度A1)的基础的再构成CT图像数据上不同。并且，差量信息生成部107在生成差量信息时将该差量信息(呼吸相位p1、旋转角度A1)登录在数据库111中。
当生成差量信息(呼吸相位p1、旋转角度A1)时，控制部101向亮度更新量算出部108指示处理的开始。此时，亮度更新量算出部108读入更新对象的再构成CT图像数据kD1(在CT图像中的DRR图像的作成中利用的数据)。并且，亮度更新量算出部108读入差量信息(呼吸相位p1、旋转角度A1)，并确定该差量信息(呼吸相位p1、旋转角度A1)中Is(x、y)≠0的像素z。接着，亮度更新量算出部108在更新对象的再构成CT图像数据kD1(在CT图像中的DRR图像的作成中利用的数据)中，确定表示推定为位于直线L上的部分的各像素g，该直线L将与该像素z对应的传感器阵列32上的放射线检测元件和诊断用X射线源24连结(步骤S107)。另外，亮度更新量算出部108从数据库11读取呼吸相位p1’(上述的初始设定CT图像数据组中，最接近呼吸相位p1的呼吸相位)的初始设定CT图像数据sD1’。并且，亮度更新量算出部108从数据库111读取相位p2’的初始设定CT图像数据sD2’，该相位p2’在比该确定的更新对象的再构成CT图像数据D1所表示的呼吸相位p1’小的值的范围内最靠近呼吸相位p1’。然后，亮度更新量算出部108从数据库111读取相位p3’的初始设定CT图像数据sD3’，该相位p3’在比更新对象的CT图像数据D1所表示的呼吸相位p1’大的值的范围内最靠近呼吸相位p1’。如上所述，相位p2’、p3’为比相位p1’大或小的各自的范围内最靠近的相位，因此CT图像的sD2’、sD1’、sD3’是在初始设定CT图像数据组中与连续的三个呼吸相位对应的初始设定CT图像。
图5是表示像素的变化量S1(t)的算出处理的概要的图。
如图5(A)及(B)所示，亮度更新量算出部108算出确定的初始设定CT图像数据sD1’(呼吸相位p1’)的各像素g中的一个像素g1和初始设定CT图像数据sD2’(呼吸相位p2’)中的与像素g1对应的像素g1a的亮度差的绝对值d1。
另外，如图5(A)及(C)所示，亮度更新量算出部108算出初始设定CT图像数据sD1’(呼吸相位p1’)中的一个的像素g1和初始设定CT图像数据sD3’(呼吸相位p3’)中的与像素g1对应的像素g1b的亮度差的绝对值d2。然后，亮度更新量算出部108将上述的绝对值d1和绝对值d2中的大的值确定为该像素g1的变化量S1(t)(步骤S108)。
在此，将直线L定义为L(t)＝(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))，将t定义为0＜t＜1。
另外，使初始设定CT图像数据sD1’(呼吸相位p1’)的像素g1的亮度值为D1’(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))。
同样，使初始设定CT图像数据sD2’(呼吸相位p2’)的像素g1a的亮度值为D2’(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))。
同样，使初始设定CT图像数据sD3’(呼吸相位p3’)的像素g1b的亮度值为D3’(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))。
于是，变化量S1(t)能够通过下述式(1)表示。在此，max是取参数中的最大值的函数，abs是取参数的绝对值的函数。该S1(t)为再构成CT图像数据中的像素的亮度值的变化的容易度，在此，将呼吸相位变化时的亮度的变化量当作亮度的变化的容易度。
【式1】
S1(t)＝max[abs{D2′(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))-D1′(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))}，abs{D3′(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))-D1′(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))}]...(1)
以上为第一变化量S1(t)的算出处理。并且，亮度更新量算出部108在确定为表示推定为位于直线L上的部分的多个像素g中进行同样的算出处理，该直线L将与该像素z对应的传感器阵列32上的放射线检测元件和诊断用X射线源24连结。需要说明的是，为了提高析像度，优选本算出处理对全部的像素来进行。以下，假想在全部的像素中进行同样的算出处理的情况而示出。
在以上的说明中，使用呼吸相位p2’及呼吸相位p3’这两方，但也可以仅使用任一方。
然而，亮度更新量算出部108也可以取代第一变化量S1(t)的算出处理，而通过使用以下的第二变化量S2(t)的算出处理或第三变化量S3(t)的算出处理来算出变化量S(t)。
(第二变化量S2(t)的算出处理)
在该第二变化量S2(t)的算出处理中，亮度更新量算出部108读入差量信息，在该差量信息中确定Is(x、y)≠0的像素。然后，在更新对象的再构成CT图像数据kD1(在CT图像中的DRR图像的作成中利用的数据)中确定与推定为位于直线L上的部分对应的各像素g1，该直线L将与Is(x、y)≠0的像素对应的传感器阵列32上的放射线检测元件和诊断用X射线源24连结。直到这里的处理与第一变化量S1(t)的算出处理相同。另外，亮度更新量算出部108从数据库108读取呼吸相位p1’的初始设定CT图像数据sD1’。并且，亮度更新量算出部108从数据库111读取还包括呼吸相位与p1不同的旋转角度下生成的放射线投影图像在内的多个放射线投影图像。然后，利用上述的多个旋转角度不同的放射线投影图像来生成CT图像数据D4。利用了这多个旋转角度不同的放射线投影图像的CT图像的生成处理为公知的技术。
然后，亮度更新量算出部108将该确定的初始设定CT图像数据sD1’(呼吸相位p1’)的像素g1与CT图像D4中和像素g1对应的像素g1c的亮度差的绝对值确定为该像素g1的变化量S(t)，该CT图像D4利用多个旋转角度不同的放射线投影图像而生成。并且，当初始设定CT图像数据sD1’(呼吸相位p1’)的像素g1的亮度值为D1’(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))，CT图像D4的像素g1c的亮度值为D4(Lx(t)、Ly(t)、Lz(t))时，能够通过下述式(2)算出变化量S2(t)。
【式2】
S2(t)＝abs{D4(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))-D1′(Lx(t)，Ly(t)，Lz(t))}...(2)
(第三变化量S3(t)的算出处理)
在该第三变化量S3(t)的算出处理中，首先，进行上述第一变化量S1(t)的算出处理及第二变化量S2(t)的算出处理。然后，使用第一变化量S1(t)的算出处理和第二变化量S2(t)的算出处理的结果，通过S3(t)＝αS1(t)+βS2(t)的式子来算出像素g1的变化量S3(t)。α及β为系数，例如以α＝0.5，β＝0.5来算出。
图6是表示亮度更新量的算出处理的概要的图。
如图6(a)所示，当第一～第三变化量S(t)的算出处理都结束时，亮度更新量算出部108计算对于全部的像素g而算出的变化量S(t)的总和(∑S(t))。然后，亮度更新量算出部108计算对于与直线L上的某部分对应的一个像素g1而算出的变化量S(t)相对于该变化量S(t)的总和的比例(S(t)÷∑S(t))。然后，亮度更新量算出部108在该S(t)的比例上乘以由对于像素z而算出的差量信息表示的亮度差Is。算出亮度更新量候补值，该亮度更新量候补值为将上述那样由对于该像素z而算出的亮度差表示的差量的信息分配给与推定为CT图像数据D1的直线L上的部分对应的一个像素g1的值。使该亮度更新量候补值为R(x、y、z)。对直线L上的全部的像素g进行该处理(步骤S109)。
当结束亮度更新量候补值的处理时，亮度更新量算出部108判定是否对传感器阵列32上的全部的放射线检测元件(像素)算出了亮度更新量候补值(步骤S110)，在未算出的情况下，重复上述步骤S107～步骤S109的处理。
在步骤S110中为是的情况下，控制部101判定是否进行了关于与作为对象的呼吸相位p1建立对应而记录在数据库111中的全部的旋转角度的处理(步骤S111)。控制部101在未进行关于与作为对象的呼吸相位p1建立对应而记录在数据库111中的全部的旋转角度的处理的情况下，变更旋转角度A1，来设定下一旋转角度A2，并指示使用了该旋转角度A2的放射线投影图像的上述的步骤S103～步骤S110的处理的开始，并重复该处理而直到旋转角度An为止。通过以上的处理，将呼吸相位p1、旋转角度A1～An的多个差量信息和各呼吸相位p1、旋转角度A1～An的组合的再构成CT图像数据kD1内的像素的亮度更新量候补值R(x、y、z)记录在数据库111中。
接着，对于呼吸相位p1，亮度更新量算出部108使用按照各旋转角度A1～An而算出的关于再构成CT图像数据kD1内的各像素的亮度更新量候补值，来计算再构成CT图像数据kD1中的算出了亮度更新量候补值的各像素的亮度更新量(步骤S112)。
更具体而言，如图6(b)所示，对于呼吸相位p1的再构成CT图像数据kD1内的像素，亮度更新量算出部108计算按照各旋转角度A1～An而算出的亮度更新量候补值R(x、y、z)的平均来作为亮度更新量。
或者，亮度更新量算出部108也可以在基于步骤S111的判定，而将按照各旋转角度A1～An的重复的处理在步骤S101中生成的放射线投影图像在不同的时刻生成的情况下，以使用在与再构成CT图像数据kD1所表示的呼吸相位最接近的呼吸相位的时刻生成的放射线投影图像，来进行步骤S102～步骤S109的处理时的亮度更新量候补值R(x、y、z)的权重最重的方式进行加权，来算出亮度更新量。例如，当再构成CT图像数据kD1所表示的呼吸相位为p，利用旋转角度Ai和呼吸相位为pi的放射线投影图像而算出的亮度更新量候补值为Ri时，通过【式3】
D(x，y，z)＝∑{(ωi·Ri)÷Ω}...(3)
来算出再构成CT图像数据kD1中的算出了亮度更新量候补值的像素g(x、y、z)的亮度更新量D。在此，式(3)中的Ω表示Ω＝∑ωi，例如，ωi为【式4】。
ωi＝1÷(abs(p-pi)+1)...(4)
CT图像更新部109将对再构成CT图像数据kD1中的算出了亮度更新量候补值的各像素而算出的亮度更新量D加在作为对象的呼吸相位p1的再构成CT图像数据kD1中的对应的像素的值上，来更新该再构成CT图像数据kD1的各像素的值，将再构成CT图像数据更新为再构成CT图像数据k+1D1(步骤S113)。接着，控制部101对更新处理后的再构成CT图像数据k+1D1和更新前的再构成CT图像数据kD1进行比较。在该比较处理中，对全部的对应的像素算出更新处理后的再构成CT图像数据k+1D1的某个像素与和该某个像素对应的更新前的再构成CT图像数据kD1的像素的亮度差，并判定它们的总和是否小于阈值(步骤S114)。然后，若小于阈值，则通过该更新处理后的再构成CT图像数据D1判定为处理结束。在为阈值以上的情况下，重复自步骤S104起的处理(更新kD1的k，成为k+1D1)。在重复的处理中，利用更新处理后的再构成CT图像数据(k+1D1)。
另外，在步骤S114中，在为小于阈值的情况下，判定是否对作为再构成CT图像数据作成对象的全部的呼吸相位pm(m＝1…m)进行了步骤S102～步骤S114的处理(步骤S115)，在未进进行的情况下，对其他的呼吸相位进行步骤S101～步骤S114的处理。由此，对全部的呼吸相位pm的CT图像的更新处理结束。
在此，根据上述的CT图像的更新处理，由于使用事前作成且记录在数据库111中的CT图像数据组(初始设定CT图像数据组)来进行更新数据的处理，因此若利用即将向患部照射放射线之前已经记录在数据库111中的CT图像数据组，则仅通过使用新生成的放射线投影图像来进行上述的更新处理，就能够在短时间内得到画质好的CT图像。并且，通过该画质好的CT图像来进行患部的跟踪处理，从而能够精度高地向患部位置照射放射线。
另外，根据上述的处理，仅对算出了亮度更新量候补值的各像素计算亮度更新量，并通过该亮度更新量来进行CT图像的更新处理，因此对未算出亮度更新量候补值的像素不需要进行更新处理。因此，能够使到完成更新处理的时间缩短未进行更新处理的像素量。
图7是表示与能够进行以往更新处理的CT图像的范围的不同的图。
使用了以往的FBP法的技术中的CT图像的作成方法中，以能够通过多个放射线投影图像生成的圆形的CT图像的范围71为对象。需要说明的是，图7的虚线表示能够通过各传感器阵列(FPD)拍摄的范围。在本实施方式的画质良好的CT图像的更新处理中，能够使使用者选择预先生成的CT图像来进行该CT图像整体的更新处理，因此，能够进行比以往范围宽的CT图像(矩形的CT图像的范围72)的更新处理(画质好的CT图像的作成)。
并且，放射线治疗装置控制装置1利用上述的更新处理后的CT图像来进行患部的跟踪处理，对该跟踪的患部进行放射线照射控制。在此，在放射线治疗装置控制装置1的患部位置跟踪部110中，由通过红外线相机检测安装在生物体上的红外线标记的运动的放射线治疗装置3输入该红外线标记所表示的生物体的随着时间经过的呼吸相位的信息。另外，患部位置跟踪部110基于使用者的操作，将更新处理后的各呼吸相位的CT图像显示在与放射线治疗装置控制装置1连接的显示部(监视器等)上。并且，使用者在各呼吸相位的更新处理后的CT图像中选择患部位置，并使控制部101接受该信息。例如，接受各呼吸相位的CT图像中的患部位置的坐标的指定来作为患部的信息。患部位置跟踪部110根据各呼吸相位的CT图像中的患部位置的坐标(移动相位)和基于红外线标记的运动的随着时间经过的呼吸相位，来生成呼吸相位与患部的移动相位的相关模型式。并且，患部位置跟踪部110预先将生成的相关模型式登录到数据库111中。
在跟踪处理中，放射线治疗装置控制装置1的患部位置跟踪部110从放射线治疗装置3取得安装在生物体上的红外线标记所表示的随着时间经过的呼吸相位的信息，并使用相关模型式按时间经过算出与随着时间经过的该呼吸相位对应的患部位置。然后，患部位置跟踪部110将随着时间的经过而顺次算出的患部位置向放射线治疗装置3发送，从而该放射线治疗装置3向接收到的患部位置照射放射线。
通过以上的处理，进行使用了画质良好的更新处理后的CT图像的患部位置的跟踪，由此能够向患部位置精度高地照射放射线。
在上述实施例中，采用以放射线治疗装置所具备的线源及传感器阵列为基础来作成放射线投影图像的情况而进行了例示。但是，放射线投影图像例如也可以通过与放射线治疗装置不同而另行具备的诊断装置(CT、MRI)来作成。
需要说明的是，上述的放射线治疗装置控制装置或放射线治疗装置在内部具有计算机系统。并且，上述的各处理的过程以程序的形式存储在计算机能够读取的记录介质中，通过计算机读出该程序来执行，从而进行上述处理。在此，计算机能够读取的记录介质是指磁盘、磁光盘、CD-ROM、DVD-ROM、半导体存储器等。另外，也可以通过通信线路将该计算机程序向计算机发信，并使接受到该发信的计算机来执行该程序。
另外，上述程序也可以是用于实现上述的功能的一部分的程序。
并且，也可以是能够通过与已经记录在计算机系统中的程序的组合来实现上述的功能的所谓差量文件(差量程序)。
【工业实用性】
由于使用记录在数据库中的CT图像数据组(初始设定CT图像数据组)来进行更新数据的处理，因此仅通过使用新生成的放射线投影图像来进行更新处理，就能够在短时间内得到画质好的CT图像。
【符号说明】
1…放射线治疗装置控制装置
3…放射线治疗装置
101…控制部
102…CT图像选择部
103…放射线投影图像生成部
105…旋转角度检测部
106…再构成图像生成部
107…差量信息生成部
108…亮度更新量算出部
109…CT图像更新部
110…患部位置跟踪部
111…数据库

Claims (8)

1.一种放射线治疗装置控制装置，其对放射线治疗装置进行控制，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗，所述放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像即CT图像，其中，
所述放射线治疗装置控制装置具备CT图像选择部，该CT图像选择部从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据。
2.根据权利要求1所述的放射线治疗装置控制装置，其具备：
放射线投影图像生成部，其使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像，并将该放射线投影图像、在该放射线投影图像的生成时使所述线源及所述传感器阵列旋转之际的旋转角度、所述放射线投影图像的生成时的体动相位建立对应而记录；
旋转角度检测部，其对所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度进行检测；
再构成图像生成部，其生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像；
差量信息生成部，其对所述放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，来生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息；
亮度更新量算出部，其在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列的检测元件连结的直线上的像素，根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值，并使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量；
更新部，其使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据所对应的各像素的亮度值。
3.根据权利要求1所述的放射线治疗装置控制装置，其中，
所述初始设定CT图像及所述更新部进行更新的范围是比基于多个旋转角度的放射线投影图像而生成的CT图像的范围大的范围的CT图像。
4.根据权利要求2或3所述的放射线治疗装置控制装置，其中，
所述亮度更新量算出部根据与所述更新对象的CT图像数据的体动相位接近的体动相位的初始设定CT图像和与该初始设定CT图像的体动相位接近的另一体动相位的初始设定CT图像之差，来求出所述亮度值的变化的容易度。
5.根据权利要求2或3所述的放射线治疗装置控制装置，其中，
所述亮度更新量算出部根据与所述更新对象的CT图像数据的体动相位接近的体动相位的初始设定CT图像和基于与任意的体动相位对应的放射线投影图像而生成的更新对象的CT图像数据之差，来求出所述亮度值的变化的容易度。
6.根据权利要求5所述的放射线治疗装置控制装置，其中，
所述放射线治疗装置控制装置具备患部位置跟踪部，该患部位置跟踪部使用表示所述生物体的体动相位与所述生物体内的患部的位置的相关的相关模型式，来算出与实测的所述生物体的体动相位对应的所述患部的位置，并对患部的位置进行跟踪。
7.一种放射线治疗装置控制装置的处理方法，该放射线治疗装置控制装置对放射线治疗装置进行控制，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗，该放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像即CT图像，其中，
从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中，选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据，
使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像，并将该旋转角度与另行取得的呼吸相位建立对应，
检测所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度，
生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像，
对所述确定的放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息，
在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列连结的直线上的像素，根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值，并使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量，
使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据所对应的各像素的亮度值。
8.一种程序，其使放射线治疗装置控制装置的计算机作为CT图像选择机构、放射线投影图像生成机构、旋转角度检测机构、再构成图像生成机构、差量信息生成机构、亮度更新量算出机构及更新机构而发挥功能，
该放射线治疗装置控制装置对放射线治疗装置进行控制，该放射线治疗装置从线源向配置在所述线源与传感器阵列之间的生物体照射放射线来对所述生物体的患部进行治疗，该放射线治疗装置控制装置基于由所述传感器阵列检测出的信息来生成计算机X线断层摄影图像即CT图像，
该CT图像选择机构从按照各体动相位而预先生成的CT图像数据组中选择设定的体动相位的CT图像数据来作为更新对象的CT图像数据，
该放射线投影图像生成机构使所述线源及所述传感器阵列旋转来生成与多个旋转角度分别对应的放射线投影图像，并将该旋转角度与另行取得的呼吸相位建立对应，
该旋转角度检测机构检测所述放射线投影图像的生成时的所述旋转角度，
该再构成图像生成机构生成将所述更新对象的CT图像数据以所述检测出的旋转角度从所述线源侧向所述传感器阵列侧投影时的再构成图像，
该差量信息生成机构对所述放射线投影图像的各像素和所述生成的再构成图像的各像素进行比较，来生成表示关于所述各像素的亮度差的差量信息，
该亮度更新量算出机构在所述更新对象的CT图像数据中确定将所述线源和所述传感器阵列连结的直线上的像素，根据该确定的像素的亮度值中的变化的容易度和所述差量信息，对该确定的像素分别算出亮度更新量候补值，并使用对于作为对象的体动相位所对应的多个所述旋转角度而算出的该确定的像素各自的所述亮度更新量候补值，来算出该确定的像素各自的亮度更新量，
该更新机构使用所述确定的像素各自的亮度更新量，来更新所述更新对象的CT图像数据所对应的各像素的亮度值。
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