CN116157071A - 医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序 - Google Patents

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Abstract

实施方式的医用图像处理装置具有第1图像取得部、第2图像取得部、方向取得部以及移动量计算部。第1图像取得部取得拍摄了患者的体内的三维的第1图像。第2图像取得部取得在与第1图像不同的时刻拍摄到的患者的体内的三维的第2图像。方向取得部取得与向治疗室中的患者照射的放射线的照射方向有关的信息。移动量计算部基于对第1图像设定的放射线的路径和与照射方向有关的信息来输出移动量信号，该移动量信号表示为了使映现于第2图像的患者的位置与映现于第1图像的患者的位置对准而移动的第2图像的移动量。

Description

医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序
技术领域
本发明的实施方式涉及医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序。
背景技术
放射线治疗是通过针对处于患者的体内肿瘤(病灶)照射放射线来破坏该肿瘤的治疗方法。由于若对患者的体内的正常的组织照射了放射线则有时甚至会对正常的组织都会造成影响，所以在放射线治疗中，需要对肿瘤的位置准确地在照射放射线。因此，当进行放射线治疗时，首先在治疗计划的阶段中，例如预先进行计算机断层拍摄(ComputedTomography：CT)，三维地掌握处于患者的体内的肿瘤的位置。然后，基于所掌握的肿瘤的位置来计划照射放射线的方向、所照射的放射线的强度。之后，在治疗的阶段中，使患者的位置与治疗计划的阶段的患者的位置对准，按照在治疗计划的阶段中计划的照射方向、照射强度向肿瘤照射放射线。
在治疗阶段的患者的对位中，在即将开始治疗之前，进行以使患者躺在诊床的状态拍摄到的患者的体内的透视图像、与根据治疗计划时所拍摄的三维的CT图像虚拟地重建了透视图像而得的数字重建X射线照片(Digitally Reconstructed Radiograph：DRR)图像之间的图像对照，求出各个图像之间的患者的位置的偏移。然后，通过基于求出的偏移使诊床移动，来使患者的体内的肿瘤、骨骼等的位置与治疗计划时的位置对准。
通过搜索CT图像中的位置来求出患者的位置的偏移，以便重建与透视图像最相似的DRR图像。以往，提出了很多通过计算机使患者的位置的搜索自动化的方法。但是，以往利用者(医生等)通过将透视图像与DRR图像对照比较来确认自动搜索的结果。
此时，有时难以通过目视观察来确认映现于透视图像的肿瘤的位置。这是因为由于肿瘤与骨骼等相比X射线的透过性高，所以在透视图像中没有清楚地映现肿瘤。鉴于此，在进行治疗时，也会替代透视图像而拍摄CT图像来确认肿瘤的位置。该情况下，通过对治疗计划时拍摄到的CT图像与在治疗阶段中拍摄到的CT图像进行图像对照、即CT图像彼此的图像对照来求出患者的位置的偏移。
在CT图像彼此的图像对照中，一边挪动一方的CT图像的位置一边求出与另一方的CT图像最类似的位置。作为进行CT图像彼此的图像对照的方法的一个例子，例如有专利文献1所公开的方法。在专利文献1公开的方法中，准备在治疗计划时拍摄到的CT图像所包含的肿瘤周边的图像作为模板，通过针对在治疗阶段中拍摄到的CT图像进行模板匹配，来搜索最类似的图像的位置作为肿瘤的位置。而且，基于搜索到的位置来求出患者的位置的偏移，与上述同样地根据偏移来使诊床移动，使患者的位置符合与治疗计划时相同的体位。在专利文献1所公开的方法中，除了对所准备的模板三维地进行扫描之外，还言及了将模板倾斜等改变姿势来进行扫描的搜索方法。
然而，在专利文献1公开的方法中，注重使所关注的肿瘤周边的位置与作为模板而准备的肿瘤周边的CT图像对准。因此，在专利文献1公开的方法中，即便在肿瘤的周边以外，患者的体内组织的位置也不一定准确地一致。即，在通过专利文献1公开的方法来使患者的位置对准的情况下，即便所照射的放射线到达肿瘤，有时也会因处于放射线通过的路径的患者的体内的组织而无法将计划的放射线的能量赋予给肿瘤。
需要说明的是，放射线治疗中使用的放射线在通过物质时会损失能量。因此，在以往的治疗计划中，基于拍摄到的CT图像，通过虚拟计算所照射的放射线的能量损失量来决定放射线的照射方法。如果考虑该点，则当在治疗阶段中使患者的位置对准时，重要的是处于所照射的放射线通过的路径的患者的体内的组织也一致。
作为着眼于该点的进行CT图像彼此的图像对照的方法的一个例子，例如有专利文献2公开的方法。在专利文献2公开的方法中，使用按每个像素计算放射线的到达能量并进行了变换的CT图像来进行CT图像的图像对照。然而，在专利文献2公开的方法中，也在进行图像对照时，以根据变换了的CT图像重建而得到的DRR图像进行图像对照。即，在专利文献2公开的方法中，图像对照所使用的图像也是失去了CT图像所具有的立体的图像的信息的状态。
并且，可考虑对专利文献2公开的方法组合专利文献1公开的方法、使用变换了的CT图像通过模板匹配来进行患者的对位的方法。然而，由于到达能量的计算方法根据照射放射线的方向而变化，所以如果改变在模板匹配中使用的模板的姿势，则需要每次都重新计算到达能量。因此，即便是对专利文献2公开的方法组合了专利文献1公开的方法的情况，如果考虑需要根据姿势而预先准备很多的模板、关注肿瘤周边来对准位置，则包括处于放射线通过的路径的患者的体内组织在内的对位也无法容易地进行。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第5693388号公报
专利文献2：美国专利申请公开第2011/0058750号说明书
发明内容
发明要解决的课题
本发明想要解决的课题在于，提供能够恰当地进行三维的图像对照而使患者的位置对准的医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序。
用于解决课题的手段
本实施方式的一个方式的医用图像处理装置具有第1图像取得部、第2图像取得部、方向取得部以及移动量计算部。第1图像取得部取得拍摄了患者的体内的三维的第1图像。第2图像取得部取得在与所述第1图像不同的时刻拍摄到的所述患者的体内的三维的第2图像。方向取得部取得与向治疗室中的所述患者照射的放射线的照射方向有关的信息。移动量计算部基于对所述第1图像设定的放射线的路径和与所述照射方向有关的信息来输出移动量信号，该移动量信号表示为了使映现于所述第2图像的所述患者的位置与映现于所述第1图像的所述患者的位置对准而移动的所述第2图像的移动量。
发明效果
根据上述方式，可提供能够高速且高精度地进行在治疗计划时和治疗阶段中拍摄到的CT图像彼此的图像对照来使患者的位置对准的医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序。
附图说明
图1是表示具备第1实施方式的医用图像处理装置的治疗系统的简要结构的框图。
图2是表示第1实施方式的医用图像处理装置的简要结构的框图。
图3是表示在第1实施方式的医用图像处理装置中计算诊床的移动量的处理的流程的流程图。
图4是表示第2实施方式的医用图像处理装置的简要结构的框图。
图5是对具备第2实施方式的医用图像处理装置的治疗系统中的放射线的射出与放射线的照射对象的关系的一个例子进行说明的图。
图6是对具备第2实施方式的医用图像处理装置的治疗系统中的放射线的射出与放射线的照射对象的关系的另一个例子进行说明的图。
图7是表示第3实施方式的医用图像处理装置的简要结构的框图。
图8是表示第4实施方式的医用图像处理装置的简要结构的框图。
图9是表示第4实施方式的医用图像处理装置所具备的用户接口部使显示装置显示的显示画面的一个例子的图。
具体实施方式
以下，参照附图对实施方式的医用图像处理装置、治疗系统、医用图像处理方法以及程序进行说明。
(第1实施方式)
图1是表示具备第1实施方式的医用图像处理装置的治疗系统的简要结构的框图。治疗系统1例如具备治疗装置10和医用图像处理装置100。治疗装置10例如具备诊床12、诊床控制部14、计算机断层拍摄(Computed Tomography：CT)装置16(以下，称为“CT拍摄装置16”)、以及治疗射束照射门18。
诊床12是在例如通过固定器具等使接受放射线的治疗的被检体(患者)P躺着的状态下进行固定的可动式的治疗台。诊床12根据来自诊床控制部14的控制，在固定有患者P的状态下向具有开口部的圆环状的CT拍摄装置16之中移动。诊床控制部14根据由医用图像处理装置100输出的移动量信号，为了改变对被固定于诊床12的患者P照射治疗射束B的方向而控制设置于诊床12的并进机构以及旋转机构。并进机构能够在三轴方向驱动诊床12，旋转机构能够围绕三轴驱动诊床12。因此，诊床控制部14例如控制诊床12的并进机构以及旋转机构来使诊床12以六自由度移动。诊床控制部14控制诊床12的自由度也可以不是六自由度而是比六自由度少的自由度(例如，四自由度等)、比六自由度多的自由度(例如，八自由度等)。
CT拍摄装置16是用于进行三维的计算机断层拍摄的拍摄装置。CT拍摄装置16在圆环状的开口部的内侧配置有多个放射线源，从各个放射线源照射用于对患者P的体内进行透视的放射线。即，CT拍摄装置16从患者P的周围的多个位置照射放射线。CT拍摄装置16中从各个放射线源照射的放射线例如是X射线。CT拍摄装置16通过在圆环状的开口部的内侧配置有多个的放射线检测器来检测从对应的放射线源照射并通过患者P的体内而到达的放射线。CT拍摄装置16基于各个放射线检测器检测到的放射线的能量的大小来生成对患者P的体内进行了拍摄的CT图像。由CT拍摄装置16生成的患者P的CT图像是以数字值表示了放射线的能量的大小的三维的数字图像。CT拍摄装置16将所生成的CT图像输出至医用图像处理装置100。CT拍摄装置16中的患者P的体内的三维的拍摄、即来自各个放射线源的放射线的照射、基于各个放射线检测器检测到的放射线的CT图像的生成例如由拍摄控制部(未图示)控制。
治疗射束照射门18照射用于对存在于患者P的体内的治疗对象的部位亦即肿瘤(病灶)进行破坏的放射线作为治疗射束B。治疗射束B例如是X射线、γ线、电子线、质子线、中性子线、重粒子线等。治疗射束B从治疗射束照射门18以直线照射至患者P(更具体而言是患者P的体内的肿瘤)。治疗射束照射门18中的治疗射束B的照射例如由治疗射束照射控制部(未图示)控制。在治疗系统1中，治疗射束照射门18是本公开技术方案中的“照射部”的一个例子。
在设置有治疗系统1的治疗室中，预先设定有图1所示那样的基准位置的三维的坐标。而且，在对患者P照射治疗射束B的治疗室中，根据预先设定的基准位置的三维的坐标，来掌握治疗射束照射门18的设置位置、照射治疗射束B的方向(照射方向)、诊床12的设置位置、CT拍摄装置16的设置位置、拍摄了患者P的体内的CT图像的拍摄位置等。在以下的说明中，将在治疗室中预先设定的基准位置的三维的坐标系定义为“房间坐标系”。而且，在以下的说明中，“位置”是指根据房间坐标系表示的、诊床12所具备的并进机构涉及的三轴方向(三维)的坐标，“姿势”是指根据房间坐标系表示的、诊床12所具备的旋转机构涉及的围绕三轴的旋转角度。例如，诊床12的位置是指用三维的坐标表示了诊床12所包含的规定的点的位置，诊床12的姿势是指用偏摆、侧倾、俯仰表示了诊床12的旋转角度。
在放射线治疗中，在模拟了治疗室的状况下制定治疗计划。即，在放射线治疗中，模拟在治疗室中患者P被载置于诊床12的状态来计划向患者P照射治疗射束B时的照射方向、强度等。因此，对治疗计划的阶段(治疗计划阶段)的CT图像赋予了表示治疗室内的诊床12的位置以及姿势的参数等信息。这在即将进行放射线治疗之前拍摄到的CT图像、在以前的放射线治疗时拍摄到的CT图像中也是同样的。即，对由CT拍摄装置16拍摄患者P的体内而得到的CT图像赋予了表示进行拍摄时的诊床12的位置以及姿势的参数。
在图1中，表示了具备CT拍摄装置16和被固定的一个治疗射束照射门18的治疗装置10的构成，但治疗装置10的构成并不限定于上述的构成。例如，治疗装置10也可以是取代CT拍摄装置16而具备1组的放射线源和放射线检测器在圆环状的开口部的内侧旋转的构成的CT拍摄装置、锥状射束(Cone-Beam：CB)CT装置、磁共振图像(Magnetic ResonanceImaging：MRI)装置、超声波诊断装置等生成以三维拍摄了患者P的体内的图像的拍摄装置的构成。例如，治疗装置10可以是还具备从水平方向向患者P照射治疗射束的治疗射束照射门等具备多个治疗射束照射门的构成。例如，治疗装置10可以是图1所示的一个治疗射束照射门18相对于图1所示的水平方向X的旋转轴旋转360度等通过在患者P的周边旋转来从各种方向向患者P照射治疗射束的构成。例如，治疗装置10可以是替代CT拍摄装置16而具备一个或多个由放射线源和放射线检测器的组构成的拍摄装置，并通过该拍摄装置相对于图1所示的水平方向X的旋转轴旋转360度来从各种方向拍摄患者P的体内的构成。这样的构成被称为旋转龙门型治疗装置。该情况下，例如可以是图1所示的一个治疗射束照射门18与拍摄装置以相同的旋转轴同时进行旋转的构成。
医用图像处理装置100基于由CT拍摄装置16输出的CT图像来进行用于在进行放射线治疗时使患者P的位置对准的处理。更具体而言，医用图像处理装置100基于在例如治疗计划阶段等进行放射线治疗之前拍摄到的患者P的CT图像、和在进行放射线治疗的治疗的阶段(治疗阶段)中由CT拍摄装置16拍摄到的当前的患者P的CT图像，来进行用于使存在于患者P的体内的肿瘤、组织的位置对准的处理。而且，医用图像处理装置100将为了使从治疗射束照射门18照射的治疗射束B的照射方向与在治疗计划阶段中设定的方向对准而使诊床12移动的移动量信号输出至诊床控制部14。即，医用图像处理装置100将用于使患者P向在放射线治疗中进行治疗的肿瘤、组织恰当地照射治疗射束B的方向移动的移动量信号输出至诊床控制部14。
医用图像处理装置100与治疗装置10所具备的诊床控制部14、CT拍摄装置16可以通过有线来连接，例如也可以通过LAN(Local Area Network)、WAN(Wide Area Network)等无线来连接。
以下，对第1实施方式的医用图像处理装置100进行说明。图2是表示第1实施方式的医用图像处理装置100的简要结构的框图。医用图像处理装置100例如具备第1图像取得部102、第2图像取得部104、方向取得部106以及移动量计算部120。移动量计算部120例如具备近似图像计算部122和配准(registration)部124。
医用图像处理装置100所具备的构成要素中的一部分或者全部例如可通过CPU(Central Processing Unit)等硬件处理器执行程序(软件)来实现。这些构成要素中的一部分或者全部可以由LSI(Large Scale Integration)、ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit)、FPGA(Field-Programmable Gate Array)、GPU(GraphicsProcessing Unit)等硬件(电路部；包括circuitry)实现，也可以通过软件与硬件的协作来实现。这些构成要素的功能中的一部分或者全部也可以由专用的LSI实现。程序可以被预先储存于医用图像处理装置100所具备的ROM(Read Only Memory)、RAM(Random AccessMemory)、HDD(Hard Disk Drive)、闪存等存储装置(具备非暂时性的存储介质的存储装置)，也可以被储存在DVD、CD－ROM等能够拆装的存储介质(非暂时性的存储介质)并通过将存储介质放置到医用图像处理装置100所具备的驱动器装置来安装于医用图像处理装置100所具备的HDD、闪存。程序也可以从其他计算机装置经由网络而下载并安装于医用图像处理装置100所具备的HDD、闪存。
第1图像取得部102取得与治疗前的患者P有关的第1图像、和对拍摄到该第1图像时的位置以及姿势进行表示的参数。第1图像是在进行放射线治疗时的治疗计划阶段中例如由CT拍摄装置16拍摄的、表示患者P的体内的立体形状的三维的CT图像。为了在放射线治疗中决定向患者P照射的治疗射束B的方向(包括倾斜、距离等的路径)、强度而使用第1图像。对第1图像设定所决定的治疗射束B的方向(照射方向)、强度。在通过固定于诊床12而将患者P的位置以及姿势(以下，称为“体位”)维持为恒定的状态下拍摄第1图像。表示拍摄了第1图像时的患者P的体位的参数可以是拍摄了第1图像时的CT拍摄装置16的位置、姿势(拍摄方向、拍摄倍率)，例如可以是拍摄了第1图像时的诊床12的位置以及姿势、即为了将患者P的体位维持为恒定而对设置于诊床12的并进机构以及旋转机构设定的设定值。第1图像取得部102将所取得的第1图像和参数输出至移动量计算部120。第1图像只要是在进行放射线治疗之前拍摄到的图像即可，例如可以是在治疗室中即将进行治疗之前拍摄到的图像、在以前的放射线治疗时拍摄到的图像。第1图像取得部102可以具备用于与治疗装置10所具备的CT拍摄装置16连接的接口。
第2图像取得部104取得与即将开始放射线治疗之前的患者P有关的第2图像、和对拍摄了该第2图像时的位置以及姿势进行表示的参数。第2图像是为了使在放射线治疗中照射治疗射束B时的患者P的体位对准而例如由CT拍摄装置16拍摄到的表示患者P的体内的立体形状的三维的CT图像。即，第2图像是在没有从治疗射束照射门18照射治疗射束B的状态下由CT拍摄装置16拍摄到的图像。换言之，第2图像是在与拍摄了第1图像的时刻不同的时刻拍摄到的CT图像。该情况下，第1图像与第2图像虽然被拍摄的时刻不同，但各个图像的拍摄方法相同。因此，第2图像在接近与拍摄了第1图像时的体位相同的体位的状态下被拍摄。表示拍摄了第2图像时的患者P的体位的参数可以是拍摄了第2图像时的CT拍摄装置16的位置、姿势(拍摄方向、拍摄倍率)，例如可以是拍摄了第2图像时的诊床12的位置以及姿势、即为了使患者P的体位接近与拍摄了第1图像时的体位相同的体位而对设置于诊床12的并进机构以及旋转机构设定的设定值。第2图像取得部104将所取得的第2图像和参数输出至移动量计算部120。第2图像取得部104可以具备用于与治疗装置10所具备的CT拍摄装置16进行连接的接口。该接口可以是与第1图像取得部102所具备的接口共用的接口。
第2图像并不限定于由CT拍摄装置16拍摄到的CT图像，例如，也可以由CBCT装置、MRI装置、超声波诊断装置等与CT拍摄装置16不同的拍摄装置拍摄到的三维的图像。例如，可以第1图像是CT图像，第2图像是由MRI装置拍摄到的三维的图像。相反，也可以第1图像是由MRI装置拍摄到的三维的图像，第2图像是CT图像。
方向取得部106取得与治疗室内的方向有关的信息(以下，称为“方向信息”)。方向信息是由预先设定的房间坐标系表示的信息。方向信息例如包括表示治疗射束B的照射方向的信息、和表示诊床12的移动方向的信息。
表示治疗射束B的照射方向的信息是表示在治疗室内治疗射束照射门18向患者P照射治疗射束B的方向的信息。虽然治疗装置10有时也如图1所示是治疗射束照射门18被固定的构成，但如上述那样，也可以考虑例如能够从垂直方向和水平方向照射治疗射束B的构成、治疗射束照射门18能够与拍摄装置以相同的旋转轴同时旋转来从各种方向照射治疗射束B的构成。并且，有时也通过扫描(光栅扫描)放射线的射束、或向规定的大小的平面状的范围内照射，来向存在于患者P的体内的肿瘤的区域(范围)照射治疗射束B。即，对于治疗射束B的照射方向而言，有时向患者P的体内的肿瘤实际照射时的路径也存在多个。在这些情况下，方向取得部106取得在治疗室内能够照射治疗射束B的全部的照射方向(包括多个路径)作为表示治疗射束B的照射方向的信息。
表示诊床12的移动方向的信息是表示能够通过设置于治疗室的诊床12来使在照射治疗射束B时被固定的患者P移动的方向的信息。表示诊床12的移动方向的信息还包括对能够通过诊床12来改变患者P的体位的角度进行表示的信息。例如，诊床12如上述那样，能够通过并进机构以及旋转机构以六自由度使位置以及姿势移动。因此，表示诊床12的移动方向的信息也可以是诊床12中的六自由度的方向的信息。表示诊床12的移动方向的信息也可以是表示能够对并进机构以及旋转机构设定的设定值的范围的信息。如上述那样，在诊床12以比六自由度少的自由度(例如，四自由度等)移动的情况下，方向取得部106取得与诊床12移动的自由度对应的信息。也可考虑诊床12的移动根据与在治疗室中预先设定的房间坐标系不同的独特的坐标系的情况。该情况下，方向取得部106可以取得诊床12所根据的独特的坐标系中的移动方向的信息作为表示诊床12的移动方向的信息。
方向取得部106将表示所取得的治疗射束B的照射方向的信息和表示诊床12的移动方向的信息各个信息作为方向信息输出至移动量计算部120。
移动量计算部120基于由第1图像取得部102输出的第1图像和由方向取得部106输出的方向信息，来决定用于使由第2图像取得部104输出的第2图像所映现的患者P的体位与第1图像所映现的患者P的体位对准的诊床12的移动量。由此，移动量计算部120以通过所照射的治疗射束B对患者P的体内的肿瘤赋予的能量接近在治疗计划阶段中计划的能量的方式，决定用于使当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量。移动量计算部120将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至治疗装置10所具备的诊床控制部14。由此，诊床控制部14根据由移动量计算部120输出的移动量信号SM来使诊床12移动，以便当前的患者P的体位接近治疗计划阶段中的患者P的体位。
近似图像计算部122基于由第1图像取得部102输出的第1图像、表示第1图像的位置以及姿势的参数、以及由方向取得部106输出的方向信息来计算使第1图像微小移动了的近似图像。更具体而言，近似图像计算部122首先针对方向信息所表示的一个或多个坐标轴分别独立地计算在房间坐标空间中将第1图像微小移动了的图像。例如，计算向诊床的六自由度的移动方向分别挪动了规定幅度的六张图像。接下来，计算这六张图像与移动前的图像的六张差分图像，并且计算针对各个差分图像乘以了规定幅度的倒数而得的近似图像。近似图像计算部122将计算出的近似图像输出至配准部124。近似图像计算部122基于表示为根据由配准部124输出的移动量而移动了的第1图像与第2图像之间存在偏移的信息(也可以是第1图像与第2图像的偏移量的信息)，来针对移动后的第1图像根据同样的步骤计算近似图像，并将计算出的近似图像再次输出至配准部124。
配准部124基于由近似图像计算部122输出的近似图像、由第2图像取得部104输出的第2图像、表示第2图像的位置以及姿势的参数来计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。在近似图像计算部122计算出按第1图像所映现的患者P的体位发生变化的每个方向(自由度)挪动规定幅度而生成的近似图像的情况下，配准部124按各个方向计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。配准部124基于计算出的偏移量来决定用于使第2图像所映现的当前的患者P的体位与第1图像所映现的治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。
在移动量计算部120中，反复进行近似图像计算部122涉及的近似图像的计算、和配准部124涉及的偏移量的计算以及诊床12的移动量的决定，直至判定为当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位一致为止。该判定由配准部124进行。该判定也可以由移动量计算部120所具备的未图示的判定部进行。在移动量计算部120中，当配准部124判定为当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位一致时，将表示所决定的最终的诊床12的移动量(包括倾斜、距离等)的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，诊床控制部14根据由移动量计算部120输出的移动量信号SM控制并进机构以及旋转机构来使诊床12移动，固定于诊床12的患者P的体位实际被移动。由此，在具备医用图像处理装置100的治疗系统1中，能够使当前的患者P的体位与能够将在治疗计划阶段中计划了的能量的治疗射束B向患者P的体内的肿瘤照射的状态对准而进行放射线治疗。
以下，对在医用图像处理装置100中决定为了使当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位对准而使诊床12移动的移动量的处理(移动量计算处理)的流程进行说明。图3是表示在第1实施方式的医用图像处理装置100中计算诊床12的移动量的处理的流程的流程图。在医用图像处理装置100进行移动量计算处理之前、即在进行放射线治疗之前(例如1周左右之前)，基于拍摄到的第1图像来制定治疗计划。并且，在医用图像处理装置100即将进行移动量计算处理之前、即在即将开始放射线治疗之前，拍摄第2图像。在放射线治疗中，为了对相同的患者P进行治疗，有时遍及多次(也包括非同日的情况)来进行治疗射束B的照射。因此，在针对相同的患者P的放射线治疗为第二次以后的情况下，可以利用在上次的治疗时使患者P的位置对准后的第2图像作为第1图像，来进一步制定其他的治疗计划。
本发明由于主要着眼于在治疗系统1中进行放射线治疗时使患者P的位置对准的处理，所以省略与拍摄第1图像和第2图像的各个图像(这里为CT图像)时的处理有关的更详细的说明。而且，在以下的说明中，说明为基于第1图像的治疗计划完成且在治疗系统1中第2图像的拍摄已经完成。
首先，如果医用图像处理装置100开始移动量计算处理，则第1图像取得部102取得第1图像和表示该第1图像的位置以及姿势的参数，第1图像取得部102取得第2图像和表示该第2图像的位置以及姿势的参数(步骤S100)。第1图像取得部102将所取得的第1图像和该第1图像的参数输出至移动量计算部120所具备的近似图像计算部122。第2图像取得部104将所取得的第2图像和该第2图像的参数输出至配准部124。
接下来，方向取得部106取得治疗室内的方向信息(步骤S102)。方向取得部106将所取得的方向信息输出至移动量计算部120所具备的近似图像计算部122。
接下来，近似图像计算部122基于由第1图像取得部102输出的第1图像和表示该第1图像的位置以及姿势的参数、由方向取得部106输出的方向信息来计算第1图像的近似图像(步骤S104)。近似图像计算部122将计算出的近似图像输出至配准部124。
接下来，配准部124基于由近似图像计算部122输出的近似图像、由第2图像取得部104输出的第2图像和该第2图像的参数来计算第1图像与第2图像之间的位置以及姿势的偏移量(步骤S106)。
接下来，配准部124对计算出的第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量是否是能够判定为第1图像与第2图像没有偏移的偏移量以内进行判定(步骤S108)。换言之，配准部124判定当前的患者P的体位是否与治疗计划阶段的患者P的体位一致。当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位一致是指例如计算出的第1图像与第2图像之间的偏移量在预先决定的表示偏移量的允许范围的阈值以内。
在步骤S108中的判定的结果是判定为存在第1图像与第2图像的偏移的情况下，配准部124将表示为计算出的第1图像与第2图像存在偏移的信息输出至近似图像计算部122。由此，医用图像处理装置100中的移动量计算处理返回至步骤S104，反复进行步骤S104～步骤S108的处理。即，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，反复进行近似图像计算部122涉及的第1图像的近似图像的计算、配准部124涉及的第1图像与第2图像之间的偏移量的计算、以及计算出的偏移量的判定。
另一方面，在步骤S108中的判定的结果是判定为第1图像与第2图像之间没有偏移的情况下，配准部124基于计算出的第1图像与第2图像的偏移量来决定诊床12的移动量。而且，配准部124将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14(步骤S110)。
由此，在治疗系统1中，诊床控制部14基于由医用图像处理装置100(更具体而言是移动量计算部120所具备的配准部124)输出的移动量信号SM来使诊床12移动，患者P的位置实际被移动。
接下来，对在医用图像处理装置100的移动量计算处理中医用图像处理装置100所具备的构成要素执行的处理(处理方法)的一个例子进行说明。
首先，对在医用图像处理装置100中执行移动量计算处理之前进行的治疗计划进行说明。在治疗计划中，决定向患者P照射的治疗射束B(放射线)的能量、照射方向、照射范围的形状、分多次来照射治疗射束B的情况下的放射剂量的分配等。更具体而言，首先，治疗计划的制定者(医生等)针对在治疗计划阶段中拍摄到的第1图像(例如，由CT拍摄装置16拍摄到的CT图像)指定肿瘤(病灶)的区域与正常组织的区域的边界、肿瘤与处于其周边的重要的器官的边界等。而且，在治疗计划中，基于根据治疗计划的制定者(医生等)所指定的与肿瘤有关的信息计算出的、从患者P的体表面至肿瘤的位置为止的深度、肿瘤的大小来决定照射治疗射束B的方向(治疗射束B通过的路径)、强度等。
肿瘤的区域与正常组织的区域的边界的指定相当于指定肿瘤的位置以及体积。该肿瘤的体积被称为肿瘤总体积(Gross Tumor Volume：GTV)、临床靶体积(Clinical TargetVolume：CTV)、内在靶体积(Internal Target Volume：ITV)、计划靶体积(Planning TargetVolume：PTV)等。GTV是通过肉眼能够从图像确认的肿瘤的体积，是在放射线治疗中需要照射足够的放射剂量的治疗射束B的体积。CTV是包括GTV与应该治疗的潜在肿瘤的体积。ITV是考虑到CTV因被预测的生理患者P的运动等而移动来对CTV附加了预先决定的充裕(富余量)的体积。PTV是考虑在实施治疗时进行的患者P的对位中的误差而对ITV附加了富余量的体积。在这些体积中，下式(1)的关系成立。
【式1】
GTV∈CTV∈ITV∈PTV…(1)
另一方面，放射线的感受性高、被照射了的放射线的放射剂量的影响表现强烈的位于肿瘤的周边的重要的器官的体积被称为危及器官(Organ At Risk：OAR)。作为对该OAR附加了预先决定的充裕(富余量)的体积而被指定计划危及器官体积(Planning Organ AtRisk Volume：PRV)。PRV被指定为作为富余量而附加将不想因放射线而破坏的OAR避开而照射放射线的体积(区域)。在这些体积中存在下式(2)的关系。
【式2】
OAR∈PRV…(2)
在治疗计划阶段中，基于考虑了在实际的治疗中存在产生的可能性的误差的富余量，来决定向患者P照射的治疗射束B(放射线)的方向(路径)、强度。
然后，在放射线治疗的治疗阶段中，当医用图像处理装置100进行移动量计算处理时，首先，第1图像取得部102取得第1图像和表示该第1图像的位置以及姿势的参数并输出至移动量计算部120所具备的近似图像计算部122。第2图像取得部104取得即将开始治疗之前的患者P的第2图像和表示该第2图像的位置以及姿势的参数并输出至移动量计算部120所具备的配准部124。方向取得部106取得治疗室内的方向信息并输出至移动量计算部120所具备的近似图像计算部122。
如上述那样，第1图像和第2图像都是三维的CT图像。而且，在拍摄第2图像时，使患者P的体位成为接近与拍摄了第1图像时相同的体位的状态。然而，难以使患者P的体位是与拍摄了第1图像时完全相同的体位来拍摄第2图像。即，难以对患者P的体内的状态抑制变化、即使使用固定器具也难以固定为同一体位。因此，即使将第1图像和第2图像分别在规定的三维空间内假想地进行同一配置，也会产生微小(例如，数mm)的偏移，仅通过拍摄第2图像，难以再现拍摄了第1图像时的患者P的体位。鉴于此，在医用图像处理装置100中，在移动量计算处理中，移动量计算部120所具备的近似图像计算部122计算第1图像的近似图像，配准部124计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量，来决定用于使映现于第1图像的患者P的体位与映现于第2图像的患者P的体位的位置对准的诊床12的移动量。即，医用图像处理装置100通过移动量计算处理来决定用于再现拍摄了第1图像时的患者P的体位的诊床12的移动量。规定的三维空间是指在治疗室中预先设定的房间坐标系的空间。
(移动量的计算方法)
接下来，对在医用图像处理装置100的移动量计算处理中移动量计算部120计算使诊床12移动的移动量的计算方法进行说明。首先，对移动量计算部120所具备的近似图像计算部122中的近似图像的计算方法进行说明。
在以下的说明中，将在按照房间坐标系的规定的三维空间内虚拟配置的第1图像所包括的像素(体素)设为Ii(V)。在像素Ii(V)中，数式(3)表示房间坐标系内的三维的位置，V表示将第1图像配置到规定的三维空间内时的位置以及姿势的向量。向量V是与从方向取得部106输出的方向信息所表示的轴的数目相同的维度，例如在上述六自由度的情况下为六维的向量。
【式3】
i∈R3…(3)
向量V也可以是与如上述那样控制诊床12的移动时的自由度的方向对应的少的维数。例如，在控制诊床12的移动的自由度的方向为四自由度方向的情况下，向量V可以是四维的向量。另一方面，向量V也可以因基于由方向取得部106输出的方向信息来在诊床12的移动方向增加治疗射束B的照射方向而增多维数。例如，在方向信息所包含的治疗射束B的照射方向是垂直方向与水平方向这二个方向、诊床12的移动方向为六自由度的方向的情况下，向量V可以是合计八维的向量。
近似图像计算部122计算使第1图像移动(并进以及旋转)了微少的移动量ΔV的近似图像。这里，移动量ΔV是作为参数而预先设定的微少的移动量。近似图像计算部122通过下式(4)和泰勒展开来计算(近似)与第1图像所包含的各个像素Ii(V)对应的近似图像所包含的各个像素Ii(V+ΔV)。
【式4】
Figure BDA0004113803950000161
在上式(4)中，右边的第3项的ε是将像素Ii(V+ΔV)中的2次以后统一表述的项。
Figure BDA0004113803950000162
是表示按向量V伸展的三维空间的每个自由度发生变化的向量的变化量的一次微分的值。通过在移动前(近似前)的第1图像和微少移动了的近似图像中处于房间坐标系内相同的位置i的、与表示对应的像素的像素值(例如，CT值)的变化量的向量V相同的维数的向量来表示/>
Figure BDA0004113803950000163
例如，在诊床12的移动方向为六自由度的方向的情况下，与在第1图像中处于房间坐标系的中心的位置i的像素Ii(V)对应的六维的向量/>
Figure BDA0004113803950000164
由下式(5)表示。
【式5】
Figure BDA0004113803950000171
在上式(5)中，Δθx、Δθy以及Δθz表示以将房间坐标系中的三轴设为x轴、y轴以及z轴的情况下的各个轴为中心的旋转角度，Δtx、Δty以及Δtz表示在各个轴并进的移动量。上式(5)中的右边的各个要素表示第1图像的房间坐标系的位置i处的像素值。例如，上式(5)中的右边的第1要素“数式(6)”是使第1图像的处于房间坐标系的位置i的像素Ii(V)围绕x轴旋转了旋转角度Δθx时的像素值。该情况下的数式(7)由下式(8)表示。上式(5)的右边中的其他要素也能够同样地表示，但省略与各个要素有关的详细的说明。
【式6】
Figure BDA0004113803950000172
【式7】
Figure BDA0004113803950000173
【式8】
Figure BDA0004113803950000174
近似图像计算部122将进行了如上述那样使第1图像移动(并进以及旋转)微少的移动量ΔV的计算的近似图像输出至配准部124。近似图像计算部122在由配准部124输出了表示为第1图像与第2图像存在偏移的信息的情况下，同样地计算使第1图像进一步移动(并进以及旋转)了微少的移动量ΔV的新的近似图像，并将进行了计算的新的近似图像输出至配准部124。
接下来，对在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，移动量计算部120所具备的配准部124计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量的计算方法进行说明。
这里，如果设配准部124想要求出的第1图像与第2图像之间的位置以及姿势的偏移量为移动量ΔV，则能够使用下式(9)来求出该偏移量。下式(9)是基于Lucas-Kanade法(LK法)的最佳化方法的想法(算法)来求出偏移量(移动量ΔV)的式的一个例子。
【式9】
Figure BDA0004113803950000181
在上式(9)中，Ω是包括全部在房间坐标系中第1图像与第2图像重叠的区域所包含的像素Ii(V)的位置i的集合。集合Ω也可以是在治疗计划中制定者(医生等)指定的PTV、GTV、OAR等表示向肿瘤的区域照射治疗射束B时临床上有意义的空间区域的位置的集合。另外，集合Ω也可以是表示以房间坐标系的射束照射位置为中心的规定的大小的空间(球体、立方体、直方体)区域的位置的集合。规定的大小基于患者P的大小或者平均的人体的大小来设定。集合Ω或者可以是以规定的尺度扩展了PTV、GTV的范围。
配准部124使用上式(9)的右边的成本函数E(ΔV，Ω)来将第1图像与第2图像进行比较。成本函数E(ΔV，Ω)由下式(10)表示。
【式10】
E(ΔV，Ω)＝∑i∈Ω[Ii(V+ΔV)-Ti(V)]2…(10)
在上式(10)中，Ti(V)表示处于房间坐标系的位置i的、向量V的第2图像所包括的各个像素的像素值(例如，CT值)。
配准部124为了将第1图像与第2图像进行比较而使用的成本函数E(ΔV，Ω)也可以是由下式(11)表示那样的、在不连结的2个空间设定的成本函数。
【式11】
E(ΔV，Ω)＝λE(ΔV，Ω1)+(1-λ)E(ΔV，Ω2)…(11)
配准部124为了将第1图像与第2图像进行比较而使用的成本函数E(ΔV，Ω)也可以是使用对与房间坐标系的位置i对应的权重进行指定的函数数式(12)而如下式(13)那样表示的成本函数。
【式12】
w(i)，i∈R3…(12)
【式13】
E(ΔV，Ω)＝∑i∈Ω[w(i)(Ii(V+ΔV)-Ti(V))]2…(13)
在函数数式(12)中，w(i)是返回与位置i和所照射的治疗射束B的路径对应的值作为返回值的函数。函数w(i)例如是在位置i为治疗射束B通过的路径上的位置的情况下返回“1”、在不是治疗射束B通过的路径上的位置的情况下返回“0”这样的返回2值的函数。函数w(i)例如也可以是位置i与治疗射束B通过的路径之间的距离越近则返回值越高的函数。
函数w(i)例如可以是将与位置i、和在治疗计划中制定者(医生等)指定的PTV、GTV、OAR等向肿瘤的区域照射治疗射束B时表示临床上有意义的空间区域的位置的集合对应的值作为返回值返回的函数。函数w(i)例如可以是在位置i为表示空间区域的位置的集合的情况下返回“1”、在位置i不是表示空间区域的位置的集合的情况下返回“0”这样的返回2值的函数。函数w(i)例如可以是位置i与空间区域之间的距离越近则返回值越高的函数。
基于由近似图像计算部122输出的近似图像，上式(9)能够如下式(14)那样改写。
【式14】
Figure BDA0004113803950000191
在上式(14)中，忽略了由近似图像计算部122输出的近似图像的表示像素Ii(V+ΔV)的上式(4)中的右边的第3项的ε。这是因为由于在上式(4)中将2次以后统一表述的ε是极小的值，所以即使忽略也不会对以后的处理造成大的影响。
如果为了针对上式(14)的右边求出移动量ΔV的极小值而将右边以移动量ΔV微分为0，则移动量ΔV由下式(15)表示。
【式15】
Figure BDA0004113803950000202
这里，上式(15)中的右边的H为下式(16)。
【式16】
Figure BDA0004113803950000201
配准部124使用通过上式(15)而求出的移动量ΔV来将第1图像的位置以及姿势的向量V如下式(17)那样更新。
【式17】
V1←V1+ΔV…(17)
在上式(17)中，将更新后的第1图像的位置以及姿势的向量V作为向量V1。
配准部124反复进行上式(15)涉及的移动量ΔV的计算直至更新后的第1图像的向量V1的变化变少为止。向量V1的变化变少为止是指移动量ΔV的范数、即第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量变为规定的阈值以下。换言之，是判定为映现于第2图像的患者P的体位与映现于第1图像的治疗计划阶段的患者P的体位一致。移动量ΔV的范数只要是向量的范数即可，例如使用l0范数、11范数或者12范数的任意一个。
在集合Ω如上述那样是PTV、GTV的区域的情况下，如果第1图像的位置以及姿势被更新，则集合Ω的要素也需要进行更新。即，这是因为集合Ω是房间坐标系中的坐标位置的集合，伴随着第1图像的房间坐标系中的移动而位置改变。为了不需要这样的更新，希望在位置以及姿势被更新的第1图像中不包含规定集合Ω的区域。例如，可以将即将治疗之前拍摄到的CT图像(此前的第2图像)更换为第1图像、将包括治疗计划信息的CT图像(此前的第1图像)更换为第2图像。
配准部124中的移动量ΔV的反复计算可以直至超过预先设定的反复计算次数为止。该情况下，能够缩短配准部124为了移动量ΔV的计算所需要的时间。然而，该情况下，配准部124在超过了预先设定的反复计算次数的时刻结束移动量ΔV的计算，但移动量ΔV的范数不一定成为规定的阈值以下。换言之，也可认为患者P的对位的计算失败的可能性高。该情况下，配准部124可以因超过了预先设定的反复计算次数而将表示为结束了移动量ΔV的计算的警告信号例如输出至医用图像处理装置100或者治疗系统1所具备的未图示的警告部。由此，未图示的警告部能够将存在患者P的对位的计算失败的可能性通知给医生等放射线治疗的实施者、即治疗系统1的利用者。
配准部124按上式(5)中的各个自由度计算如上述那样计算出的移动量ΔV、即第1图像与第2图像之间的位置以及姿势的偏移量。而且，配准部124基于计算出的按各个自由度的偏移量来决定诊床12的移动量(并进量以及旋转量)。此时，配准部124例如按各个自由度将在根据第1图像计算近似图像时移动了的移动量ΔV进行合计。而且，配准部124按各个自由度决定使当前的患者P的位置移动了合计的移动量那样的诊床12的移动量。而且，配准部124将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。
通过这样的处理，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，近似图像计算部122根据第1图像计算近似图像，配准部124基于近似图像和第2图像来计算治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量。即，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，基于近似图像和第2图像来判定治疗射束B的照射方向(路径)的偏移。在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，反复进行近似图像的计算和偏移量的计算。而且，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，如果近似图像与第2图像的计算出的偏移量为规定的阈值以下，则基于至此为止计算出的偏移量的总和来决定为了使当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位对准而使诊床12移动的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。换言之，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，以能够向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中计划的能量接近的能量量的治疗射束B的方式，决定用于使当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位一致的诊床12的移动量并将移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置100的治疗系统1中，根据由医用图像处理装置100的移动量计算处理而决定的诊床12的移动量来实际使患者P移动，能够向肿瘤照射在治疗计划中计划了的能量量的治疗射束B，可按计划进行放射线治疗。
如上述那样，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，近似图像计算部122计算基于与诊床控制部14能够控制诊床12的移动方向的自由度对应的向量(参照上式(5))来使第1图像移动(并进以及旋转)了微少的移动量ΔV的近似图像。而且，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，配准部124计算近似图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。因此，在医用图像处理装置100中，与如以往那样直接使用第1图像和第2图像来进行患者P的对位相比，能够更高速地进行三维的CT图像彼此的图像对照所涉及的患者P的对位。并且，在医用图像处理装置100中为了比较而使用的近似图像是使第1图像移动了微少的移动量ΔV的图像，患者P的对位的精度成为与移动量ΔV对应的高的精度。
在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，当反复进行近似图像的计算和偏移量的计算时，计算使第1图像移动(并进以及旋转)了的新的近似图像。换言之，在医用图像处理装置100的移动量计算处理中，在近似图像与偏移量的计算的反复中重新创建近似图像。因此，在医用图像处理装置100或者具备医用图像处理装置100的治疗系统1中，使计算近似图像的原本的图像(这里为第1图像)的图像尺寸比计算偏移量的基准的图像(这里为第2图像)小能够减小反复进行的近似图像的计算的负荷、即缩短近似图像的计算时间。
如上述那样，在医用图像处理装置100中，第1图像取得部102取得在治疗前拍摄到的患者P的第1图像、和表示拍摄了该第1图像时的位置以及姿势的参数，第2图像取得部104取得即将开始治疗之前拍摄到的患者P的第2图像、和表示拍摄了该第2图像时的位置以及姿势的参数。在医用图像处理装置100中，方向取得部106取得与治疗室内的方向有关的信息。而且，在医用图像处理装置100中，移动量计算部120所具备的近似图像计算部122计算基于第1图像、表示第1图像的位置以及姿势的参数、方向信息来变换(近似)了第1图像的近似图像。并且，在医用图像处理装置100中，移动量计算部120所具备的配准部124基于近似图像、第2图像、表示第2图像的位置以及姿势的参数来计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。而且，在医用图像处理装置100中，配准部124在判定为计算出的偏移量与映现于第2图像的当前的患者P的体位和映现于第1图像的治疗计划阶段的患者P的体位一致的情况下，基于计算出的偏移量来决定诊床12的移动量、即最终的患者P的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置100的治疗系统1中，通过诊床控制部14基于移动量信号SM使诊床12移动，使得患者P的位置实际被移动。由此，在具备医用图像处理装置100的治疗系统1中，能够使当前的患者P的位置对准能够向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中决定了的能量接近的能量量的治疗射束B的状态，按计划进行放射线治疗。
如上述说明那样，医用图像处理装置100具备：第1图像取得部102，取得拍摄了患者P的体内的三维的第1图像；第2图像取得部104，取得在与第1图像不同的时刻拍摄到的患者P的体内的三维的第2图像；方向取得部106，取得治疗室中的与向患者P的治疗射束B的照射方向有关的方向信息；以及移动量计算部120，基于对第1图像设定的治疗射束B的路径和与照射方向有关的方向信息来输出对为了使映现于第2图像的患者P的位置与映现于第1图像的患者P的位置一致而移动的第2图像的移动量进行表示的移动量信号SM。由此，医用图像处理装置100能够基于第1图像取得部102取得的第1图像、第2图像取得部104取得的第2图像、方向取得部106取得的方向信息来计算治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量，并决定用于使当前的患者P的位置与在治疗计划阶段中拍摄了第1图像时的位置对准的移动量。
如上述说明那样，移动量计算部120可以具备：近似图像计算部122，基于治疗射束B的路径和与照射方向有关的方向信息，来计算按患者P的体位发生变化的每个自由度将第1图像挪动规定幅度(例如，微少的移动量)而生成(变换(近似))的近似图像；和配准部124，使用近似图像来计算第1图像与第2图像的偏移量，基于计算出的偏移量决定移动量，并输出表示所决定的移动量的移动量信号SM。如上述说明那样，移动量计算部120可以具备：近似图像计算部122，基于治疗射束B的路径和与照射方向有关的方向信息来计算将第1图像映像于平面的二维的近似图像；和配准部124，使用近似图像来计算第1图像与第2图像的偏移量，基于计算出的偏移量决定移动量，并输出表示所决定的移动量的移动量信号SM。由此，医用图像处理装置100能够计算将第1图像近似了的近似图像，计算近似图像(换言之，第1图像)与第2图像的位置以及姿势的偏移量，基于计算出的偏移量来决定用于使映现于第2图像的当前的患者P的体位与映现于第1图像的治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量，并输出表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM。
(第2实施方式)
以下，对第2实施方式进行说明。在第1实施方式中，说明了在规定的三维空间(房间坐标系)内虚拟地配置第1图像和第2图像的各图像，并以在第1图像与第2图像各自中空间上相同的位置i处的像素值的差分变小的方式计算诊床12的移动量的计算方法。然而，在该计算方法中，虽然第1图像与第2图像各自中的像素值的差分变小，但未必一定计算为一致到在放射线治疗中重要的治疗计划中制定者(医生等)所指定的针对肿瘤的治疗射束B的放射剂量分布。由于放射线(这里为治疗射束B)在通过物质时会损失能量，所以可通过在治疗计划中使用CT图像计算虚拟地照射了的放射线的能量损失量，来决定放射线的照射方法。如果考虑这一点，则在治疗阶段中使患者P的位置对准时，重要的是在所照射的治疗射束B通过的路径上存在的患者P的体内的组织也一致。鉴于此，在第2实施方式中，提议用于决定为了使当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量的构成以及计算方法，以便通过所照射的治疗射束B对患者P的体内的肿瘤赋予的能量更接近在治疗计划阶段中计划的能量。
具备第2实施方式的医用图像处理装置的治疗系统的构成是在图1所示的具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1的构成中，医用图像处理装置100被第2实施方式的医用图像处理装置200取代了的构成。在以下的说明中，将具备医用图像处理装置200的治疗系统称为“治疗系统2”。
在以下的说明中，在具备医用图像处理装置200的治疗系统2的构成要素中，对与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1的构成要素相同的构成要素赋予同一附图标记，省略与各个构成要素有关的详细的说明，以不同点为中心进行说明。
医用图像处理装置200与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，基于由CT拍摄装置16输出的CT图像，来进行当进行放射线治疗时用于使患者P的位置对准的处理，将为了使从治疗射束照射门18照射的治疗射束B的照射方向与在治疗计划阶段中设定了的方向对准而使诊床12移动的移动量信号SM输出至诊床控制部14。在医用图像处理装置200中，与第1实施方式的医用图像处理装置100相比，能够决定使通过所照射的治疗射束B对患者P的体内的肿瘤赋予的能量更接近在治疗计划阶段中计划的能量那样的诊床12的移动量。
以下，对构成治疗系统2的医用图像处理装置200的构成进行说明。图4是表示第2实施方式的医用图像处理装置200的简要结构的框图。医用图像处理装置200例如具备第1图像取得部102、第2图像取得部104、方向取得部106以及移动量计算部220。移动量计算部220例如具备积分图像计算部221、近似图像计算部222以及配准部124。积分图像计算部221例如具备第1积分图像计算部221－1和第2积分图像计算部221－2。
积分图像计算部221计算与由第1图像取得部102输出的第1图像对应的积分图像(以下，称为“第1积分图像”)和与由第2图像取得部104输出的第2图像对应的积分图像(以下，称为“第2积分图像”)的各积分图像。积分图像计算部221将第1积分图像输出至近似图像计算部222，将第2积分图像输出至配准部124。积分图像是在图像内沿着治疗射束B的照射路径对像素值进行了积分的图像。
第1积分图像计算部221－1基于由第1图像取得部102输出的第1图像、表示第1图像的位置以及姿势的参数、以及由方向取得部106输出的方向信息，来计算对在第1图像内治疗射束B通过的路径上存在的像素(体素)的像素值(CT值)进行了积分的第1积分图像。第1积分图像计算部221－1将计算出的第1积分图像输出至近似图像计算部222。此时，第1积分图像计算部221－1可以还将表示第1图像的位置以及姿势的参数与第1积分图像一同输出至近似图像计算部222。
第2积分图像计算部221－2基于由第2图像取得部104输出的第2图像、表示第2图像的位置以及姿势的参数、以及由方向取得部106输出的方向信息，来计算对在第2图像内治疗射束B通过的路径上存在的像素(体素)的像素值(CT值)进行了积分的第2积分图像。第2积分图像计算部221－2将计算出的第2积分图像输出至配准部124。此时，第2积分图像计算部221－2可以还将表示第2图像的位置以及姿势的参数与第2积分图像一同输出至配准部124。
近似图像计算部222基于由积分图像计算部221所具备的第1积分图像计算部221－1输出的第1积分图像，来计算对第1图像进行了变换(近似)的近似图像。近似图像计算部222将计算出的近似图像输出至配准部124。近似图像计算部222中的近似图像的计算方法能够与第1实施方式的医用图像处理装置100内的移动量计算部120所具备的近似图像计算部122中的近似图像的计算方法同样地考虑。
这里，以计算与第1图像对应的第1积分图像的第1积分图像计算部221－1为例，来对进行说明积分图像计算部221涉及的积分图像的计算方法的概要进行说明。在第1积分图像计算部221－1涉及的第1积分图像的计算中，首先从由第1图像取得部102输出的第1图像所包含的像素之中，提取位于治疗射束B通过的路径上的像素。对于治疗射束B通过的路径而言，能够基于由方向取得部106输出的方向信息所包含的治疗射束B的照射方向，获得从治疗射束照射门18照射的治疗射束B通过患者P的路径作为房间坐标系的三维的坐标。对于治疗射束B通过的路径而言，也可以作为以由房间坐标系的三维的坐标表示的治疗射束照射门18的位置为起点的三维的向量而获得。
以下，对从治疗射束照射门18照射的治疗射束B的照射方向进行说明。在以下的说明中，设治疗射束B的路径为三维的向量。图5是对具备第2实施方式的医用图像处理装置200的治疗系统2中的放射线(治疗射束B)的射出与放射线(治疗射束B)的照射对象TG(存在于患者P的体内的肿瘤)的关系的一个例子进行说明的图。图5中示出了从治疗射束照射门18照射的治疗射束B到达在作为照射对象TG的患者P的体内存在的肿瘤的区域(范围)为止的路径的一个例子。图5是从治疗射束照射门18射出治疗射束B的构成的情况的一个例子。
在是治疗射束照射门18射出治疗射束B的构成的情况下，治疗射束照射门18如图5所示那样，具有平面状的射出口。从治疗射束照射门18射出的治疗射束B经由准直仪18-1而到达照射对象TG的肿瘤。即，从治疗射束照射门18射出的治疗射束B中的仅通过了准直仪18-1的治疗射束B’到达照射对象TG的肿瘤。准直仪18-1是用于将不必要的治疗射束B”截断的金属制的器具。对于准直仪18-1而言，为了治疗射束B不向存在于患者P的体内的肿瘤以外的区域照射，例如按照照射对象TG的肿瘤的形状来调整治疗射束B通过的区域。准直仪18-1例如可以是能够使将不必要的治疗射束B”截断的区域机械地变化的多叶准直仪等。图5中示意性地表示了将治疗射束B中的通过了准直仪18-1的治疗射束B’向第1图像FI内的照射对象TG的肿瘤照射的情况的一个例子。该情况下，治疗射束B’的路径中的起点是位于治疗射束照射门18的平面状的射出口的范围内的治疗射束B’的射出点的位置。治疗射束照射门18的三维的位置例如是射出口的平面的中心的位置(坐标)。
方向取得部106将包括治疗射束B’的照射方向作为表示治疗射束B的照射方向的信息的方向信息输出至第1积分图像计算部221-1。第1积分图像计算部221-1将治疗射束B’到达第1图像FI内的照射对象TG的肿瘤为止的路径作为向规定的三维空间内照射的治疗射束B’的路径。这里，用房间坐标系中的位置i来表示照射对象TG的肿瘤位置，到达该位置的治疗射束B’的路径b(i)能够由三维向量的集合如下式(18)那样离散地表示。
【式18】
B′＝{b(i)|i∈Ω}…(18)
各个路径的起点、即三维的向量b(i)的起点是以各个路径b(i)达到照射对象TG的肿瘤为止的治疗射束B’的射出点的位置。将该起点的三维位置用S来表示。另外，Ω与第1实施方式中的上式(9)的定义同样，是照射对象TG的肿瘤位置、即PTV、GTV在房间坐标系的位置的集合。
图6是对具备第2实施方式的医用图像处理装置200的治疗系统2中的放射线(治疗射束B)的射出与放射线(治疗射束B)的照射对象TG(存在于患者P的体内的肿瘤)的关系的另一个例子进行说明的图。图6中也示出了从治疗射束照射门18照射的治疗射束B到达在作为照射对象TG的患者P的体内存在的肿瘤的区域(范围)为止的路径的一个例子。图6是治疗射束照射门18为对射出的治疗射束B进行扫描的构成的情况的一个例子。在该构成的情况下，治疗射束照射门18如图6所示那样，不具备准直仪18－1，具有一个射出口。从治疗射束照射门18的一个射出口射出的治疗射束B例如通过被磁铁等弯曲方向，由此以填充(扫描)照射对象TG的肿瘤的整体的区域的方式扫描而向照射对象TG的肿瘤照射。图6中示意性地表示了治疗射束B的照射方向被扫描而向第1图像FI内的照射对象TG的肿瘤照射的情况的一个例子。该情况下，被扫描的治疗射束B的各个路径中的起点是治疗射束照射门18的射出口的位置。治疗射束照射门18的三维的位置是一个射出口的位置(坐标)。该情况下的到达房间坐标系的某个位置i的治疗射束B的路径b(i)能够与上式(18)同样地离散表示。
方向取得部106将包括治疗射束B被扫描的照射方向作为表示治疗射束B的照射方向的信息的方向信息输出至第1积分图像计算部221－1。第1积分图像计算部221－1将被扫描的治疗射束B到达表示第1图像FI内的照射对象TG的肿瘤的位置的房间坐标系的坐标i为止的路径b(i)作为向规定的三维空间内照射的治疗射束B的路径。该情况下的治疗射束B的路径也能够通过三维向量的集合如上式(18)那样离散地表示。各个路径的起点、即三维的向量b(i)的起点是治疗射束照射门18的射出口的位置。
(积分图像的生成方法)
接下来，对积分图像计算部221计算各个积分图像的方法进行说明。在以下的说明中，将规定的三维空间(房间坐标系)的某1点的位置i表示为点i。而且，将与在规定的三维空间内虚拟地配置的第1图像所包含的点i对应的三维的像素的像素值表示为Ii(V)。同样，将与在规定的三维空间内虚拟地配置的第2图像所包含的点i对应的三维的像素的像素值表示为Ti(V)。在第1图像或者第2图像内没有与点i对应的像素的情况下的像素值为“0”。V是表示规定的三维空间内的第1图像或者第2图像的位置以及姿势的向量V的参数。
治疗射束B的从治疗射束照射门18的射出口的位置即起点S的三维向量0到点i为止的向量可以由下式(19)表示。
【式19】
b(i)＝i-S…(19)
该情况下，第1积分图像计算部221-1将在第1图像中到点i为止的位于治疗射束B的路径上的各个像素的像素值累计得到的第1积分图像所包含的像素的像素值(以下，称为“积分像素值”)数式(20)能够通过下式(21)来计算。
【式20】
Figure BDA0004113803950000291
【式21】
Figure BDA0004113803950000292
同样，第2积分图像计算部221-2将在第2图像中直到点i为止的位于治疗射束B的路径上的各个像素的像素值累计得到的第2积分图像所包含的像素的积分像素值数式(22)能够通过下式(23)来计算。
【式22】
Figure BDA0004113803950000293
【式23】
Figure BDA0004113803950000301
在上式(21)以及上式(23)中，t是媒介变量，f(x)是对CT图像的像素值(CT值)进行变换的函数。函数f(x)例如是遵照将放射线的能量损失量变换为水等效厚度的变换表的函数。如上述那样，放射线在通过物质时会失去能量。此时，放射线失去的能量的量是与CT图像的CT值对应的能量的量。即，放射线的能量损失量不是均匀的，例如根据骨骼、脂肪等患者P的体内的组织而不同。水等效厚度是按每个组织(物质)将不同的放射线的能量损失量表示为相同的物质亦即水的厚度的值，能够基于CT值来进行换算。例如，在CT值是表示骨骼的值的情况下，由于放射线通过骨骼时的能量损失量多，所以水等效厚度为大的值。例如，在CT值是表示脂肪的值的情况下，由于放射线通过脂肪时的能量损失量少，所以水等效厚度为小的值。例如，在CT值是表示空气的值的情况下，由于放射线通过空气时的能量损失量少，所以水等效厚度为“0”。通过将CT图像所包含的各个CT值变换为水等效厚度，能够以相同的基准表示位于治疗射束B的路径上的各个像素涉及的能量损失量。作为将CT值变换为水等效厚度的变换式，例如使用基于通过实验求出的非线性的换算数据的回归式。关于通过实验求出的非线性的换算数据，发表了各种文献。函数f(x)例如也可以是用于进行恒等映射(identity mapping)的函数。
第1积分图像计算部221－1将与第1图像对应的积分像素值数式(20)的第1积分图像输出至配准部124。第2积分图像计算部221－2将与第2图像对应的积分像素值数式(22)的第2积分图像输出至配准部124。
由此，配准部124使用基于与在第1实施方式中表示的上式(10)同样的想法的由下式(24)表示的成本函数E(ΔV，Ω)，来计算第1图像与第2图像之间的位置以及姿势的偏移量亦即移动量ΔV。
【式24】
Figure BDA0004113803950000302
而且，配准部124基于使用上式(24)的成本函数E(ΔV，Ω)而计算出的移动量ΔV来决定诊床12的移动量(并进量以及旋转量)，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。
医用图像处理装置200中的移动量计算处理只要在图3所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理中追加积分图像计算部221涉及的处理即可。更具体而言，在图3所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理中，只要在步骤S104之前追加在积分图像计算部221中计算各个积分图像的处理即可。因此，省略医用图像处理装置200中的与移动量计算处理的流程有关的详细的说明。
根据这样的构成以及动作，医用图像处理装置200在移动量计算处理中根据第1图像计算第1积分图像、根据第2图像计算第2积分图像。而且，在医用图像处理装置200中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，近似图像计算部222根据第1积分图像计算近似图像，配准部124基于近似图像和第2积分图像来进行治疗射束B的照射方向(路径)的偏移、即治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量的计算。在医用图像处理装置200的移动量计算处理中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理同样，反复进行近似图像的计算和偏移量的计算，基于近似图像与第2积分图像的偏移量变为规定的阈值以下时的偏移量来决定使诊床12移动的移动量，将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置200的治疗系统2中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，根据通过医用图像处理装置200的移动量计算处理而决定的诊床12的移动量来实际使患者P移动，能够将在治疗计划中计划的能量量的治疗射束B向肿瘤照射，可按计划进行放射线治疗。
并且，在医用图像处理装置200中，积分图像计算部221通过预先决定的非线性变换(通过实验求出的非线性的换算数据)来计算与第1图像对应的第1积分图像、和与第2图像对应的第2积分图像。由此，在医用图像处理装置200中，能够使在第1实施方式的医用图像处理装置100中所担心的治疗射束B相对于肿瘤的放射剂量分布也一致而决定诊床12的移动量。即，在医用图像处理装置200中，能够在放射线治疗中重要的、存在于向肿瘤照射的治疗射束B通过的路径上的患者P的体内的组织也一致的状态下，决定诊床12的移动量。
其中，在医用图像处理装置200中，在移动量计算处理中进行偏移量的计算的近似图像基于第1积分图像。因此，在配准部124进行近似图像和偏移量的计算(即，移动量ΔV的计算)并更新了第1积分图像的向量V1时，伴随着计算(重建)新的近似图像，第1积分图像计算部221－1也需要计算(重建)新的第1积分图像。即，第1积分图像计算部221－1需要再次计算对在第1图像内治疗射束B通过的新的路径上存在的像素(体素)的像素值(CT值)进行了积分的第1积分图像。例如，在诊床12的移动方向为六自由度的方向的情况下，第1积分图像计算部221－1需要重新计算与由上式(5)表示的六维的向量
Figure BDA0004113803950000321
(V)中的各个自由度对应的六个路径的第1积分图像。即，第1积分图像计算部221－1再次进行6次第1积分图像的计算。可认为第1积分图像计算部221－1中的第1积分图像的再计算成为计算时间增大的重要因素。因此，在医用图像处理装置200中，可以在第1实施方式中使用上式(10)、上式(11)或者上式(13)所示的成本函数E(ΔV，Ω)进行偏移量的计算并进行了患者P的对位之后，进而使用上式(24)所示的成本函数E(ΔV，Ω)来进行偏移量的计算而进行患者P的对位。由此，在医用图像处理装置200中，当在移动量计算处理中反复进行近似图像的计算和偏移量的计算时，能够削减需要再次计算第1积分图像的次数。缩短移动量计算处理需要的整体的计算时间。
如上述那样，在医用图像处理装置200中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，第1图像取得部102取得在治疗前拍摄了的患者P的第1图像、和表示拍摄该第1图像时的位置以及姿势的参数，第2图像取得部104取得在即将开始治疗之前拍摄了的患者P的第2图像、和表示拍摄该第2图像时的位置以及姿势的参数。并且，在医用图像处理装置200中，方向取得部106也取得与治疗室内的方向有关的信息。而且，在医用图像处理装置200中，移动量计算部220所具备的积分图像计算部221计算与第1图像和第2图像各自对应的积分图像，近似图像计算部222基于第1积分图像来计算对第1图像进行了变换(近似)的近似图像。然后，在医用图像处理装置200中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，配准部124基于近似图像和与第2图像对应的第2积分图像来计算第1图像和第2图像的位置以及姿势的偏移量，基于计算出的偏移量来决定诊床12的移动量、即最终的患者P的移动量，将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置200的治疗系统2中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，诊床控制部14通过基于移动量信号SM使诊床12移动，来实际移动患者P的位置。由此，在具备医用图像处理装置200的治疗系统2中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，使当前的患者P的位置对准能够将与在治疗计划阶段中决定的能量接近的能量量的治疗射束B向患者P的体内的肿瘤照射的状态，能够按计划进行放射线治疗。并且，在具备医用图像处理装置200的治疗系统2中，由于能够在向肿瘤照射的治疗射束B通过的路径上存在的患者P的体内的组织也一致的状态下，决定诊床12的移动量，所以与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1相比，能够向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中决定了的能量更接近的能量量的治疗射束B来进行放射线治疗。
如上述说明那样，在医用图像处理装置200中，移动量计算部220还具备积分图像计算部221，该积分图像计算部221计算对包含于第1图像并在治疗射束B的路径治疗射束B通过的三维的第1像素(体素)的像素值(CT值)进行了积分的第1积分图像、和对包含于第2图像并从照射方向照射的治疗射束B通过的三维的第2像素(体素)的像素值(CT值)进行了积分的第2积分图像，近似图像计算部222基于第1积分图像来计算近似图像，配准部124输出基于第2积分图像与近似图像的偏移量的移动量信号SM。由此，医用图像处理装置200基于对包含于第1图像的体素的CT值进行了积分的第1积分图像、和对包含于第2图像的体素的CT值进行了积分的第1积分图像，来计算治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量，能够决定用于使当前的患者P的位置与在治疗计划阶段中拍摄了第1图像时的位置对准的移动量。
如上述说明那样，积分图像计算部221也可以对位于治疗射束B的路径上的第1像素(体素)的像素值(CT值)和位于从照射方向照射的治疗射束B通过的路径上的第2像素(体素)的像素值(CT值)分别通过规定的非线性变换(通过实验求出的非线性的换算数据)加以变换之后进行积分，来分别计算第1积分图像和第2积分图像。由此，医用图像处理装置200能够基于在对包含于第1图像的体素的CT值以及包含于第2图像的体素的CT值通过基于实验求出的非线性的换算数据的回归式变换之后进行了积分的第1积分图像和第2积分图像，来决定用于使当前的患者P的位置与在治疗计划阶段中拍摄了第1图像时的位置对准的移动量。
如上述说明那样，积分图像计算部221可以通过非线性变换(通过实验求出的非线性的换算数据)来将位于治疗射束B的路径上的第1像素(体素)的像素值(CT值)和位于从照射方向照射的治疗射束B通过的路径上的第2像素(体素)的像素值(CT值)分别变换为表示治疗射束B到达各个像素(体素)的到达能量的值(例如，水等效厚度)。由此，医用图像处理装置200能够基于将包含于第1图像的体素的CT值以及包含于第2图像的体素的CT值例如在换算为水等效厚度之后进行了积分的第1积分图像和第2积分图像，来决定用于使当前的患者P的位置与在治疗计划阶段中拍摄了第1图像时的位置对准的移动量。
如上述说明那样，积分图像计算部221可以对将位于治疗射束B到达照射对象的区域(肿瘤)为止的区间的治疗射束B的路径上的第1像素(体素)的像素值(CT值)、以及在从照射方向照射的治疗射束B通过的路径上位于到达照射对象的区域(肿瘤)为止的区间的第2像素(体素)的像素值(CT值)分别变换后得到的能量损失量的值(水等效厚度)进行积分，来分别计算第1积分图像和第2积分图像。由此，医用图像处理装置200能够减少生成第1积分图像与第2积分图像时的处理量(运算量)。
(第3实施方式)
以下，对第3实施方式进行说明。在放射线治疗的治疗计划中，如上述那样，治疗计划的制定者(医生等)针对在治疗计划阶段中拍摄到的第1图像(例如，由CT拍摄装置16拍摄的CT图像)指定肿瘤(病灶)的区域与正常组织的区域的边界、肿瘤与处于其周边的重要器官的边界等。即，在治疗计划中，按每个患者P指定用于决定所照射的治疗射束B的方向、强度等的肿瘤的位置、OAR等信息。该治疗计划中的肿瘤的位置、OAR等信息的指定需要某种程度的时间。因此，对于即将开始治疗之前的患者P的第2图像，一般不输入治疗计划阶段那样的肿瘤的位置、OAR等信息。因此，在以往的放射线治疗中，假定为即将开始治疗之前的患者P的体内存在的肿瘤的位置与治疗计划时为相同的位置，来进行治疗。因此，在以往的放射线治疗中，难以应对在治疗中发生的可能性高的肿瘤的位置的经时变化。鉴于此，在第3实施方式中提议了以下构成以及计算方法：对于即将开始治疗之前的患者P的第2图像辨识与在治疗计划中针对第1图像指定的肿瘤的图像图形类似的部位，由此关注于肿瘤所存在的局部的部分，使为了将当前的患者P的体位与治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量的决定对应于肿瘤的位置的经时变化。
具备第3实施方式的医用图像处理装置的治疗系统的构成是在具备图1所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1的构成中医用图像处理装置100被第3实施方式的医用图像处理装置300代替了的构成。在以下的说明中，将具备医用图像处理装置300的治疗系统称为“治疗系统3”。
在以下的说明中，对在具备医用图像处理装置300的治疗系统3的构成要素中与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1的构成要素相同的构成要素赋予同一附图标记，省略与各个构成要素有关的详细的说明，以不同点为中心进行说明。
医用图像处理装置300与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，基于由CT拍摄装置16输出的CT图像来进行用于在执行放射线治疗时使患者P的位置对准的处理，将为了使从治疗射束照射门18照射的治疗射束B的照射方向与在治疗计划阶段中设定的方向对准而使诊床12移动的移动量信号SM输出至诊床控制部14。在医用图像处理装置300中，能够关注于患者P的体内的肿瘤所存在的局部的部分，来决定使由所照射的治疗射束B对患者P的体内的肿瘤赋予的能量接近在治疗计划阶段中计划的能量那样的诊床12的移动量。
以下，对构成治疗系统3的医用图像处理装置300的构成进行说明。图7是表示第3实施方式的医用图像处理装置300的简要结构的框图。医用图像处理装置300具备第1图像取得部102、第2图像取得部104、方向取得部106、区域取得部308以及移动量计算部320。移动量计算部320具备近似图像计算部122、运动推断部323以及配准部324。
区域取得部308取得与在治疗计划阶段中针对患者P的第1图像指定了的肿瘤有关的区域的信息。区域取得部308例如取得肿瘤的位置、PTV、OAR等区域的信息作为与肿瘤有关的区域的信息(以下，称为“区域信息”)。区域取得部308取得区域信息的图像并不局限于第1图像，只要是在治疗计划阶段中被指定了与肿瘤有关的区域的图像即可，例如也可以是第2图像、包括在以前的放射线治疗时拍摄到的图像中推断出的与肿瘤有关的区域的图像。区域取得部308将所取得的区域信息输出至移动量计算部320，更具体而言输出至运动推断部323。
运动推断部323基于由第1图像取得部102输出的第1图像、由第2图像取得部104输出的第2图像、以及由区域取得部308输出的区域信息来将第1图像所包含的肿瘤、PTV、OAR等区域拷贝至第2图像。运动推断部323生成基于拷贝至第2图像的肿瘤等区域来推断出第2图像内的肿瘤的位置等的变化(运动)的运动模型。运动推断部323将生成的运动模型输出至配准部324。
配准部324基于由近似图像计算部122输出的第1图像的近似图像、由第2图像取得部104输出的第2图像、以及由运动推断部323输出的运动模型来将包括肿瘤的运动在内地计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。配准部324基于计算出的偏移量来决定用于使映现于第2图像的当前的患者P的体位与映现于第1图像的治疗计划阶段的患者P的体位对准的诊床12的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。
(运动模型的推断方法)
接下来，对运动推断部323推断运动模型的方法进行说明。在以下的说明中，说明基于针对由区域取得部308输出的区域信息所表示的第1图像指定的与肿瘤有关的区域来推断用于确定在第2图像内存在的肿瘤的位置等的运动的运动模型的推断方法。
在运动推断部323的运动模型的推断中，求出与针对第1图像指定的肿瘤的区域内的图像类似的第2图像内的区域的运动。作为其方法，运动推断部323例如采用模板匹配的技术。更具体而言，运动推断部323通过将表示针对第1图像指定了的肿瘤的区域的图像作为模板，对于第2图像进行模板匹配，来搜索最类似的图像的位置作为第2图像内的肿瘤的位置。而且，运动推断部323求出搜索到的第2图像内的肿瘤的位置的运动向量，将求出的全部的运动向量作为运动模型。运动推断部323可以将作为模板的肿瘤的区域分割为多个小的区域(以下，称为“小区域”)，将表示所分割的各个小区域的图像作为各个模板。该情况下，运动推断部323按各个小区域的模板进行模板匹配，按各个小区域搜索最类似的第2图像内的肿瘤的位置。而且，运动推断部323求出与搜索出的各个小区域对应的第2图像内的肿瘤的位置的运动向量，将分别求出的全部的运动向量作为运动模型。运动推断部323可以将求出的运动向量的平均向量、中值向量等作为运动模型。
运动推断部323也可以求出与针对第1图像指定的肿瘤的区域内的像素值的分布类似的第2图像内的区域的运动。作为其方法，运动推断部323例如可以利用通过均值偏移(Mean Shift)或中心偏移(Medoid Shift)等搜索像素值的直方图类似的位置来追踪物体的技术。此时，运动推断部323利用使用针对第1图像指定了的肿瘤的区域内的全部的像素值而求出的像素值的直方图的分布来生成运动模型。运动推断部323可以将针对第1图像指定了的肿瘤的区域分割为多个小区域，按分割了的各个小区域，利用使用区域内的像素值而求出的像素值的直方图的分布来生成与各个小区域对应的运动模型。该情况下，运动推断部323可以将与各个小区域对应的多个运动模型集中作为运动模型组，也可以将运动模型组的平均向量、中值向量等作为运动模型。
运动推断部323将这样生成的运动模型输出至配准部324。
由此，配准部324将肿瘤的运动包括在内地如上述那样计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量。此时，配准部324使用由下式(25)表示的成本函数E(ΔV，Ω)来将肿瘤的运动包括在内地计算第1图像与第2图像之间的位置以及姿势的偏移量亦即移动量ΔV。
【式25】
E(ΔV，Ω)＝∑i∈Ω[(Ii(V+ΔV)-Tm(i)(V))]2…(25)
在上式(25)中，Ω是区域取得部308取得的与针对第1图像指定的肿瘤有关的区域内的位置的集合。数式(26)是通过运动模型将与针对第1图像指定的肿瘤有关的区域变换后的位置的函数。在运动模型例如是将第2图像内的肿瘤的位置的全部的运动向量的平均向量的一个模型化了的运动模型的情况下，函数数式(26)表示为肿瘤的位置在平行移动。
【式26】
m(i)，i∈R3…(26)
而且，配准部324基于使用上式(25)的成本函数E(ΔV，Ω)而计算出的移动量ΔV来决定诊床12的移动量(并进量以及旋转量)，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。
医用图像处理装置300中的移动量计算处理只要在图3所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理中追加区域取得部308涉及的处理和运动推断部323涉及的处理即可。更具体而言，在图3所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理中，只要例如在步骤S102之后追加在区域取得部308中取得针对第1图像指定的肿瘤的区域信息的处理，在步骤S106之前追加在运动推断部323中推断第2图像内的肿瘤的位置等的运动来生成运动模型的处理即可。因此，省略医用图像处理装置300中的与移动量计算处理的流程有关的详细的说明。
通过这样的构成以及动作，医用图像处理装置300在移动量计算处理中取得针对第1图像指定的肿瘤的区域信息，基于所取得的区域信息将肿瘤的区域拷贝到第2图像，来生成推断出第2图像内的肿瘤的位置等的变化(运动)的运动模型。而且，在医用图像处理装置300中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，近似图像计算部122根据第1图像计算近似图像。然后，配准部324基于近似图像、第2图像以及运动模型来包括肿瘤的运动在内地计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量、即治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量。在医用图像处理装置300的移动量计算处理中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100的移动量计算处理同样，反复进行近似图像的计算和偏移量的计算，基于近似图像与第2图像的偏移量变为规定的阈值以下时的偏移量来决定使诊床12移动的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，根据由医用图像处理装置300的移动量计算处理决定的诊床12的移动量来实际使患者P移动，能够向肿瘤照射在治疗计划中计划的能量量的治疗射束B，可按计划进行放射线治疗。
并且，在医用图像处理装置300中，通过区域取得部308、运动推断部323以及配准部324的构成，来关注于在治疗计划阶段中针对患者P的第1图像指定的肿瘤所存在的局部的部分，包括肿瘤的运动在内地计算患者P的当前的体位与治疗计划阶段的患者P的体位的偏移量。由此，在医用图像处理装置300中，能够进行与在放射线治疗的治疗中发生的可能性高得肿瘤的位置的经时变化对应的患者P的对位。
如上述那样，在医用图像处理装置300中，也与第1实施方式的医用图像处理装置100同样，第1图像取得部102取得在治疗前拍摄了的患者P的第1图像、和表示拍摄该第1图像时的位置以及姿势的参数，第2图像取得部104取得在即将开始治疗之前拍摄到的患者P的第2图像、和表示拍摄该第2图像时的位置以及姿势的参数。并且，在医用图像处理装置300中，方向取得部106也取得与治疗室内的方向有关的信息。而且，在医用图像处理装置300中，移动量计算部320所具备的近似图像计算部122也计算将第1图像变换(近似)了的近似图像。并且，在医用图像处理装置300中，区域取得部308取得与在治疗计划阶段中针对患者P的第1图像指定的肿瘤有关的区域的区域信息，移动量计算部320所具备的运动推断部323生成推断出第2图像内的肿瘤的位置等的变化(运动)的运动模型。然后，在医用图像处理装置300中，移动量计算部320所具备的配准部324基于近似图像、第2图像以及运动模型来包括肿瘤的运动在内地计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量，基于计算出的偏移量来决定诊床12的移动量、即最终的患者P的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，通过诊床控制部14基于移动量信号SM使诊床12移动，来实际移动患者P的位置。由此，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，能够使当前的患者P的位置对准可向患者P的体内的肿瘤照射接近在治疗计划阶段中决定了的能量的能量量的治疗射束B的状态，来按计划进行放射线治疗。并且，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，由于能够包括患者P的体内的肿瘤的运动在内地决定诊床12的移动量，所以与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1相比，能够向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中决定的能量更接近的能量量的治疗射束B来进行放射线治疗。
在医用图像处理装置300中，表示了对图2所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的构成追加或者替代了与肿瘤的运动的推断相关的构成要素的构成。更具体而言，在医用图像处理装置300中，表示了对第1实施方式的医用图像处理装置100追加区域取得部308、对医用图像处理装置100所具备的移动量计算部120追加运动推断部323、将配准部124替换为配准部324的构成。对于图4所示的第2实施方式的医用图像处理装置200的构成也能够同样地进行与该肿瘤的运动的推断相关的构成要素的变更。该情况下的构成、动作、处理以及计算方法只要构成为与上述的医用图像处理装置300的构成、动作、处理以及计算方法等效即可。因此，省略与使第2实施方式的医用图像处理装置200成为推断肿瘤的运动的构成的情况下的构成、动作、处理以及计算方法有关的详细的说明。
如上述那样，在医用图像处理装置300中，区域取得部308取得与在治疗计划阶段中针对患者P的第1图像指定的肿瘤有关的区域的区域信息，移动量计算部320所具备的运动推断部323生成推断出第2图像内的肿瘤的位置等的变化(运动)的运动模型。然后，在医用图像处理装置300中，移动量计算部320所具备的配准部324基于近似图像、第2图像以及运动模型，将肿瘤的运动包括在内地计算第1图像与第2图像的位置以及姿势的偏移量，基于计算出的偏移量来决定诊床12的移动量、即最终的患者P的移动量，并将表示所决定的诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，通过诊床控制部14基于移动量信号SM使诊床12移动，来实际移动患者P的位置。由此，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，也与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1同样，能够使当前的患者P的位置对准可向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中决定了的能量接近的能量量的治疗射束B的状态，来按计划进行放射线治疗。并且，在具备医用图像处理装置300的治疗系统3中，由于能够将患者P的体内的肿瘤的运动包括在内地决定诊床12的移动量，所以与具备第1实施方式的医用图像处理装置100的治疗系统1相比，能够向患者P的体内的肿瘤照射与在治疗计划阶段中决定了的能量更接近的能量量的治疗射束B来进行放射线治疗。
如上述说明那样，在医用图像处理装置300中，还具备基于针对患者P的治疗计划的信息来取得与患者P的体内的肿瘤的区域有关的区域信息的区域取得部308，移动量计算部320还具备基于第1图像、第2图像以及区域信息来推断肿瘤的运动的运动推断部323，配准部324输出基于包括运动推断部323推断出的肿瘤的运动在内的偏移量的移动量信号SM。由此，医用图像处理装置300基于第1图像、第2图像、方向信息以及区域信息来包括肿瘤的变化(运动)在内地计算治疗计划阶段的患者P的体位与当前的患者P的体位的偏移量，能够决定用于使当前的患者P的位置与在治疗计划阶段中拍摄第1图像时的位置对准的移动量。
如上述说明那样，区域信息可以至少包括肿瘤(病灶)的区域和位于肿瘤(病灶)的周边的危及器官(OAR)的区域。
(第4实施方式)
以下，对第4实施方式进行说明。也可考虑在通过第1～第3实施方式的医用图像处理装置进行了患者P的对位之后，放射线治疗的实施者、即作为治疗系统的利用者的医生等确认对位的结果并进一步微调患者P的位置、姿势。鉴于此，在第4实施方式中，对通过医用图像处理装置进行了患者P的对位的结果的确认、用于微调以及患者P的位置、姿势的构成进行说明。在以下的说明中，以图2所示的第1实施方式的医用图像处理装置100为代表例，对进行患者P的对位的结果确认以及微调的构成进行说明。在以下的说明中，将第4实施方式的医用图像处理装置100a称为“医用图像处理装置100a”，将具备医用图像处理装置100a的治疗系统称为“治疗系统1a”。
图8是表示第4实施方式的医用图像处理装置100a的简要结构的框图。医用图像处理装置100a例如具备第1图像取得部102、第2图像取得部104、方向取得部106、移动量计算部120以及用户接口部130。移动量计算部120例如具备近似图像计算部122和配准部124。医用图像处理装置100a是对第1实施方式的医用图像处理装置100a追加了用户接口部130的构成。
第2图像取得部104将所取得的第2图像还输出至用户接口部130。移动量计算部120所具备的近似图像计算部122将计算出的近似图像还输出至用户接口部130。也可以取而代之或者在此基础上，第1图像取得部102将所取得的第1图像还输出至用户接口部130。
用户接口部130具备：显示装置，向具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a的利用者(医生等)提示进行了患者P的对位的结果；以及输入装置，受理利用者(以下，称为“用户”)涉及的各种操作的输入。用户接口部130所具备的显示装置例如是液晶显示器(LCD：Liquid Crystal Display)等。用户接口部130例如生成将由近似图像计算部122输出的近似图像(也可以是由第1图像取得部102输出的第1图像)与由第2图像取得部104输出的第2图像重叠的图像，并将所生成的图像作为进行了患者P的对位的结果而使显示装置显示。
用户接口部130所具备的输入装置是键盘等输入器件、鼠标或笔形的触针等指示器件、按钮或开关类等操作器件。用户接口部130受理由用户对输入装置的操作，更具体而言受理患者P的位置、姿势的微调的操作，将受理到的操作所表示的信息输出至移动量计算部120所具备的配准部124。用户接口部130受理的操作例如可以是指定三维空间内的区域的参数的设定、成本函数中的参数的设定。用户接口部130受理的操作例如可以是设定方向取得部106所取得的治疗室内的方向的操作。该情况下，用户接口部130将受理到的操作所表示的信息输出至方向取得部106。
用户接口部130具备按压传感器作为输入装置，可以构成为与显示装置组合的触摸面板。该情况下，用户接口部130通过按压传感器检测在显示于显示装置的图像之上进行了的用户的各种触摸(点击或轻抚等)操作并受理，将受理到的用户的输入操作所表示的信息输出至配准部124(或者方向取得部106)。
这里，对用户接口部130中的图像的显示以及操作的输入进行说明。由于近似图像(也可以是第1图像)以及第2图像是三维的图像，所以无法使进行二维的显示的显示装置直接显示。鉴于此，用户接口部130生成与近似图像和第2图像各自对应的1个或多个截面图像并使显示装置显示。此时，用户接口部130为了容易通过目视观察来进行近似图像与第2图像各自的比较而显示各个截面图像的差分图像。用户接口部130也可以进行根据各个截面图像的差值的大小而进行了颜色划分的色图显示。用户接口部130也可以重叠显示PTV、PRV等的轮廓。用户接口部130可以显示每个PTV、PRV的成本函数的值作为信息。由此，用户能够确认显示于显示装置的近似图像与第2图像的各个截面图像，进行近似图像与第2图像的偏移的判定、即判断是否微调患者P的位置、姿势。如果用户操作输入装置来对患者P的位置、姿势进行微调，则用户接口部130将通过输入装置输入的表示微调的调整值的信息输出至配准部124。由此，配准部124将反映了由用户接口部130输入的调整值的移动量信号SM输出至诊床控制部14。诊床控制部14根据由移动量计算部120所具备的配准部124输出的移动量信号SM来使诊床12移动以便当前的患者P的体位成为被用户微调了的体位。
对用户接口部130使显示装置显示的图像的一个例子进行说明。图9是表示第4实施方式的医用图像处理装置100a所具备的用户接口部130使显示装置显示的显示画面的一个例子的图。图9中示出了用户接口部130使图像显示的显示装置的画面IM的一个例子。在图9中，使画面IM的左右显示从不同的方向(例如，患者P的左右)观察的情况下的图像IML和图像IMR。图像IML和图像IMR分别是将近似图像的截面图像PI1与第2图像的截面图像PI2的各个截面图像重叠了的图像。在图像IML和图像IMR中分别还重叠显示了从对应的方向观察时的肿瘤F。并且，在图像IML和图像IMR中分别通过对截面图像PI1与截面图像PI2偏移的部位(即，患者P的体表面、体内的组织的轮廓部分偏移的部位)着色，来强调(突出)患者P的当前的体位与治疗计划阶段的患者P的体位的偏移。
用户通过观察画面IM内的图像IML和图像IMR各自的图像，能够容易地确认患者P的当前的体位与治疗计划阶段的患者P的体位的偏移。而且，用户能够根据图像IML和图像IMR各自的图像，一边目视确认患者P的当前的体位与治疗计划阶段的患者P的体位的偏移，一边针对输入装置进行微调患者P的位置、姿势的操作。此时，用户接口部130可以生成将由用户操作的微调虚拟地反映至图像IML和图像IMR各自的新的图像，并依次更新当前显示的图像IML与图像IMR各自的图像。即，用户接口部130可以依次提示由用户进行的微调的结果。由此，用户能够一边依次确认在图像IML与图像IMR各自中被强调的(突出的)截面图像PI1与截面图像PI2偏移的部位通过微调而逐渐消除的样子，一边进行微调的操作。而且，用户能够在截面图像PI1与截面图像PI2偏移的部位消失或者成为允许范围时，向患者P的体内的肿瘤照射治疗射束B来进行放射线治疗。
医用图像处理装置100a中的移动量计算处理除了存在用户接口部130中的显示、输入这一点不同之外，与图3所示的第1实施方式的医用图像处理装置100中的移动量计算处理相同。因此，省略医用图像处理装置100a中的与移动量计算处理的流程有关的详细的说明。
通过这样的构成以及动作，医用图像处理装置100a通过使用户接口部130所具备的显示装置显示进行了治疗计划阶段的患者P的位置与当前的患者P的位置的对位的结果，来向具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a的用户(医生等)进行提示。由此，具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a的用户能够通过目视观察来确认治疗计划阶段的患者P的位置与当前的患者P的位置的偏移，并判断是否对当前的P的体位进行微调。而且，用户在判断为对患者P的体位进行微调的情况下，能够一边通过目视观察确认显示于显示装置的患者P的体位的偏移，一边操作构成用户接口部130的输入装置来在显示于显示装置的近似图像和第2图像的各个截面图像之上进行对患者P的位置、姿势微调的操作。而且，医用图像处理装置100a将反映了由用户微调的调整值的最终的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，诊床控制部14根据由医用图像处理装置100a输出的移动量信号SM来使诊床12移动以便当前的患者P的体位成为由用户微调后的体位。即，由此，在具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a中，当患者P的体位成为适合于进行放射线治疗的体位时，能够向肿瘤照射在治疗计划中计划的能量量的治疗射束B，能够按计划进行放射线治疗。
如上述那样，在第4实施方式的医用图像处理装置100a中，与第1实施方式的医用图像处理装置100a同样，将表示诊床12的移动量的移动量信号SM输出至诊床控制部14。并且，在第4实施方式的医用图像处理装置100a中，向用户提示进行了患者P的对位的结果，接受由用户对患者P的位置的微调。而且，在第4实施方式的医用图像处理装置100a中，将反映了由用户输入的微调的移动量信号SM输出至诊床控制部14。由此，在具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a中，通过诊床控制部14基于移动量信号SM使诊床12移动，来将患者P的位置实际移动到反映了由用户进行的微调的位置。由此，在具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a中，能够使当前的患者P的位置实际移动到适合于进行放射线治疗的用户所希望的位置，来向肿瘤照射在治疗计划中计划的能量量的治疗射束B，按计划进行放射线治疗。
在医用图像处理装置100a中，示出了在图2所示的第1实施方式的医用图像处理装置100的构成中具备用户接口部130的构成。但是，并不限定于用户接口部130装备于第1实施方式的医用图像处理装置100的构成，也可以是装备于第2实施方式的医用图像处理装置200、第3实施方式的医用图像处理装置300的构成。并且，并不限定于作为医用图像处理装置的构成要素而具备用户接口部130的构成，也可以是治疗系统所具备的构成、即可以是装备于医用图像处理装置的外部的构成。这样的情况下的构成、动作、处理以及计算方法只要构成为与上述的医用图像处理装置100a的构成、动作、处理以及计算方法等效即可。因此，省略与具备用户接口部130的其他医用图像处理装置、或者具备医用图像处理装置的治疗系统的构成、动作、处理以及计算方法有关的详细的说明。
如上述说明那样，医用图像处理装置100a还具备用户接口部130，该用户接口部130具备至少显示用于对配准部124计算出的偏移量进行确认的图像的显示装置。由此，医用图像处理装置100a能够将进行了治疗计划阶段的患者P的位置与当前的患者P的位置的对位的结果提示给具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a的用户(医生等)。
如上述说明那样，在医用图像处理装置100a中，用户接口部130还具备输入装置，该输入装置输入用于对基于显示于显示装置的图像而设定的移动量进行调整的调整值，配准部124可以输出以被输入至输入装置的调整值调整了移动量的移动量信号SM。由此，医用图像处理装置100a能够输出反映了由具备医用图像处理装置100a的治疗系统1a的用户(医生等)输入了的调整值的移动量信号SM。
在第2实施方式、第3实施方式以及第4实施方式中，说明了对第1实施方式的医用图像处理装置100追加了在各个实施方式中成为特征的构成要素的构成。但是，各个实施方式中成为特征的构成要素并非排他性的，能够并存。例如，第2实施方式的医用图像处理装置200所具备的积分图像计算部221、第3实施方式的医用图像处理装置300所具备的区域取得部308以及运动推断部323、以及第4实施方式的医用图像处理装置100a所具备的用户接口部130可以装备于一个医用图像处理装置。该情况下，通过医用图像处理装置所具备的其他的构成要素适当地进行变更，来实现与各个构成要素对应的功能。
在各实施方式中，对近似图像计算部122(或者，近似图像计算部222)计算近似图像的原来的图像是第1图像(或者，与第1图像对应的第1积分图像)的情况进行了说明。换言之，对配准部124(或者，配准部324)计算偏移量的基准的图像是第2图像(或者，与第2图像对应的第2积分图像)的情况进行了说明。但是，计算近似图像的原来的图像和计算偏移量的基准的图像可以相互更换。即，近似图像计算部122(或者，近似图像计算部222)可以计算使第2图像(或者，与第2图像对应的第2积分图像)移动(并进以及旋转)了的近似图像，配准部124(或者，配准部324)可以以第1图像(或者，与第1图像对应的第1积分图像)作为基准来计算偏移量。该情况下的各实施方式的医用图像处理装置的构成、动作、处理以及计算方法只要构成为与上述的各实施方式的医用图像处理装置100的构成、动作、处理以及计算方法等效即可。
在各实施方式中，对医用图像处理装置与治疗装置10各自是独立的装置的构成进行了说明。但是，并不限定于医用图像处理装置与治疗装置10是独立的装置的构成，也可以是医用图像处理装置与治疗装置10成为一体的构成。
如上述说明那样，例如，医用图像处理装置100执行的医用图像处理方法是计算机(处理器等)执行下述处理的医用图像处理方法：取得拍摄了患者P的体内的三维的第1图像(例如，CT图像)，并取得在与第1图像不同的时刻拍摄到的患者P的体内的三维的第2图像(例如，CT图像)，取得治疗室中的与向患者P照射的治疗射束B的照射方向有关的方向信息，基于对第1图像设定的治疗射束B的路径和与照射方向有关的方向信息，输出对为了使映现于第2图像的患者P的位置与映现于第1图像的患者P的位置对准而移动的第2图像的移动量进行表示的移动量信号SM。
如上述说明那样，例如，医用图像处理装置100执行的程序是使计算机(处理器等)执行下述处理的程序：取得拍摄了患者P的体内的三维的第1图像(例如，CT图像)，取得在与第1图像不同的时刻拍摄到的患者P的体内的三维的第2图像(例如，CT图像)，取得治疗室中的与向患者P照射的治疗射束B的照射方向有关的方向信息，基于对第1图像设定的治疗射束B的路径和与照射方向有关的方向信息，来输出对为了使映现于第2图像的患者P的位置与映现于第1图像的患者P的位置对准而移动的第2图像的移动量进行表示的移动量信号SM。
根据以上说明的至少一个实施方式，通过具有：第1图像取得部(102)，取得拍摄了患者(P)的体内的三维的第1图像；第2图像取得部(104)，取得在与第1图像不同的时刻拍摄到的患者(P)的体内的三维的第2图像；方向取得部(106)，取得治疗室中的与向患者(P)照射的放射线(治疗射束B)的照射方向有关的信息(方向信息)；以及移动量计算部(120)，基于对第1图像设定的放射线(治疗射束B)的路径和与照射方向有关的信息(方向信息)来输出对为了使映现于第2图像的患者(P)的位置与映现于第1图像的患者(P)的位置对准而移动的第2图像的移动量进行表示的移动量信号(SM)，能够使被固定于诊床(12)的患者(P)移动为可向肿瘤(病灶)照射在治疗计划中计划的能量量的放射线(治疗射束B)。
对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式只是例示，并不意图限定发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式加以实施，可在不脱离发明主旨的范围进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形与包含于发明的范围、主旨同样地包含于本公开技术方案所记载的发明及其等同的范围。

Claims (17)

1.一种医用图像处理装置，其特征在于，具备：
第1图像取得部，取得拍摄了患者的体内的三维的第1图像；
第2图像取得部，取得在与所述第1图像不同的时刻拍摄到的所述患者的体内的三维的第2图像；
方向取得部，取得与向治疗室中的所述患者照射的放射线的照射方向有关的信息；以及
移动量计算部，基于对所述第1图像设定的放射线的路径和与所述照射方向有关的信息来输出移动量信号，该移动量信号表示为了使映现于所述第2图像的所述患者的位置与映现于所述第1图像的所述患者的位置对准而移动的所述第2图像的移动量。
2.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述移动量计算部具备：
近似图像计算部，基于所述放射线的路径和与所述照射方向有关的信息，来计算将所述第1图像按所述患者的体位发生变化的每个自由度挪动规定幅度而生成的近似图像；以及
配准部，使用所述近似图像来计算所述第1图像与所述第2图像的偏移量，基于计算出的偏移量来决定所述移动量，并输出表示所决定的所述移动量的所述移动量信号。
3.根据权利要求1所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述移动量计算部具备：
近似图像计算部，基于所述放射线的路径和与所述照射方向有关的信息，来计算将所述第1图像映像于平面的二维的近似图像；以及
配准部，使用所述近似图像来计算所述第1图像与所述第2图像的偏移量，基于计算出的偏移量来决定所述移动量，并输出表示所决定的所述移动量的所述移动量信号。
4.根据权利要求2或3所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述移动量计算部还具备积分图像计算部，该积分图像计算部计算第1积分图像和第2积分图像，该第1积分图像是对包含于所述第1图像且在所述放射线的路径上所述放射线通过的三维的第1像素的像素值进行了积分的积分图像，该第2积分图像是对包含于所述第2图像且从所述照射方向照射的所述放射线通过的三维的第2像素的像素值进行了积分的积分图像，
所述近似图像计算部基于所述第1积分图像来计算所述近似图像，
所述配准部输出基于所述第2积分图像与所述近似图像的偏移量的所述移动量信号。
5.根据权利要求4所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述积分图像计算部对位于所述放射线的路径上的所述第1像素的像素值和位于从所述照射方向照射的所述放射线通过的路径上的所述第2像素的像素值分别通过规定的非线性变换加以变换之后进行积分，来分别计算所述第1积分图像和所述第2积分图像。
6.根据权利要求5所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述积分图像计算部通过所述非线性变换来将位于所述放射线的路径上的所述第1像素的像素值和位于从所述照射方向照射的所述放射线通过的路径上的所述第2像素的像素值分别变换为表示所述放射线到达各个像素的到达能量的值。
7.根据权利要求6所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述积分图像计算部对将位于所述放射线到达照射对象的区域为止的区间的所述放射线的路径上的所述第1像素的像素值和从所述照射方向照射的所述放射线通过的路径上位于到达所述照射对象的区域为止的区间的所述第2像素的像素值分别变换后得到的能量损失量的值进行积分，来分别计算所述第1积分图像和所述第2积分图像。
8.根据权利要求2至7中任意一项所述的医用图像处理装置，其特征在于，
还具备区域取得部，该区域取得部基于针对所述患者的治疗计划的信息来取得与所述患者的体内的肿瘤的区域有关的区域信息，
所述移动量计算部还具备运动推断部，该运动推断部基于所述第1图像、所述第2图像以及所述区域信息来推断所述肿瘤的运动，
所述配准部输出基于包括所述运动推断部推断出的所述肿瘤的运动在内的所述偏移量的所述移动量信号。
9.根据权利要求8所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述区域信息至少包括所述肿瘤的区域和位于所述肿瘤的周边的危及器官的区域。
10.根据权利要求2至9中任意一项所述的医用图像处理装置，其特征在于，
还具备用户接口部，该用户接口部具备显示装置，该显示装置至少显示用于对所述配准部计算出的偏移量进行确认的图像。
11.根据权利要求10所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述用户接口部还具备供调整值输入的输入装置，该调整值用于对基于显示于所述显示装置的图像而设定的所述移动量进行调整，
所述配准部输出以被输入至所述输入装置的所述调整值调整了所述移动量的所述移动量信号。
12.根据权利要求1至11中任意一项所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述移动量信号被输出至对治疗装置所具备的诊床进行控制的诊床控制部。
13.根据权利要求1至12中任意一项所述的医用图像处理装置，其特征在于，
所述放射线的照射对象的区域是存在于所述患者的体内的肿瘤的区域，
所述放射线的路径包括所述肿瘤的区域。
14.根据权利要求1至13中任意一项所述的医用图像处理装置，其特征在于，
在所述第2图像被移动了由所述移动量计算部输出的移动量信号所表示的移动量的情况下，从所述照射方向照射的所述放射线所通过的路径包括避开所述放射线的照射的区域。
15.一种治疗系统，其特征在于，具备：
权利要求1至权利要求14中任意一项所述的医用图像处理装置；以及
治疗装置，具备向所述患者照射放射线的照射部、拍摄所述第1图像以及所述第2图像的拍摄装置、载置所述患者并进行固定的诊床、以及根据所述移动量信号来控制所述诊床的移动的诊床控制部。
16.一种医用图像处理方法，其特征在于，
计算机进行如下动作：
取得拍摄了患者的体内的三维的第1图像，
取得在与所述第1图像不同的时刻拍摄到的所述患者的体内的三维的第2图像，
取得与向治疗室中的所述患者照射的放射线的照射方向有关的信息，
基于对所述第1图像设定的放射线的路径和与所述照射方向有关的信息来输出移动量信号，该移动量信号表示为了使映现于所述第2图像的所述患者的位置与映现于所述第1图像的所述患者的位置对准而移动的所述第2图像的移动量。
17.一种程序，其特征在于，
使计算机进行如下动作：
取得拍摄了患者的体内的三维的第1图像，
取得在与所述第1图像不同的时刻拍摄到的所述患者的体内的三维的第2图像，
取得与向治疗室中的所述患者照射的放射线的照射方向有关的信息，
基于对所述第1图像设定的放射线的路径和与所述照射方向有关的信息，来输出移动量信号，该移动量信号表示为了使映现于所述第2图像的所述患者的位置与映现于所述第1图像的所述患者的位置对准而移动的所述第2图像的移动量。
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