JP2000167072A - 動体追跡照射装置 - Google Patents
動体追跡照射装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 従来、3次元座標を求めたい位置をその都度
手動で指示しなければならない等の課題があった。 【解決手段】 腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ17
を撮像するX線透視装置21と、腫瘍マーカをX線透視
装置21と同時に撮像するX線透視装置22と、画像入
力部A、Bによってデジタイズされた画像情報に予め登
録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃
淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所
定フレームレートの実時間レベルで実行し、前記腫瘍マ
ーカの2次元座標を求める認識処理部A、Bと、認識処
理部で算出された2次元座標より前記腫瘍マーカの3次
元座標を計算する中央演算処理部30と、前記求めた腫
瘍マーカの3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム照射を制御する照射制御部23とを備えた。 【効果】 体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に
大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減できる。
手動で指示しなければならない等の課題があった。 【解決手段】 腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ17
を撮像するX線透視装置21と、腫瘍マーカをX線透視
装置21と同時に撮像するX線透視装置22と、画像入
力部A、Bによってデジタイズされた画像情報に予め登
録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃
淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所
定フレームレートの実時間レベルで実行し、前記腫瘍マ
ーカの2次元座標を求める認識処理部A、Bと、認識処
理部で算出された2次元座標より前記腫瘍マーカの3次
元座標を計算する中央演算処理部30と、前記求めた腫
瘍マーカの3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム照射を制御する照射制御部23とを備えた。 【効果】 体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に
大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減できる。
Description
【発明の詳細な説明】
【0001】
【発明の属する技術分野】この発明は、機構系の絶対精
度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時
間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線
量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減でき
る、X線、電子線、陽子線、重粒子線等の動体追跡照射
装置及びこれを用いた位置決め方法に関するものであ
る。
度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時
間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線
量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減でき
る、X線、電子線、陽子線、重粒子線等の動体追跡照射
装置及びこれを用いた位置決め方法に関するものであ
る。
【0002】
【従来の技術】従来の動体追跡照射装置について図面を
参照しながら説明する。図27は、例えば特開平1−2
42074号公報に示された従来の動体追跡照射装置の
構成を示す図である。
参照しながら説明する。図27は、例えば特開平1−2
42074号公報に示された従来の動体追跡照射装置の
構成を示す図である。
【0003】図27において、1は治療台、5は患者、
6,7は支持架レール、8はX線TVカメラ入力装置で
ある。このX線TVカメラ入力装置8は、支持架レール
6に設置されたX線管8aと、支持架レール7に設置さ
れたイメージインテンシファイア8bとから構成され
る。また、9はイメージインテンシファイア8bに接続
されたデジタルイメージプロセッサ、10はこのデジタ
ルイメージプロセッサ9に接続された電子計算機、11
は電子計算機10に接続され、かつ治療台1に連結され
た治療台コントローラ、12及び13は共に電子計算機
10に接続された画像ディスプレイ、14は電子計算機
10に接続されたタブレットである。
6,7は支持架レール、8はX線TVカメラ入力装置で
ある。このX線TVカメラ入力装置8は、支持架レール
6に設置されたX線管8aと、支持架レール7に設置さ
れたイメージインテンシファイア8bとから構成され
る。また、9はイメージインテンシファイア8bに接続
されたデジタルイメージプロセッサ、10はこのデジタ
ルイメージプロセッサ9に接続された電子計算機、11
は電子計算機10に接続され、かつ治療台1に連結され
た治療台コントローラ、12及び13は共に電子計算機
10に接続された画像ディスプレイ、14は電子計算機
10に接続されたタブレットである。
【0004】つぎに、上記の従来の動体追跡照射装置の
動作について図面を参照しながら説明する。図28は、
従来の動体追跡照射装置のX線管8aと患者5の患部S
との位置関係を説明するための図である。また、図29
は、患部SのX線TV画像を示す図である。
動作について図面を参照しながら説明する。図28は、
従来の動体追跡照射装置のX線管8aと患者5の患部S
との位置関係を説明するための図である。また、図29
は、患部SのX線TV画像を示す図である。
【0005】図28において、座標軸は、治療台1の長
辺方向がX軸、鉛直方向がZ軸、X軸とZ軸に直角な方
向がY軸である。原点Oは治療台1の中心の真下でかつ
初期位置AのX線管8aを通る鉛直線上に定める。X線
管8aと治療台1との間の高さをHとすると、初期位置
Aの座標は(0,0,H)である。位置Bを通る鉛直軸
と治療台1の真下のX軸との交点はQとする。X線管8
aの初期位置AとX軸方向の平行移動後の初期位置Bの
間の距離はaと定める。
辺方向がX軸、鉛直方向がZ軸、X軸とZ軸に直角な方
向がY軸である。原点Oは治療台1の中心の真下でかつ
初期位置AのX線管8aを通る鉛直線上に定める。X線
管8aと治療台1との間の高さをHとすると、初期位置
Aの座標は(0,0,H)である。位置Bを通る鉛直軸
と治療台1の真下のX軸との交点はQとする。X線管8
aの初期位置AとX軸方向の平行移動後の初期位置Bの
間の距離はaと定める。
【0006】図29(a)及び(b)において、X線管
8aの初期位置A及び平行移動後の位置Bにおける患者
5の患部Sの値は、それぞれS1,S2と表す。患者5
の患部Sの像S1及びS2の座標位置は、患部Sの特定
の一点(患部の中心または周辺)で表現する。
8aの初期位置A及び平行移動後の位置Bにおける患者
5の患部Sの値は、それぞれS1,S2と表す。患者5
の患部Sの像S1及びS2の座標位置は、患部Sの特定
の一点(患部の中心または周辺)で表現する。
【0007】まず、X線管8aの初期位置Aにおいて、
患者5の患部SのX線TV画像がX線TVカメラ入力装
置8によって撮像され、デジタルイメージプロセッサ9
によってデジタル化された後、糸巻き歪みなどの画像歪
み補正が施されて、電子計算機10を介して画像ディス
プレイ12に表示される。
患者5の患部SのX線TV画像がX線TVカメラ入力装
置8によって撮像され、デジタルイメージプロセッサ9
によってデジタル化された後、糸巻き歪みなどの画像歪
み補正が施されて、電子計算機10を介して画像ディス
プレイ12に表示される。
【0008】つづいて、X線管8a及びイメージインテ
ンシファイア8bは、支持架レール6,7上をX軸方向
に距離aだけ同時に並行移動される。平行移動後の位置
Bにおいて、患者5の患部SのX線TV画像がX線TV
カメラ入力装置8によって再度撮像され、デジタルイメ
ージプロセッサ9、電子計算機10を介して画像ディス
プレイ13に表示される。
ンシファイア8bは、支持架レール6,7上をX軸方向
に距離aだけ同時に並行移動される。平行移動後の位置
Bにおいて、患者5の患部SのX線TV画像がX線TV
カメラ入力装置8によって再度撮像され、デジタルイメ
ージプロセッサ9、電子計算機10を介して画像ディス
プレイ13に表示される。
【0009】そして、オペレータはタブレット14によ
り画像ディスプレイ12及び13乗の患部Sの像S1及
びS2を表示(ポインティング)する。
り画像ディスプレイ12及び13乗の患部Sの像S1及
びS2を表示(ポインティング)する。
【0010】電子計算機10は、支持された患部Sの像
S1及びS2の情報に基づいて、次の(1)〜(4)の演算
を実行する。なお、座標a−b間のベクトルを「→a・
b」と表す。 (1)患部Sの像S1及びS2のX軸上での距離lは、ベ
クトル→O・S1とベクトル→O・S2との差より求め
る。 (2)患部SのZ軸方向の高さhは、h=l・H/(a+
l)より求まる。 (3)患部SのX,Y,Z座標Sx,Sy,Szは、図2
9(a)に示すように、患部Sの像S1のX,Y座標値
をX1,Y1とすると、以下の式より求まる。 Sx=(1−h/H)・X1 Sy=(1―h/H)・Y1 Sz=h (4)治療台1の平行移動量は、所望の患者5の位置と患
部Sの位置(Sx,Sy,Sz)との差より求める。
S1及びS2の情報に基づいて、次の(1)〜(4)の演算
を実行する。なお、座標a−b間のベクトルを「→a・
b」と表す。 (1)患部Sの像S1及びS2のX軸上での距離lは、ベ
クトル→O・S1とベクトル→O・S2との差より求め
る。 (2)患部SのZ軸方向の高さhは、h=l・H/(a+
l)より求まる。 (3)患部SのX,Y,Z座標Sx,Sy,Szは、図2
9(a)に示すように、患部Sの像S1のX,Y座標値
をX1,Y1とすると、以下の式より求まる。 Sx=(1−h/H)・X1 Sy=(1―h/H)・Y1 Sz=h (4)治療台1の平行移動量は、所望の患者5の位置と患
部Sの位置(Sx,Sy,Sz)との差より求める。
【0011】上述した演算処理が終了した後、電子計算
機10の指令に基づいて治療台1が治療台コントローラ
11によって所望の位置まで水平、垂直方向に平行移動
される。こうして、患者5の患部Sの位置を所定の3次
元座標位置にあわせることが可能となる。
機10の指令に基づいて治療台1が治療台コントローラ
11によって所望の位置まで水平、垂直方向に平行移動
される。こうして、患者5の患部Sの位置を所定の3次
元座標位置にあわせることが可能となる。
【0012】
【発明が解決しようとする課題】上述したような従来の
動体追跡照射装置では、3次元座標を求めるにはX線T
Vカメラ入力装置(X線透視装置)をその都度移動させ
る必要があり、また3次元座標を求めたい位置をその都
度手動で指示しなければならず、更に3次元座標計算は
X線TVカメラ入力装置取り付けの機械的精度や患者の
絶対位置に依存しているという問題点があり、実時間で
の3次元座標取得への適用は困難であった。
動体追跡照射装置では、3次元座標を求めるにはX線T
Vカメラ入力装置(X線透視装置)をその都度移動させ
る必要があり、また3次元座標を求めたい位置をその都
度手動で指示しなければならず、更に3次元座標計算は
X線TVカメラ入力装置取り付けの機械的精度や患者の
絶対位置に依存しているという問題点があり、実時間で
の3次元座標取得への適用は困難であった。
【0013】この発明は、前述した問題点を解決するた
めになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を
実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依
存せずに実質必要な精度を確保することができる動体追
跡照射装置及びこれを用いた位置決め方法を得ることを
目的とする。
めになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を
実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依
存せずに実質必要な精度を確保することができる動体追
跡照射装置及びこれを用いた位置決め方法を得ることを
目的とする。
【0014】また、この発明は、選択的に大線量の照射
を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができ
る動体追跡照射装置及びこれを用いた位置決め方法を得
ることを目的とする。
を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができ
る動体追跡照射装置及びこれを用いた位置決め方法を得
ることを目的とする。
【0015】
【課題を解決するための手段】この発明に係る動体追跡
照射装置は、腫瘍に治療ビームを照射するライナック
と、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカと、前記腫瘍マ
ーカを第1の方向から撮像する第1のX線透視装置と、
前記腫瘍マーカを第2の方向から前記第1のX線透視装
置と同時に撮像する第2のX線透視装置と、前記第1及
び第2のX線透視装置から出力される第1及び第2の透
視映像をデジタイズする第1及び第2の画像入力部と、
前記第1及び第2の画像入力部によってデジタイズされ
た画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレート
画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテンプレ
ートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルで
実行し、前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を
求める第1及び第2の認識処理部と、前記第1及び第2
の認識処理部で算出された第1及び第2の2次元座標よ
り前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算処理
部と、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標により前記ラ
イナックの治療ビーム照射を制御する照射制御部とを備
えたものである。
照射装置は、腫瘍に治療ビームを照射するライナック
と、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカと、前記腫瘍マ
ーカを第1の方向から撮像する第1のX線透視装置と、
前記腫瘍マーカを第2の方向から前記第1のX線透視装
置と同時に撮像する第2のX線透視装置と、前記第1及
び第2のX線透視装置から出力される第1及び第2の透
視映像をデジタイズする第1及び第2の画像入力部と、
前記第1及び第2の画像入力部によってデジタイズされ
た画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレート
画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテンプレ
ートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルで
実行し、前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を
求める第1及び第2の認識処理部と、前記第1及び第2
の認識処理部で算出された第1及び第2の2次元座標よ
り前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算処理
部と、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標により前記ラ
イナックの治療ビーム照射を制御する照射制御部とを備
えたものである。
【0016】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記第1及び第2のX線透視装置が、前記腫瘍の移
動速度が低速であることが既知である場合、前記腫瘍マ
ーカを間欠的に撮像するものである。
は、前記第1及び第2のX線透視装置が、前記腫瘍の移
動速度が低速であることが既知である場合、前記腫瘍マ
ーカを間欠的に撮像するものである。
【0017】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記第1及び第2の認識処理部が、前記腫瘍マーカ
の最大速度が予測できるとき、テンプレートマッチング
を実施する入力画像領域を制限するものである。
は、前記第1及び第2の認識処理部が、前記腫瘍マーカ
の最大速度が予測できるとき、テンプレートマッチング
を実施する入力画像領域を制限するものである。
【0018】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記中央演算処理部が、取込んだばかりの透視像に
よる3次元座標と一つ前の取込みタイミングによる透視
像の位置変位より前記腫瘍マーカの移動速度を求め、一
連の処理による遅延時間を乗じた移動量を位置補正量と
して現フレームの認識座標に加えるものである。
は、前記中央演算処理部が、取込んだばかりの透視像に
よる3次元座標と一つ前の取込みタイミングによる透視
像の位置変位より前記腫瘍マーカの移動速度を求め、一
連の処理による遅延時間を乗じた移動量を位置補正量と
して現フレームの認識座標に加えるものである。
【0019】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記中央演算処理部が、取込んだばかりの透視像に
よる3次元座標と一つ及び二つ前の取込みタイミングに
よる透視像の位置変位より前記腫瘍マーカの移動加速度
を求め、一連の処理による遅延時間分の位置補正量を現
フレームの認識座標に加えるものである。
は、前記中央演算処理部が、取込んだばかりの透視像に
よる3次元座標と一つ及び二つ前の取込みタイミングに
よる透視像の位置変位より前記腫瘍マーカの移動加速度
を求め、一連の処理による遅延時間分の位置補正量を現
フレームの認識座標に加えるものである。
【0020】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、さらに、治療台上の前記腫瘍マーカの移動量から逆
算して治療台位置を移動するように制御する治療台位置
制御部を備えたものである。
は、さらに、治療台上の前記腫瘍マーカの移動量から逆
算して治療台位置を移動するように制御する治療台位置
制御部を備えたものである。
【0021】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、さらに、前記腫瘍マーカの移動量から逆算して前記
ライナックに設けたマルチリーフコリメータを開閉させ
て照射野をダイナミックに制御するマルチリーフコリメ
ータ制御部を備えたものである。
は、さらに、前記腫瘍マーカの移動量から逆算して前記
ライナックに設けたマルチリーフコリメータを開閉させ
て照射野をダイナミックに制御するマルチリーフコリメ
ータ制御部を備えたものである。
【0022】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記腫瘍マーカを、複数個としたものである。
は、前記腫瘍マーカを、複数個としたものである。
【0023】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記中央演算処理部が、トリガ制御部により、前記
第1及び第2のX線透視装置のX線照射を前記所定フレ
ームレートに同期させてパルス状にし、前記第1及び第
2のX線透視装置の照射タイミングでは前記ライナック
の治療ビームが照射されないように制御するものであ
る。
は、前記中央演算処理部が、トリガ制御部により、前記
第1及び第2のX線透視装置のX線照射を前記所定フレ
ームレートに同期させてパルス状にし、前記第1及び第
2のX線透視装置の照射タイミングでは前記ライナック
の治療ビームが照射されないように制御するものであ
る。
【0024】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記腫瘍マーカが、可視光線に対する吸収性の高い
表面色を持ち、腫瘍近傍に埋め込まれる代わりに頭部表
面に張りつけられ、前記第1及び第2のX線透視装置の
代わりに可視光による第1及び第2のTVカメラを使用
するものである。
は、前記腫瘍マーカが、可視光線に対する吸収性の高い
表面色を持ち、腫瘍近傍に埋め込まれる代わりに頭部表
面に張りつけられ、前記第1及び第2のX線透視装置の
代わりに可視光による第1及び第2のTVカメラを使用
するものである。
【0025】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記中央演算処理部が、治療を行う前に所定時間の
モニタリングにより、前記腫瘍マーカの3次元座標の度
数分布を求め、度数の高い領域が治療部位となるように
前記照射制御部を制御するものである。
は、前記中央演算処理部が、治療を行う前に所定時間の
モニタリングにより、前記腫瘍マーカの3次元座標の度
数分布を求め、度数の高い領域が治療部位となるように
前記照射制御部を制御するものである。
【0026】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、さらに、前記腫瘍マーカを第3の方向から撮像する
第3のX線透視装置を備え、前記中央演算処理部が、得
られたガントリ角度に基づき、第1、第2及び第3のX
線透視装置のうち干渉しない2つのX線透視装置を選択
使用するものである。
は、さらに、前記腫瘍マーカを第3の方向から撮像する
第3のX線透視装置を備え、前記中央演算処理部が、得
られたガントリ角度に基づき、第1、第2及び第3のX
線透視装置のうち干渉しない2つのX線透視装置を選択
使用するものである。
【0027】この発明に係る動体追跡照射装置を用いた
位置決め方法は、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを
第1及び第2の方向から同時に撮像して第1及び第2の
透視映像を得るステップと、デジタイズされた第1及び
第2の透視映像に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、第1及び第2の透視変換行列に基づき前記
腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を求めるステッ
プと、前記算出された第1及び第2の2次元座標に基づ
き前記腫瘍マーカの3次元座標を求めるステップと、前
記求めた腫瘍マーカの3次元座標に基づきライナックの
治療ビームの位置決めを行うステップとを含むものであ
る。
位置決め方法は、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを
第1及び第2の方向から同時に撮像して第1及び第2の
透視映像を得るステップと、デジタイズされた第1及び
第2の透視映像に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、第1及び第2の透視変換行列に基づき前記
腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を求めるステッ
プと、前記算出された第1及び第2の2次元座標に基づ
き前記腫瘍マーカの3次元座標を求めるステップと、前
記求めた腫瘍マーカの3次元座標に基づきライナックの
治療ビームの位置決めを行うステップとを含むものであ
る。
【0028】また、この発明に係る動体追跡照射装置を
用いた位置決め方法は、さらに、予め、アイソセンタに
置かれた空間座標校正器を第1及び第2の方向から同時
に撮像して第3及び第4の透視映像を得るステップと、
表示された前記第3及び第4の透視映像上の前記空間座
標校正器の6頂点の指示により前記第1及び第2の透視
変換行列を予め算出するステップとを含むものである。
用いた位置決め方法は、さらに、予め、アイソセンタに
置かれた空間座標校正器を第1及び第2の方向から同時
に撮像して第3及び第4の透視映像を得るステップと、
表示された前記第3及び第4の透視映像上の前記空間座
標校正器の6頂点の指示により前記第1及び第2の透視
変換行列を予め算出するステップとを含むものである。
【0029】
【発明の実施の形態】実施の形態1.この発明の実施の
形態1に係る動体追跡照射装置について図面を参照しな
がら説明する。図1は、この発明の実施の形態1に係る
動体追跡照射装置の構成を一部ブロックで示す図であ
る。なお、各図中、同一符号は同一又は相当部分を示
す。
形態1に係る動体追跡照射装置について図面を参照しな
がら説明する。図1は、この発明の実施の形態1に係る
動体追跡照射装置の構成を一部ブロックで示す図であ
る。なお、各図中、同一符号は同一又は相当部分を示
す。
【0030】図1において、15はライナック、16は
該ライナック15より照射される治療ビーム、17は患
者体内の腫瘍に埋め込まれた直径1〜2mm程度のA
u,Pt,或いはIr等の人体に害が少なく、かつX線
の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカ、18は
体内にある腫瘍、19は患者、20はCFRP等X線吸
収の少ない材質でできた天板を備えた治療台である。
該ライナック15より照射される治療ビーム、17は患
者体内の腫瘍に埋め込まれた直径1〜2mm程度のA
u,Pt,或いはIr等の人体に害が少なく、かつX線
の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカ、18は
体内にある腫瘍、19は患者、20はCFRP等X線吸
収の少ない材質でできた天板を備えた治療台である。
【0031】また、同図において、21aは治療室床下
に設置されたX線管A、21bは該X線管Aより照射さ
れるX線を絞るためのコリメータA、21cはX線管A
より照射されるX線A、21dはアイソセンタを挟んで
このX線管Aの対角にあたる治療室天井に設置されたイ
メージインテンシファイアA、21eはイメージインテ
ンシファイアAに接続されたTVカメラA、21fはX
線管Aを制御するX線高電圧装置Aである。なお、X線
透視装置A(21)は、上記のX線管A(21a)〜X線高
電圧装置A(21f)により構成される。
に設置されたX線管A、21bは該X線管Aより照射さ
れるX線を絞るためのコリメータA、21cはX線管A
より照射されるX線A、21dはアイソセンタを挟んで
このX線管Aの対角にあたる治療室天井に設置されたイ
メージインテンシファイアA、21eはイメージインテ
ンシファイアAに接続されたTVカメラA、21fはX
線管Aを制御するX線高電圧装置Aである。なお、X線
透視装置A(21)は、上記のX線管A(21a)〜X線高
電圧装置A(21f)により構成される。
【0032】また、同図において、22aは治療室床下
に設置されたX線管B、22bは該X線管Bより照射さ
れるX線を絞るためのコリメータB、22cはX線管B
より照射されるX線B、22dはアイソセンタを挟んで
このX線管Bの対角にあたる治療室天井に設置されたイ
メージインテンシファイアB、22eはイメージインテ
ンシファイアBに接続されたTVカメラB、22fはX
線管Bを制御するX線高電圧装置Bである。なお、X線
透視装置B(22)は、上記のX線管B(22a)〜X線高
電圧装置B(22f)により構成される。
に設置されたX線管B、22bは該X線管Bより照射さ
れるX線を絞るためのコリメータB、22cはX線管B
より照射されるX線B、22dはアイソセンタを挟んで
このX線管Bの対角にあたる治療室天井に設置されたイ
メージインテンシファイアB、22eはイメージインテ
ンシファイアBに接続されたTVカメラB、22fはX
線管Bを制御するX線高電圧装置Bである。なお、X線
透視装置B(22)は、上記のX線管B(22a)〜X線高
電圧装置B(22f)により構成される。
【0033】さらに、同図において、23はライナック
15の治療ビームを直接オン/オフ制御するライナック
照射制御部、24はカメラコントロールユニット(CC
U)A、25はカメラコントロールユニット(CCU)
B、26はは画像入力部A、27は認識処理部A、28
は画像入力部B、29は認識処理部B、30は中央演算
処理部、31はトリガ制御部、32は画像表示部、33
はモニタである。
15の治療ビームを直接オン/オフ制御するライナック
照射制御部、24はカメラコントロールユニット(CC
U)A、25はカメラコントロールユニット(CCU)
B、26はは画像入力部A、27は認識処理部A、28
は画像入力部B、29は認識処理部B、30は中央演算
処理部、31はトリガ制御部、32は画像表示部、33
はモニタである。
【0034】つぎに、前述した実施の形態1に係る動体
追跡照射装置の動作について図面を参照しながら説明す
る。
追跡照射装置の動作について図面を参照しながら説明す
る。
【0035】まず、中央演算処理部30の指示に基づ
き、トリガ制御部31よりX線高電圧装置A(21f)、
及びX線高電圧装置B(22f)にX線照射許可信号が印
加され、X線管A(21a)、及びX線管B(22a)より
X線が照射される。同時に、トリガ制御部31からカメ
ラコントロールユニットA(24)、カメラコントロール
ユニットB(25)、画像入力部A(26)、画像入力部B
(28)に対して同期信号が送られ、TVカメラA(21
e)、及びTVカメラB(22e)の画像が一定周期で同
期しながら認識処理部A(27)、認識処理部B(29)に
送られる。
き、トリガ制御部31よりX線高電圧装置A(21f)、
及びX線高電圧装置B(22f)にX線照射許可信号が印
加され、X線管A(21a)、及びX線管B(22a)より
X線が照射される。同時に、トリガ制御部31からカメ
ラコントロールユニットA(24)、カメラコントロール
ユニットB(25)、画像入力部A(26)、画像入力部B
(28)に対して同期信号が送られ、TVカメラA(21
e)、及びTVカメラB(22e)の画像が一定周期で同
期しながら認識処理部A(27)、認識処理部B(29)に
送られる。
【0036】X線管Aより照射されたX線は、CFRP
治療台20上の患者19の体内の腫瘍18の近傍に埋め
込まれた腫瘍マーカ17付近を通り、イメージインテン
シファイアA(21d)の管面に透視像A(図2(a1)
参照)を形成する。該透視像AはTVカメラAにより電
気信号に変換され、カメラコントロールユニットAを通
じ、画像入力部Aに入力され、1024×1024程度
の解像度、1ピクセルあたり256段階程度の階調にデ
ジタイズされた(図2(b1)参照)上で認識処理部A
に送られる。
治療台20上の患者19の体内の腫瘍18の近傍に埋め
込まれた腫瘍マーカ17付近を通り、イメージインテン
シファイアA(21d)の管面に透視像A(図2(a1)
参照)を形成する。該透視像AはTVカメラAにより電
気信号に変換され、カメラコントロールユニットAを通
じ、画像入力部Aに入力され、1024×1024程度
の解像度、1ピクセルあたり256段階程度の階調にデ
ジタイズされた(図2(b1)参照)上で認識処理部A
に送られる。
【0037】この認識処理部Aでは、あらかじめ記憶さ
れている腫瘍マーカ17のリファレンス画像であるテン
プレート画像A(図2(c1)参照)とデジタイズされ
た透視像A(図2(b1)参照)との間で濃淡正規化相
互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そし
て、デジタイズされた透視像A上でもっとも相関度の高
い腫瘍マーカ座標Aを求め、その結果を中央演算処理部
30に送る。
れている腫瘍マーカ17のリファレンス画像であるテン
プレート画像A(図2(c1)参照)とデジタイズされ
た透視像A(図2(b1)参照)との間で濃淡正規化相
互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そし
て、デジタイズされた透視像A上でもっとも相関度の高
い腫瘍マーカ座標Aを求め、その結果を中央演算処理部
30に送る。
【0038】同様に、X線管Bより照射されたX線は、
治療台20上の患者19の体内の腫瘍18近傍に埋め込
まれた腫瘍マーカ17付近を通り、イメージインテンシ
ファイアBの管面に透視像B(図2(a2)参照)を形
成する。該透視像BはTVカメラBにより電気信号に変
換され、カメラコントロールユニットBを通じ、画像入
力部Bに入力され、1024×1024程度の解像度、
1ピクセルあたり256段階程度の階調にデジタイズさ
れた(図2(b2)参照)上で認識処理部Bに送られ
る。
治療台20上の患者19の体内の腫瘍18近傍に埋め込
まれた腫瘍マーカ17付近を通り、イメージインテンシ
ファイアBの管面に透視像B(図2(a2)参照)を形
成する。該透視像BはTVカメラBにより電気信号に変
換され、カメラコントロールユニットBを通じ、画像入
力部Bに入力され、1024×1024程度の解像度、
1ピクセルあたり256段階程度の階調にデジタイズさ
れた(図2(b2)参照)上で認識処理部Bに送られ
る。
【0039】この認識処理部Bでは、あらかじめ記憶さ
れている腫瘍マーカ17のリファレンス画像であるテン
プレート画像B(図2(c2)参照)とデジタイズされ
た透視像B(図2(b2)参照)との間で濃淡正規化相
互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そし
て、デジタイズされた透視像B上でもっとも相関度の高
い腫瘍マーカ座標Bを求め、その結果を中央演算処理部
30に送る。
れている腫瘍マーカ17のリファレンス画像であるテン
プレート画像B(図2(c2)参照)とデジタイズされ
た透視像B(図2(b2)参照)との間で濃淡正規化相
互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そし
て、デジタイズされた透視像B上でもっとも相関度の高
い腫瘍マーカ座標Bを求め、その結果を中央演算処理部
30に送る。
【0040】なお、濃淡正規化相互相関によるテンプレ
ートマッチング法は、あらかじめ登録されたリファレン
ス画像(テンプレート)と、マーカが存在する(と思わ
れる)画像間で次の式の演算を行うことにより、検査画
像内のマーカの存在度を求めるものである。
ートマッチング法は、あらかじめ登録されたリファレン
ス画像(テンプレート)と、マーカが存在する(と思わ
れる)画像間で次の式の演算を行うことにより、検査画
像内のマーカの存在度を求めるものである。
【0041】
【数1】
【0042】実際の計算は、(x,y) から開始されるテン
プレートと同じ大きさの局所領域Sx,yを順にずらしな
がら、テンプレート画像Giと探索画像(デジタイズ後
の透視像)Fiの相関値Qx,yを計算し、得られた相関値
の値によって座標(x,y)にテンプレートと同等の物体が
存在するか否かを判断する。
プレートと同じ大きさの局所領域Sx,yを順にずらしな
がら、テンプレート画像Giと探索画像(デジタイズ後
の透視像)Fiの相関値Qx,yを計算し、得られた相関値
の値によって座標(x,y)にテンプレートと同等の物体が
存在するか否かを判断する。
【0043】なお、腫瘍マーカ17は、Au、Pt、I
r等の人体に無害、かつX線に対して不透明な物質から
なり、臓器や骨などによる複雑な透視映像の中でも高い
識別性を得ることができる。また、腫瘍マーカ17の形
状は、直径1〜2mmの球状であり、体内にどのように
置かれても、どの方向から透視を行っても、透視映像上
に球状に記録される効果がある。このことは一般のテン
プレートマッチング法においては、被認識物が回転など
によって探索画像内でその形を変える場合にいろいろな
角度に応じた複数のテンプレートを順次試行し、最も高
い認識度を得る操作を行うのに対して、一回の試行で完
全な結果を得られるという点で処理速度の低減に大きな
効果がある。
r等の人体に無害、かつX線に対して不透明な物質から
なり、臓器や骨などによる複雑な透視映像の中でも高い
識別性を得ることができる。また、腫瘍マーカ17の形
状は、直径1〜2mmの球状であり、体内にどのように
置かれても、どの方向から透視を行っても、透視映像上
に球状に記録される効果がある。このことは一般のテン
プレートマッチング法においては、被認識物が回転など
によって探索画像内でその形を変える場合にいろいろな
角度に応じた複数のテンプレートを順次試行し、最も高
い認識度を得る操作を行うのに対して、一回の試行で完
全な結果を得られるという点で処理速度の低減に大きな
効果がある。
【0044】次に、中央演算処理部30において、腫瘍
マーカ座標Aは、あらかじめ記憶されている透視系Aの
透視変換行列MAによりアイソセンタ付近において腫瘍
マーカ17がその上に存在すると考えられる直線の方程
式に変換される。
マーカ座標Aは、あらかじめ記憶されている透視系Aの
透視変換行列MAによりアイソセンタ付近において腫瘍
マーカ17がその上に存在すると考えられる直線の方程
式に変換される。
【0045】同様に、中央演算処理部30において、腫
瘍マーカ座標Bは、あらかじめ記憶されている透視系B
の透視変換行列MBによりアイソセンタ付近において腫
瘍マーカ17がその上に存在すると考えられる直線の方
程式に変換される。
瘍マーカ座標Bは、あらかじめ記憶されている透視系B
の透視変換行列MBによりアイソセンタ付近において腫
瘍マーカ17がその上に存在すると考えられる直線の方
程式に変換される。
【0046】更に、中央演算処理部30では、このよう
にして得られた2つの直線の方程式の交点を求めること
により腫瘍マーカ17の3次元座標を得る。
にして得られた2つの直線の方程式の交点を求めること
により腫瘍マーカ17の3次元座標を得る。
【0047】中央演算処理部30は、得られた3次元座
標があらかじめ与えられた範囲内にある時、ライナック
照射制御部23に対して治療ビームイネーブル信号を送
出し、ライナック照射制御部23はライナック15に治
療ビーム16を照射するように指示を行う。
標があらかじめ与えられた範囲内にある時、ライナック
照射制御部23に対して治療ビームイネーブル信号を送
出し、ライナック照射制御部23はライナック15に治
療ビーム16を照射するように指示を行う。
【0048】逆に得られた腫瘍マーカ17の3次元座標
があらかじめ与えられた許容範囲にない時、ライナック
照射制御部23に対する治療ビームイネーブル信号は送
出されず、ライナック照射制御部23はライナック15
に対して治療ビーム照射の中断を指示する。このように
して、腫瘍マーカ17があらかじめ与えられた許容範囲
内にある時だけライナック15による治療ビーム16の
照射が行われることになる。
があらかじめ与えられた許容範囲にない時、ライナック
照射制御部23に対する治療ビームイネーブル信号は送
出されず、ライナック照射制御部23はライナック15
に対して治療ビーム照射の中断を指示する。このように
して、腫瘍マーカ17があらかじめ与えられた許容範囲
内にある時だけライナック15による治療ビーム16の
照射が行われることになる。
【0049】中央演算処理部30が必要とする透視変換
行列Mは次のようにして求める。図3は、この実施の形
態1に係る動体追跡照射装置において使用する空間座標
校正器40を示す図である。
行列Mは次のようにして求める。図3は、この実施の形
態1に係る動体追跡照射装置において使用する空間座標
校正器40を示す図である。
【0050】この空間座標校正器40は、図3(a)に
示すように、アクリル等のX線に対して比較的透明な材
質でできた一辺長40〜80mm程度の立方体の頂点付
近にAu、W、或いはPb等のX線に対して不透明な直
径1〜2mm程度の球状物質(マーカ)M1〜M8を各
頂点から一定位置になるように精度良く埋め込み、かつ
各面において対辺の中点間にケガキ線を入れたものであ
る。
示すように、アクリル等のX線に対して比較的透明な材
質でできた一辺長40〜80mm程度の立方体の頂点付
近にAu、W、或いはPb等のX線に対して不透明な直
径1〜2mm程度の球状物質(マーカ)M1〜M8を各
頂点から一定位置になるように精度良く埋め込み、かつ
各面において対辺の中点間にケガキ線を入れたものであ
る。
【0051】図4は、透視装置によって空間座標校正器
40をX線が通る透視パスを示す図である。同図におい
て、例えば(b)は空間座標校正器40のマークM5か
らマークM3を通る透視パス1を中心とした空間座標校
正器40の透視像を示す。同様に、(c)〜(e)は透
視パス2〜4を示す。
40をX線が通る透視パスを示す図である。同図におい
て、例えば(b)は空間座標校正器40のマークM5か
らマークM3を通る透視パス1を中心とした空間座標校
正器40の透視像を示す。同様に、(c)〜(e)は透
視パス2〜4を示す。
【0052】まず、空間座標校正器40を治療台20上
に置き、空間座標校正器40の各面に記されたケガキ線
をガイドに、治療位置決めで用いるレーザポインタを使
用して空間座標校正器40の中心がアイソセンタになる
ように位置あわせを行う。
に置き、空間座標校正器40の各面に記されたケガキ線
をガイドに、治療位置決めで用いるレーザポインタを使
用して空間座標校正器40の中心がアイソセンタになる
ように位置あわせを行う。
【0053】次に、中央演算処理部30の指示により、
トリガ制御部31からX線高電圧装置Aに対してX線照
射許可信号が印加され、X線管AよりX線が照射され、
イメージインテンシファイアA上に空間座標校正器40
の透視像Aを結像する。
トリガ制御部31からX線高電圧装置Aに対してX線照
射許可信号が印加され、X線管AよりX線が照射され、
イメージインテンシファイアA上に空間座標校正器40
の透視像Aを結像する。
【0054】該透視像Aは、TVカメラAにより電気信
号に変換され、カメラコントロールユニットAを通じ、
画像入力部Aによりデジタイズされて中央演算処理部3
0に取り込まれ、画像表示部32によりモニタ33に表
示される。
号に変換され、カメラコントロールユニットAを通じ、
画像入力部Aによりデジタイズされて中央演算処理部3
0に取り込まれ、画像表示部32によりモニタ33に表
示される。
【0055】操作者は、モニタ33に表示された空間座
標校正器40の8頂点(マーカ)の透視画像のうち6点
の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの
実座標を対応づけて中央演算処理部30に対して指示す
る。
標校正器40の8頂点(マーカ)の透視画像のうち6点
の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの
実座標を対応づけて中央演算処理部30に対して指示す
る。
【0056】中央演算処理部30は、透視画像上の位置
指定により、腫瘍マーカ17の透視画像上の座標 (x
Ai,yAi)|i=1,6 を得ると共に、対応づけて与えられた
アイソセンタを原点とした3次元座標 (XAi,YAi,
ZAi)|i=1,6を得て、透視系Aにおける射影幾何学にお
ける透視変換行列MAを算出する。
指定により、腫瘍マーカ17の透視画像上の座標 (x
Ai,yAi)|i=1,6 を得ると共に、対応づけて与えられた
アイソセンタを原点とした3次元座標 (XAi,YAi,
ZAi)|i=1,6を得て、透視系Aにおける射影幾何学にお
ける透視変換行列MAを算出する。
【0057】透視変換行列MAは、腫瘍マーカ17の3
次元空間上の実座標に対する斉次座標[aA]とその透
視画像上の座標に対する斉次座標[bA]とすれば4×
3,rank3の行列MAにより[aAMA]=
[bA]と表すことができる。行列MAを一般的に求め
るには[a]と[b]の6点の組み合わせ情報が必要で
あり、空間座標校正器40の6頂点座標を使用する所以
である。
次元空間上の実座標に対する斉次座標[aA]とその透
視画像上の座標に対する斉次座標[bA]とすれば4×
3,rank3の行列MAにより[aAMA]=
[bA]と表すことができる。行列MAを一般的に求め
るには[a]と[b]の6点の組み合わせ情報が必要で
あり、空間座標校正器40の6頂点座標を使用する所以
である。
【0058】同様にして、中央演算処理部30の指示に
より、トリガ制御部31からX線高電圧装置Bに対して
X線照射許可信号が印加され、X線管BよりX線が照射
され、イメージインテンシファイアB上に空間座標校正
器40の透視像Bを結像する。
より、トリガ制御部31からX線高電圧装置Bに対して
X線照射許可信号が印加され、X線管BよりX線が照射
され、イメージインテンシファイアB上に空間座標校正
器40の透視像Bを結像する。
【0059】該透視像Bは、TVカメラBにより電気信
号に変換され、カメラコントロールユニットBを通じ、
画像入力部Bによりデジタイズされて中央演算処理部3
0に取り込まれ、画像表示部32によりモニタ33に表
示される。
号に変換され、カメラコントロールユニットBを通じ、
画像入力部Bによりデジタイズされて中央演算処理部3
0に取り込まれ、画像表示部32によりモニタ33に表
示される。
【0060】操作者は、モニタ33に表示された空間座
標校正器40の8頂点の透視画像のうち6点の透視画像
上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対
応づけて中央演算処理部30に対して指示する。
標校正器40の8頂点の透視画像のうち6点の透視画像
上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対
応づけて中央演算処理部30に対して指示する。
【0061】中央演算処理部30は、透視画像上の位置
指定により、腫瘍マーカ17の透視画像上の座標
(xBi,yBi)|i=1,6 を得ると共に、対応づけて与えられ
たアイソセンタを原点とした3次元座標 (XBi,YBi,Z
Bi)|i=1,6を得て、透視系Bにおける射影幾何学におけ
る透視変換行列MBを算出する。
指定により、腫瘍マーカ17の透視画像上の座標
(xBi,yBi)|i=1,6 を得ると共に、対応づけて与えられ
たアイソセンタを原点とした3次元座標 (XBi,YBi,Z
Bi)|i=1,6を得て、透視系Bにおける射影幾何学におけ
る透視変換行列MBを算出する。
【0062】透視変換行列MBは、腫瘍マーカ17の3
次元空間上の実座標に対する斉次座標[aB]とその透
視画像上の座標に対する斉次座標[bB]とすれば4×
3,rank3の行列MBにより[aBMB]=
[bB]と表すことができる。
次元空間上の実座標に対する斉次座標[aB]とその透
視画像上の座標に対する斉次座標[bB]とすれば4×
3,rank3の行列MBにより[aBMB]=
[bB]と表すことができる。
【0063】透視変換行列Mが定まっている時、透視像
上の点の座標が求まると上記変換式によって3次元空間
内での対応点が存在できる座標群(直線の方程式)が求ま
る。従って、透視系A、透視系Bにより一つの腫瘍マー
カ17を透視して得られる透視像A、透視像Bからはそ
れぞれ空間内の腫瘍マーカ座標を通る二つの直線の方程
式が得られ、これらの交点を計算することにより腫瘍マ
ーカ17の3次元座標を求めることができる。
上の点の座標が求まると上記変換式によって3次元空間
内での対応点が存在できる座標群(直線の方程式)が求ま
る。従って、透視系A、透視系Bにより一つの腫瘍マー
カ17を透視して得られる透視像A、透視像Bからはそ
れぞれ空間内の腫瘍マーカ座標を通る二つの直線の方程
式が得られ、これらの交点を計算することにより腫瘍マ
ーカ17の3次元座標を求めることができる。
【0064】別認識アルゴリズムの適用 なお、上記説明では、認識処理部A及びB(27及び2
9)は、透視像上の腫瘍マーカ17の2次元座標の算出
アルゴリズムとして濃淡正規化相互相関によるテンプレ
ートマッチング法を使用する場合について説明したが、
被検体の状態によっては2次元座標の算出アルゴリズム
は2値画像や、より階調数の低い画像を用いたテンプレ
ートマッチング法でも十分な場合があり、この場合、認
識処理部A及びBの処理が大幅に単純化される。
9)は、透視像上の腫瘍マーカ17の2次元座標の算出
アルゴリズムとして濃淡正規化相互相関によるテンプレ
ートマッチング法を使用する場合について説明したが、
被検体の状態によっては2次元座標の算出アルゴリズム
は2値画像や、より階調数の低い画像を用いたテンプレ
ートマッチング法でも十分な場合があり、この場合、認
識処理部A及びBの処理が大幅に単純化される。
【0065】3次元座標計算方法 また、上記説明では、中央演算処理部30は、3次元座
標計算の方法として空間座標校正器40を使用し、射影
幾何学による透視変換行列を予め求めて3次元座標を計
算する場合について説明したが、透視装置、ライナック
のそれぞれの機械的精度を高水準に保てるのであれば、
図5に示すように、三角測量的な手法で3次元座標を求
めることもできる。この場合、空間座標校正器40が不
要となり、空間座標校正器40の画像の採取オペレーシ
ョンや、透視変換行列の算出オペレーションが不要とな
り、3次元座標計算処理についても複雑な行列演算をな
くすことが可能となる。
標計算の方法として空間座標校正器40を使用し、射影
幾何学による透視変換行列を予め求めて3次元座標を計
算する場合について説明したが、透視装置、ライナック
のそれぞれの機械的精度を高水準に保てるのであれば、
図5に示すように、三角測量的な手法で3次元座標を求
めることもできる。この場合、空間座標校正器40が不
要となり、空間座標校正器40の画像の採取オペレーシ
ョンや、透視変換行列の算出オペレーションが不要とな
り、3次元座標計算処理についても複雑な行列演算をな
くすことが可能となる。
【0066】空間座標校正器の形状 また、上記説明では、空間座標校正器40の形状が立方
体である場合について説明したが、操作の簡便性、わか
りやすさを除けば特に立方体である必要はなく、図6に
示すように、空間内の6点の3次元座標とこれを透視し
た透視画像面上の6点の2次元座標の対応が取れる別の
形状の物体を空間座標校正器としても同様の効果が得ら
れることは言うまでもない。
体である場合について説明したが、操作の簡便性、わか
りやすさを除けば特に立方体である必要はなく、図6に
示すように、空間内の6点の3次元座標とこれを透視し
た透視画像面上の6点の2次元座標の対応が取れる別の
形状の物体を空間座標校正器としても同様の効果が得ら
れることは言うまでもない。
【0067】図6において、M1〜M6は、一辺長が1
00mmの正八面体の頂点に置かれたAu、Pb、W等
のφ2mmの球体(マーカ)である。
00mmの正八面体の頂点に置かれたAu、Pb、W等
のφ2mmの球体(マーカ)である。
【0068】腫瘍マーカが球状でないケース また、上記説明では、腫瘍近傍に埋め込む腫瘍マーカが
球状であることを特徴としていたが、棒状、或いは楕円
状などの腫瘍マーカを使用しても良い。この場合、図7
に示すように、テンプレートマッチング時に複数のテン
プレートを使用し、最も相関度の高いテンプレートを決
定することで腫瘍マーカ近傍の組織のねじれや回転を検
出することができ、腫瘍の動きが腫瘍マーカの動きに対
して単純な平行移動でなく、ねじれや、回転運動を含む
場合であっても腫瘍位置の特定が可能となる。
球状であることを特徴としていたが、棒状、或いは楕円
状などの腫瘍マーカを使用しても良い。この場合、図7
に示すように、テンプレートマッチング時に複数のテン
プレートを使用し、最も相関度の高いテンプレートを決
定することで腫瘍マーカ近傍の組織のねじれや回転を検
出することができ、腫瘍の動きが腫瘍マーカの動きに対
して単純な平行移動でなく、ねじれや、回転運動を含む
場合であっても腫瘍位置の特定が可能となる。
【0069】図7(c)において、腫瘍マーカ座標は、
透視像において予め登録されている複数のテンプレート
画像を探索して、最も高い相関値を示したテンプレート
画像により腫瘍マーカの座標と傾きが得られる。
透視像において予め登録されている複数のテンプレート
画像を探索して、最も高い相関値を示したテンプレート
画像により腫瘍マーカの座標と傾きが得られる。
【0070】X線透視装置の配置が異なるケース また、上記説明では、2台のX線管を床下に配置し、対
応する2台のイメージインテンシファイアを天井に配置
した場合について説明したが、X線管、イメージインテ
ンシファイアともに別の配置であっても良い。例えば、
図8に示すように、X線管、イメージインテンシファイ
アを一組にした移動式の透視装置2台であっても良く、
腫瘍位置、治療時のライナックの位置によって2台の透
視装置を適当に配置し、その都度、空間座標構成器によ
り透視変換行列をもとめ、また、テンプレート画像を採
取し直すようにすれば、上記説明と同様の効果が得られ
る。
応する2台のイメージインテンシファイアを天井に配置
した場合について説明したが、X線管、イメージインテ
ンシファイアともに別の配置であっても良い。例えば、
図8に示すように、X線管、イメージインテンシファイ
アを一組にした移動式の透視装置2台であっても良く、
腫瘍位置、治療時のライナックの位置によって2台の透
視装置を適当に配置し、その都度、空間座標構成器によ
り透視変換行列をもとめ、また、テンプレート画像を採
取し直すようにすれば、上記説明と同様の効果が得られ
る。
【0071】ランドマーク位置決めへの適用 また、上記の説明では、腫瘍マーカ17を腫瘍の動き検
出に用いるようにしたが、腫瘍マーカと同等の材質、形
状、大きさからなるマーカをランドマークとして体内の
不動部位に置くことにより、患者の位置決めを精度良く
行うことができる。図9において、41は体内の不動部
位と見なせる骨(例えば、脊柱)に張り付けられた、或
いは埋め込まれたランドマークである。ランドマーク4
1と腫瘍部位の位置関係は治療計画時に決定付けること
とする。まず、ランドマーク41が透視像に映るように
患者を粗く位置決めし、2台の透視装置による透視像上
のランドマーク像からランドマーク41の3次元座標を
求めることができる。前述のようにランドマーク位置と
腫瘍の位置関係はわかっており、腫瘍をアイソセンタに
導入するために治療台をX,Y,Z方向それぞれにどれ
ほど移動すればよいかを直ちに計算することができ、不
動点と見なすにはあまりにも不安定な体表面マーカを使
用した場合に比べ、精度良く患者の位置決めを行える効
果がある。
出に用いるようにしたが、腫瘍マーカと同等の材質、形
状、大きさからなるマーカをランドマークとして体内の
不動部位に置くことにより、患者の位置決めを精度良く
行うことができる。図9において、41は体内の不動部
位と見なせる骨(例えば、脊柱)に張り付けられた、或
いは埋め込まれたランドマークである。ランドマーク4
1と腫瘍部位の位置関係は治療計画時に決定付けること
とする。まず、ランドマーク41が透視像に映るように
患者を粗く位置決めし、2台の透視装置による透視像上
のランドマーク像からランドマーク41の3次元座標を
求めることができる。前述のようにランドマーク位置と
腫瘍の位置関係はわかっており、腫瘍をアイソセンタに
導入するために治療台をX,Y,Z方向それぞれにどれ
ほど移動すればよいかを直ちに計算することができ、不
動点と見なすにはあまりにも不安定な体表面マーカを使
用した場合に比べ、精度良く患者の位置決めを行える効
果がある。
【0072】インターロックについて また、上記の説明では、腫瘍マーカ17があらかじめ規
定された許容範囲内にあるときライナック15の治療ビ
ーム16が出力され、腫瘍マーカ17が許容範囲外にあ
るとき治療ビーム16が出力されないようにビームイネ
ーブル信号を制御する場合について説明したが、二つの
透視像に対するテンプレートマッチング結果においてそ
の相関度値があらかじめ規定した閾値を下回った場合、
或いは二つの透視画像のそれぞれから得られる腫瘍マー
カの存在するべき2つの直線がその距離においてあらか
じめ規定した値を越え、有意な範囲で交わらないと判断
される場合、図10に示すように、治療ビーム16を停
止させるインターロック信号を出力するように構成する
ことができ、誤認識による不良動作を抑制する効果があ
る。
定された許容範囲内にあるときライナック15の治療ビ
ーム16が出力され、腫瘍マーカ17が許容範囲外にあ
るとき治療ビーム16が出力されないようにビームイネ
ーブル信号を制御する場合について説明したが、二つの
透視像に対するテンプレートマッチング結果においてそ
の相関度値があらかじめ規定した閾値を下回った場合、
或いは二つの透視画像のそれぞれから得られる腫瘍マー
カの存在するべき2つの直線がその距離においてあらか
じめ規定した値を越え、有意な範囲で交わらないと判断
される場合、図10に示すように、治療ビーム16を停
止させるインターロック信号を出力するように構成する
ことができ、誤認識による不良動作を抑制する効果があ
る。
【0073】ユーザインタフェースについて また、上記の説明では、画像入力部A及びBに取り込ま
れた映像情報を装置内部でのみ使用する場合について説
明したが、取り込んだ2つの映像と認識状況を画像表示
部32に送り、図11に示すように、実時間でモニタ3
3に表示することにより操作者が目視にて腫瘍マーカの
認識状況を把握できる効果がある。
れた映像情報を装置内部でのみ使用する場合について説
明したが、取り込んだ2つの映像と認識状況を画像表示
部32に送り、図11に示すように、実時間でモニタ3
3に表示することにより操作者が目視にて腫瘍マーカの
認識状況を把握できる効果がある。
【0074】密封小線源治療への応用 さらに、上記の説明では、動体追跡照射装置への適用す
る場合について説明したが、放射線診断装置やほかの動
き量観察装置であってもよく、上記の実施の形態1と同
様の効果を奏する。例えば、図12に示すように、放射
線性同位元素を体内に挿入あるいは刺入して癌などを治
療する密封小線源治療の場合に、その形態を記憶させて
おくと、その3次元位置が即座に把握できる。腫瘍やま
わりの正常組織との位置関係をCT治療計画時に把握し
ておけば、いままで不可能だった動きを考慮した線量分
布の把握ができるようになる。
る場合について説明したが、放射線診断装置やほかの動
き量観察装置であってもよく、上記の実施の形態1と同
様の効果を奏する。例えば、図12に示すように、放射
線性同位元素を体内に挿入あるいは刺入して癌などを治
療する密封小線源治療の場合に、その形態を記憶させて
おくと、その3次元位置が即座に把握できる。腫瘍やま
わりの正常組織との位置関係をCT治療計画時に把握し
ておけば、いままで不可能だった動きを考慮した線量分
布の把握ができるようになる。
【0075】体内カテーテル操作への応用 心臓・冠動脈や脳・動脈や末梢血管の血栓溶解術(PT
CA)やペースメーカー操作、肝腫瘍の頚動脈的塞栓術
などの胸腹部血管造影一般、消化管内、気管支内の操
作、膀胱経由での尿管内操作等で、図13に示すよう
に、カテーテルや内視鏡の先端部分に金属マーカを付け
ておくと、予め撮影したCTデータを基に、リアルタイ
ムにカテーテル先端位置や病変部位を把握することがで
きる。CT画像から血管内内視鏡像等を再合成し、予め
カテーテルの進むべきルートを計画しておくと、本装置
をリアルタイムなナビゲーターとして用いることができ
る。いままで術者が頭の中で血管等の走行を想像しなが
ら行っていたため、カテーテル操作は無駄な時間がかか
ったが、これにより操作が確実で短時間で終了し、術者
の被爆軽減、さらには遠隔操作も可能となり得る。
CA)やペースメーカー操作、肝腫瘍の頚動脈的塞栓術
などの胸腹部血管造影一般、消化管内、気管支内の操
作、膀胱経由での尿管内操作等で、図13に示すよう
に、カテーテルや内視鏡の先端部分に金属マーカを付け
ておくと、予め撮影したCTデータを基に、リアルタイ
ムにカテーテル先端位置や病変部位を把握することがで
きる。CT画像から血管内内視鏡像等を再合成し、予め
カテーテルの進むべきルートを計画しておくと、本装置
をリアルタイムなナビゲーターとして用いることができ
る。いままで術者が頭の中で血管等の走行を想像しなが
ら行っていたため、カテーテル操作は無駄な時間がかか
ったが、これにより操作が確実で短時間で終了し、術者
の被爆軽減、さらには遠隔操作も可能となり得る。
【0076】手術中のナビゲーターへの応用 手術用のナビゲーターはいままでも報告があるが、メス
やキューサーやカテーテルの先端位置を知るだけのもの
で、腫瘍位置自体の座標把握はできなかった。そのた
め、例えば脳手術であれば、開頭した瞬間に髄液が漏れ
てCT撮影時と脳の位置が変わると、ナビゲーターの意
義がなくなるという致命的な欠点があった。本装置で
は、図14に示すように、予め腫瘍マーカを入れ、さら
にメスの先端にマーカを付けておけば、腫瘍自体の位置
を把握しながらの本来のナビゲーションが可能である。
さらに、常に病変部が動いている場合でもリアルタイム
のナビゲーションが可能なので、脳以外の体幹部のどこ
の手術でもナビゲーターの役割を果たす。
やキューサーやカテーテルの先端位置を知るだけのもの
で、腫瘍位置自体の座標把握はできなかった。そのた
め、例えば脳手術であれば、開頭した瞬間に髄液が漏れ
てCT撮影時と脳の位置が変わると、ナビゲーターの意
義がなくなるという致命的な欠点があった。本装置で
は、図14に示すように、予め腫瘍マーカを入れ、さら
にメスの先端にマーカを付けておけば、腫瘍自体の位置
を把握しながらの本来のナビゲーションが可能である。
さらに、常に病変部が動いている場合でもリアルタイム
のナビゲーションが可能なので、脳以外の体幹部のどこ
の手術でもナビゲーターの役割を果たす。
【0077】実施の形態2.(フレームレートの制御) この発明の実施の形態2に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図15は、この発明の
実施の形態2に係る動体追跡照射装置のフレームレート
の制御を示す図である。
て図面を参照しながら説明する。図15は、この発明の
実施の形態2に係る動体追跡照射装置のフレームレート
の制御を示す図である。
【0078】上記の実施の形態1では、図15(a)に
示すように、透視像の取込みを通常のビデオレート30
フレーム/秒程度として説明したが、体内での腫瘍の移
動速度が低速であることが既知である場合、透視像の取
込みを間欠的に、例えば15フレーム/秒(図15
(b)参照)や10フレーム/秒(図15(c)参照)
とし、かつ、透視装置からは画像取込みに必要な時以外
はX線を照射しないように制御することができる。この
場合、透視装置によるX線被爆量を低減することが可能
となる。
示すように、透視像の取込みを通常のビデオレート30
フレーム/秒程度として説明したが、体内での腫瘍の移
動速度が低速であることが既知である場合、透視像の取
込みを間欠的に、例えば15フレーム/秒(図15
(b)参照)や10フレーム/秒(図15(c)参照)
とし、かつ、透視装置からは画像取込みに必要な時以外
はX線を照射しないように制御することができる。この
場合、透視装置によるX線被爆量を低減することが可能
となる。
【0079】実施の形態3.(サーチエリアの設定) この発明の実施の形態3に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図16は、この発明の
実施の形態3に係る動体追跡照射装置のサーチエリアの
設定を示す図である。
て図面を参照しながら説明する。図16は、この発明の
実施の形態3に係る動体追跡照射装置のサーチエリアの
設定を示す図である。
【0080】上記の実施の形態1では、画像入力部A及
びBによってデジタイズされた画像全領域に対するテン
プレートマッチング法による画像認識処理を行う場合に
ついて説明したが、腫瘍マーカ17の動きはランダムで
あったとしても時間軸に対して連続していることに着目
すれば、腫瘍マーカ17の最大速度が予測できるとき、
テンプレートマッチングを実施する入力画像領域を制限
することができる。
びBによってデジタイズされた画像全領域に対するテン
プレートマッチング法による画像認識処理を行う場合に
ついて説明したが、腫瘍マーカ17の動きはランダムで
あったとしても時間軸に対して連続していることに着目
すれば、腫瘍マーカ17の最大速度が予測できるとき、
テンプレートマッチングを実施する入力画像領域を制限
することができる。
【0081】すなわち、入力画像は例えば30フレーム
/秒の一定周期でデジタイズされることから、この場
合、ある時に入力した画像と、次のタイミングで入力し
た画像間でのマーカの最大移動量は腫瘍マーカ17が最
大速度で1/30秒移動したと仮定することにより求め
ることができる。
/秒の一定周期でデジタイズされることから、この場
合、ある時に入力した画像と、次のタイミングで入力し
た画像間でのマーカの最大移動量は腫瘍マーカ17が最
大速度で1/30秒移動したと仮定することにより求め
ることができる。
【0082】従って、図16に示すように、一つ前に入
力した画像により得られた腫瘍マーカ17の座標を中心
として、フレーム間の最大移動量を上下、左右方向に足
し引きした領域についてテンプレートマッチング法によ
る画像認識処理を実行すれば十分であることがわかる。
力した画像により得られた腫瘍マーカ17の座標を中心
として、フレーム間の最大移動量を上下、左右方向に足
し引きした領域についてテンプレートマッチング法によ
る画像認識処理を実行すれば十分であることがわかる。
【0083】このように、フレーム毎に画像認識処理を
行う領域をダイナミックに変更することにより、無駄な
演算を抑制することができ、認識処理部A及びBのH/
W、S/Wの規模を抑えられる効果があり、また同規模
のH/Wを有する認識処理部においてはより高速な腫瘍
マーカ17の動きに追随できる画像認識処理を実現でき
る効果がある。
行う領域をダイナミックに変更することにより、無駄な
演算を抑制することができ、認識処理部A及びBのH/
W、S/Wの規模を抑えられる効果があり、また同規模
のH/Wを有する認識処理部においてはより高速な腫瘍
マーカ17の動きに追随できる画像認識処理を実現でき
る効果がある。
【0084】実施の形態4.(位置予測) この発明の実施の形態4に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図17は、この発明の
実施の形態4に係る動体追跡照射装置の位置予測を示す
図である。
て図面を参照しながら説明する。図17は、この発明の
実施の形態4に係る動体追跡照射装置の位置予測を示す
図である。
【0085】上記の実施の形態1では、デジタイズされ
た透視像から得られる3次元座標を直接使用してライナ
ック15の治療ビーム制御を実施する例について説明し
たが、透視像の取込みがたとえ30フレーム/秒であっ
たとしても、3次元座標を計算し、治療ビームを制御す
るまでには最低1フレーム分の遅延が生じることから、
治療ビームの制御誤差はこの時間に腫瘍部位の移動速度
を乗じたものとなる。
た透視像から得られる3次元座標を直接使用してライナ
ック15の治療ビーム制御を実施する例について説明し
たが、透視像の取込みがたとえ30フレーム/秒であっ
たとしても、3次元座標を計算し、治療ビームを制御す
るまでには最低1フレーム分の遅延が生じることから、
治療ビームの制御誤差はこの時間に腫瘍部位の移動速度
を乗じたものとなる。
【0086】これに対し、図17に示すように、取込ん
だばかりの透視像による3次元座標と一つ前の取込みタ
イミングによる透視像の位置変位より腫瘍マーカ17の
移動速度を求め、前述の遅延時間を乗じた移動量を位置
補正量として加えることにより、治療ビームの制御精度
を向上させることが可能になる。
だばかりの透視像による3次元座標と一つ前の取込みタ
イミングによる透視像の位置変位より腫瘍マーカ17の
移動速度を求め、前述の遅延時間を乗じた移動量を位置
補正量として加えることにより、治療ビームの制御精度
を向上させることが可能になる。
【0087】図17において、現フレーム画像取得時刻
からデジタイズ、認識処理の遅延が加わって、本当の現
在時刻となる。従って、現在あるべき座標は、以下の式
のように表される。
からデジタイズ、認識処理の遅延が加わって、本当の現
在時刻となる。従って、現在あるべき座標は、以下の式
のように表される。
【0088】y=y2+(y2−y1)*(t−t2)
/(t2−t1)
/(t2−t1)
【0089】実施の形態5.(位置予測2) この発明の実施の形態5に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図18は、この発明の
実施の形態5に係る動体追跡照射装置の位置予測を示す
図である。
て図面を参照しながら説明する。図18は、この発明の
実施の形態5に係る動体追跡照射装置の位置予測を示す
図である。
【0090】上記の実施の形態4では、取込んだばかり
の透視像による3次元座標と一つ前の取込みタイミング
による透視像の位置変位より腫瘍マーカ17の移動速度
を求め、前述の遅延時間を乗じた移動量を位置補正量と
して加えることにより、治療ビームの制御精度を向上さ
せる場合について説明したが、更に二つ前の取込みタイ
ミングによる透視像の位置変位を加えることにより、腫
瘍マーカ17の移動加速度を求めることができ、前述の
遅延時間分の位置補正量をより精度よくもとめることが
でき、治療ビームの制御精度を更に向上させることが可
能になる。
の透視像による3次元座標と一つ前の取込みタイミング
による透視像の位置変位より腫瘍マーカ17の移動速度
を求め、前述の遅延時間を乗じた移動量を位置補正量と
して加えることにより、治療ビームの制御精度を向上さ
せる場合について説明したが、更に二つ前の取込みタイ
ミングによる透視像の位置変位を加えることにより、腫
瘍マーカ17の移動加速度を求めることができ、前述の
遅延時間分の位置補正量をより精度よくもとめることが
でき、治療ビームの制御精度を更に向上させることが可
能になる。
【0091】図18において、現フレーム画像取得時刻
からデジタイズ、認識処理の遅延が加わって、本当の現
在時刻となる。Δt=t1−t0=t2−t1として、
時刻t1での速度v1、時刻t2での速度v2、この間
の加速度aは、各々次の通りである。
からデジタイズ、認識処理の遅延が加わって、本当の現
在時刻となる。Δt=t1−t0=t2−t1として、
時刻t1での速度v1、時刻t2での速度v2、この間
の加速度aは、各々次の通りである。
【0092】v1=(y1−y0)/Δt
【0093】v2=(y2−y1)/Δt
【0094】 a=(y2−2・y1+y0)/(Δt)2
【0095】従って、現在あるべき座標は、以下の式の
ように表される。
ように表される。
【0096】y=y2+v2*(t−t2)+a・(t
−t2)2/2
−t2)2/2
【0097】実施の形態6.(治療台位置制御) この発明の実施の形態6に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図19は、この発明の
実施の形態6に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
て図面を参照しながら説明する。図19は、この発明の
実施の形態6に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
【0098】図19において、34は治療台位置制御部
である。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様で
ある。
である。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様で
ある。
【0099】上記の実施の形態1では、得られた腫瘍マ
ーカ17の3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム16のオン/オフ制御を行う場合について説明した
が、腫瘍マーカ17の移動量から逆算して治療台位置制
御部34により治療台位置を移動するように制御するよ
うに構成すれば、腫瘍位置を常に治療ビームの照射対象
とすることができ、透視装置による不要被曝を抑制する
と共に、治療時間を短縮させることが可能になる。
ーカ17の3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム16のオン/オフ制御を行う場合について説明した
が、腫瘍マーカ17の移動量から逆算して治療台位置制
御部34により治療台位置を移動するように制御するよ
うに構成すれば、腫瘍位置を常に治療ビームの照射対象
とすることができ、透視装置による不要被曝を抑制する
と共に、治療時間を短縮させることが可能になる。
【0100】実施の形態7.(マルチリーフコリメータ
による照射野の制御) この発明の実施の形態7に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図20は、この発明の
実施の形態7に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
による照射野の制御) この発明の実施の形態7に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図20は、この発明の
実施の形態7に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
【0101】図20において、15aはマルチリーフコ
リメータ、35はマルチリーフコリメータ制御部であ
る。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様であ
る。
リメータ、35はマルチリーフコリメータ制御部であ
る。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様であ
る。
【0102】上記の実施の形態1では、得られた腫瘍マ
ーカ17の3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム16のオン/オフ制御を行う場合について説明した
が、図20に示すように、腫瘍マーカ17の移動量から
逆算してマルチリーフコリメータ制御部35によりマル
チリーフコリメータ15aを開閉させ、照射野をダイナ
ミックに制御するように構成すれば、腫瘍位置を常に治
療ビームの照射対象とすることができ、透視装置による
不要被曝を抑制すると共に、治療時間を短縮させること
が可能になる。
ーカ17の3次元座標によりライナック15の治療ビー
ム16のオン/オフ制御を行う場合について説明した
が、図20に示すように、腫瘍マーカ17の移動量から
逆算してマルチリーフコリメータ制御部35によりマル
チリーフコリメータ15aを開閉させ、照射野をダイナ
ミックに制御するように構成すれば、腫瘍位置を常に治
療ビームの照射対象とすることができ、透視装置による
不要被曝を抑制すると共に、治療時間を短縮させること
が可能になる。
【0103】実施の形態8.(腫瘍マーカを2個以上使
用するケース) この発明の実施の形態8に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図21は、この発明の
実施の形態8に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
用するケース) この発明の実施の形態8に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図21は、この発明の
実施の形態8に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。
【0104】図21において、17a及び17bは腫瘍
マーカ、27aは認識処理部A1、27bは認識処理部
A2、29aは認識処理部B1、29bは認識処理部B
2である。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様
である。
マーカ、27aは認識処理部A1、27bは認識処理部
A2、29aは認識処理部B1、29bは認識処理部B
2である。なお、他の構成は上記の実施の形態1と同様
である。
【0105】上記の実施の形態1では、腫瘍近傍に埋め
込む腫瘍マーカが一つの場合について説明したが、腫瘍
マーカを2つ、或いは3つ程度埋め込む場合もある。こ
の場合、各透視系につき、追加した腫瘍マーカ数分の画
像の認識処理部が必要となるが、腫瘍18の動きが腫瘍
マーカ17a及び17bの動きに対して単純な平行移動
でなく、ねじれや、回転運動を含む場合であっても腫瘍
位置の特定が可能となる。
込む腫瘍マーカが一つの場合について説明したが、腫瘍
マーカを2つ、或いは3つ程度埋め込む場合もある。こ
の場合、各透視系につき、追加した腫瘍マーカ数分の画
像の認識処理部が必要となるが、腫瘍18の動きが腫瘍
マーカ17a及び17bの動きに対して単純な平行移動
でなく、ねじれや、回転運動を含む場合であっても腫瘍
位置の特定が可能となる。
【0106】実施の形態9.(イメージインテンシファ
イアのブランキング) この発明の実施の形態9に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図22は、この発明の
実施の形態9に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。また、図23は、この発明の実施の形態
9に係る動体追跡照射装置の動作を示すタイミングチャ
ートである。
イアのブランキング) この発明の実施の形態9に係る動体追跡照射装置につい
て図面を参照しながら説明する。図22は、この発明の
実施の形態9に係る動体追跡照射装置の構成を示すブロ
ック図である。また、図23は、この発明の実施の形態
9に係る動体追跡照射装置の動作を示すタイミングチャ
ートである。
【0107】図22において、イメージインテンシファ
イアA及びB(21d及び22d)は、トリガ制御部3
1に接続されている。なお、他の構成は上記の実施の形
態1と同様である。
イアA及びB(21d及び22d)は、トリガ制御部3
1に接続されている。なお、他の構成は上記の実施の形
態1と同様である。
【0108】上記の実施の形態1では、X線の出力制御
について特別な処理を行わない場合について説明した
が、図23(a2)及び(b2)に示すように、X線管
21a及び22aのX線照射をTVカメラ21e及び2
2eのフレームレートに同期させてパルス状にすると共
に、図23(c2)に示すように、X線管21a及び2
2aの照射タイミングではライナック15の治療ビーム
16が照射されないように制御する。
について特別な処理を行わない場合について説明した
が、図23(a2)及び(b2)に示すように、X線管
21a及び22aのX線照射をTVカメラ21e及び2
2eのフレームレートに同期させてパルス状にすると共
に、図23(c2)に示すように、X線管21a及び2
2aの照射タイミングではライナック15の治療ビーム
16が照射されないように制御する。
【0109】更に、図23(a3)及び(b3)に示す
ように、X線管21a及び22aの照射タイミングでの
みイメージインテンシファイア21d及び22dの出力
が有効となるように制御することで、ライナック15に
よって生成される大量の散乱放射線による透視像のバッ
クグラウンドレベル上昇を大幅に削減できる効果があ
る。
ように、X線管21a及び22aの照射タイミングでの
みイメージインテンシファイア21d及び22dの出力
が有効となるように制御することで、ライナック15に
よって生成される大量の散乱放射線による透視像のバッ
クグラウンドレベル上昇を大幅に削減できる効果があ
る。
【0110】実施の形態10.(頭部への適用) この発明の実施の形態10に係る動体追跡照射装置につ
いて図面を参照しながら説明する。図24は、この発明
の実施の形態10に係る動体追跡照射装置の構成を示す
図である。なお、図24において、図示以外の構成は上
記の実施の形態1と同様である。
いて図面を参照しながら説明する。図24は、この発明
の実施の形態10に係る動体追跡照射装置の構成を示す
図である。なお、図24において、図示以外の構成は上
記の実施の形態1と同様である。
【0111】上記の実施の形態1では、体内の腫瘍の動
きを直接モニタするために腫瘍マーカ17を腫瘍近傍に
埋め込み、2台の透視装置によって透視像を得るととも
に3次元座標の計算を行っていたが、頭部腫瘍のように
体表面に対し、腫瘍の動きがほとんど無いと見なせる部
位においては、図24に示すように、X線透視装置の代
わりに可視光によるTVカメラを使用する。
きを直接モニタするために腫瘍マーカ17を腫瘍近傍に
埋め込み、2台の透視装置によって透視像を得るととも
に3次元座標の計算を行っていたが、頭部腫瘍のように
体表面に対し、腫瘍の動きがほとんど無いと見なせる部
位においては、図24に示すように、X線透視装置の代
わりに可視光によるTVカメラを使用する。
【0112】腫瘍マーカにはX線に対する不透明さでは
なく、可視光線に対する吸収性の高い表面色を持つマー
カを頭部表面に張りつけることにより、上記の実施の形
態1と同様の効果を奏する。この場合、透視装置から照
射されるX線による不要被爆を皆無とすることができ
る。
なく、可視光線に対する吸収性の高い表面色を持つマー
カを頭部表面に張りつけることにより、上記の実施の形
態1と同様の効果を奏する。この場合、透視装置から照
射されるX線による不要被爆を皆無とすることができ
る。
【0113】実施の形態11.(事前診断による治療位
置の最適化) この発明の実施の形態11に係る動体追跡照射装置につ
いて図面を参照しながら説明する。図25は、この発明
の実施の形態11に係る動体追跡照射装置の様子を示す
図である。なお、構成は上記の実施の形態1と同様であ
る。
置の最適化) この発明の実施の形態11に係る動体追跡照射装置につ
いて図面を参照しながら説明する。図25は、この発明
の実施の形態11に係る動体追跡照射装置の様子を示す
図である。なお、構成は上記の実施の形態1と同様であ
る。
【0114】上記の実施の形態1では、あらかじめ計画
された位置に腫瘍マーカ17があるときにライナック1
5の治療ビーム16が照射されるように制御することと
して説明したが、上記の実施の形態1の構成によれば、
映像採取タイミングは30フレーム/秒程度であり、1
フレーム採取毎に腫瘍マーカ17の3次元座標が算出さ
れる。治療を行う前に数秒〜数十秒程度のモニタリング
により、腫瘍マーカ17の3次元座標の度数分布を求め
ることができ、得られた度数分布のうち、中央演算処理
部30が度数の高い領域が治療部位となるようにライナ
ック照射制御部23を制御すれば、透視装置による不要
被曝を抑制すると共に、治療時間を短縮させることが可
能になる。
された位置に腫瘍マーカ17があるときにライナック1
5の治療ビーム16が照射されるように制御することと
して説明したが、上記の実施の形態1の構成によれば、
映像採取タイミングは30フレーム/秒程度であり、1
フレーム採取毎に腫瘍マーカ17の3次元座標が算出さ
れる。治療を行う前に数秒〜数十秒程度のモニタリング
により、腫瘍マーカ17の3次元座標の度数分布を求め
ることができ、得られた度数分布のうち、中央演算処理
部30が度数の高い領域が治療部位となるようにライナ
ック照射制御部23を制御すれば、透視装置による不要
被曝を抑制すると共に、治療時間を短縮させることが可
能になる。
【0115】実施の形態12.(X線透視装置を複数用
いるケース) この発明の実施の形態12に係る動体追跡照射装置につ
いて図面を参照しながら説明する。図26は、この発明
の実施の形態12に係る動体追跡照射装置の構成を示す
図である。なお、図示以外の構成は上記の実施の形態1
と同様である。
いるケース) この発明の実施の形態12に係る動体追跡照射装置につ
いて図面を参照しながら説明する。図26は、この発明
の実施の形態12に係る動体追跡照射装置の構成を示す
図である。なお、図示以外の構成は上記の実施の形態1
と同様である。
【0116】上記の実施の形態1では、透視系が2系統
の場合について説明したが、図26に示すように、更に
1系統、或いは2系統の追加をしても良い。この場合、
同時に機能するのは複数系のうち2系統であるとする。
ライナック15は治療ビーム16の方向、向きを変える
ためにガントリ角度をさまざまに設定するが、ライナッ
ク15とある透視系のX線パスが干渉する場合であって
も、別の干渉しない透視系の組み合わせにより、腫瘍マ
ーカ17の3次元座標の算出を行うことが可能となる。
つまり、中央演算処理部30は、得られたガントリ角度
に基づき、複数系のうち干渉しない2系統の透視系を選
択使用する。
の場合について説明したが、図26に示すように、更に
1系統、或いは2系統の追加をしても良い。この場合、
同時に機能するのは複数系のうち2系統であるとする。
ライナック15は治療ビーム16の方向、向きを変える
ためにガントリ角度をさまざまに設定するが、ライナッ
ク15とある透視系のX線パスが干渉する場合であって
も、別の干渉しない透視系の組み合わせにより、腫瘍マ
ーカ17の3次元座標の算出を行うことが可能となる。
つまり、中央演算処理部30は、得られたガントリ角度
に基づき、複数系のうち干渉しない2系統の透視系を選
択使用する。
【0117】
【発明の効果】この発明に係る動体追跡照射装置は、以
上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射するライナ
ックと、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカと、前記腫
瘍マーカを第1の方向から撮像する第1のX線透視装置
と、前記腫瘍マーカを第2の方向から前記第1のX線透
視装置と同時に撮像する第2のX線透視装置と、前記第
1及び第2のX線透視装置から出力される第1及び第2
の透視映像をデジタイズする第1及び第2の画像入力部
と、前記第1及び第2の画像入力部によってデジタイズ
された画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座
標を求める第1及び第2の認識処理部と、前記第1及び
第2の認識処理部で算出された第1及び第2の2次元座
標より前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算
処理部と、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標により前
記ライナックの治療ビーム照射を制御する照射制御部と
を備えたので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択
的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき
るという効果を奏する。
上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射するライナ
ックと、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカと、前記腫
瘍マーカを第1の方向から撮像する第1のX線透視装置
と、前記腫瘍マーカを第2の方向から前記第1のX線透
視装置と同時に撮像する第2のX線透視装置と、前記第
1及び第2のX線透視装置から出力される第1及び第2
の透視映像をデジタイズする第1及び第2の画像入力部
と、前記第1及び第2の画像入力部によってデジタイズ
された画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座
標を求める第1及び第2の認識処理部と、前記第1及び
第2の認識処理部で算出された第1及び第2の2次元座
標より前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算
処理部と、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標により前
記ライナックの治療ビーム照射を制御する照射制御部と
を備えたので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択
的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき
るという効果を奏する。
【0118】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記第1及び第2のX線透視
装置が、前記腫瘍の移動速度が低速であることが既知で
ある場合、前記腫瘍マーカを間欠的に撮像するので、体
幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射
を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏
する。
は、以上説明したとおり、前記第1及び第2のX線透視
装置が、前記腫瘍の移動速度が低速であることが既知で
ある場合、前記腫瘍マーカを間欠的に撮像するので、体
幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射
を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏
する。
【0119】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記第1及び第2の認識処理
部が、前記腫瘍マーカの最大速度が予測できるとき、テ
ンプレートマッチングを実施する入力画像領域を制限す
るので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大
線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さら
に、無駄な演算を抑制することができるという効果を奏
する。
は、以上説明したとおり、前記第1及び第2の認識処理
部が、前記腫瘍マーカの最大速度が予測できるとき、テ
ンプレートマッチングを実施する入力画像領域を制限す
るので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大
線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さら
に、無駄な演算を抑制することができるという効果を奏
する。
【0120】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、取込
んだばかりの透視像による3次元座標と一つ前の取込み
タイミングによる透視像の位置変位より前記腫瘍マーカ
の移動速度を求め、一連の処理による遅延時間を乗じた
移動量を位置補正量として現フレームの認識座標に加え
るので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大
線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さら
に、治療ビームの制御精度を向上できるという効果を奏
する。
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、取込
んだばかりの透視像による3次元座標と一つ前の取込み
タイミングによる透視像の位置変位より前記腫瘍マーカ
の移動速度を求め、一連の処理による遅延時間を乗じた
移動量を位置補正量として現フレームの認識座標に加え
るので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大
線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さら
に、治療ビームの制御精度を向上できるという効果を奏
する。
【0121】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、取込
んだばかりの透視像による3次元座標と一つ及び二つ前
の取込みタイミングによる透視像の位置変位より前記腫
瘍マーカの移動加速度を求め、一連の処理による遅延時
間分の位置補正量を現フレームの認識座標に加えるの
で、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量
の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さらに、
治療ビームの制御精度を向上できるという効果を奏す
る。
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、取込
んだばかりの透視像による3次元座標と一つ及び二つ前
の取込みタイミングによる透視像の位置変位より前記腫
瘍マーカの移動加速度を求め、一連の処理による遅延時
間分の位置補正量を現フレームの認識座標に加えるの
で、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量
の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さらに、
治療ビームの制御精度を向上できるという効果を奏す
る。
【0122】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、さらに、治療台上の前記腫瘍
マーカの移動量から逆算して治療台位置を移動するよう
に制御する治療台位置制御部を備えたので、体幹部内の
動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、
正常組織への被爆を低減でき、さらに、治療時間を短縮
できるという効果を奏する。
は、以上説明したとおり、さらに、治療台上の前記腫瘍
マーカの移動量から逆算して治療台位置を移動するよう
に制御する治療台位置制御部を備えたので、体幹部内の
動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、
正常組織への被爆を低減でき、さらに、治療時間を短縮
できるという効果を奏する。
【0123】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、さらに、前記腫瘍マーカの移
動量から逆算して前記ライナックに設けたマルチリーフ
コリメータを開閉させて照射野をダイナミックに制御す
るマルチリーフコリメータ制御部を備えたので、体幹部
内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行
い、正常組織への被爆を低減でき、さらに、治療時間を
短縮できるという効果を奏する。
は、以上説明したとおり、さらに、前記腫瘍マーカの移
動量から逆算して前記ライナックに設けたマルチリーフ
コリメータを開閉させて照射野をダイナミックに制御す
るマルチリーフコリメータ制御部を備えたので、体幹部
内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行
い、正常組織への被爆を低減でき、さらに、治療時間を
短縮できるという効果を奏する。
【0124】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカを、複数個と
したので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に
大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さ
らに、ねじれや、回転運動を含む場合であっても腫瘍位
置の特定ができるという効果を奏する。
は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカを、複数個と
したので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に
大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき、さ
らに、ねじれや、回転運動を含む場合であっても腫瘍位
置の特定ができるという効果を奏する。
【0125】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、トリ
ガ制御部により、前記第1及び第2のX線透視装置のX
線照射を前記所定フレームレートに同期させてパルス状
にし、前記第1及び第2のX線透視装置の照射タイミン
グでは前記ライナックの治療ビームが照射されないよう
に制御するので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選
択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減で
き、さらに、大量の散乱放射線による透視像のバックグ
ラウンドレベル上昇を大幅に削減できるという効果を奏
する。
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、トリ
ガ制御部により、前記第1及び第2のX線透視装置のX
線照射を前記所定フレームレートに同期させてパルス状
にし、前記第1及び第2のX線透視装置の照射タイミン
グでは前記ライナックの治療ビームが照射されないよう
に制御するので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選
択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減で
き、さらに、大量の散乱放射線による透視像のバックグ
ラウンドレベル上昇を大幅に削減できるという効果を奏
する。
【0126】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカが、可視光線
に対する吸収性の高い表面色を持ち、腫瘍近傍に埋め込
まれる代わりに頭部表面に張りつけられ、前記第1及び
第2のX線透視装置の代わりに可視光による第1及び第
2のTVカメラを使用するので、透視装置から照射され
るX線による不要被爆を皆無とすることができるという
効果を奏する。
は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカが、可視光線
に対する吸収性の高い表面色を持ち、腫瘍近傍に埋め込
まれる代わりに頭部表面に張りつけられ、前記第1及び
第2のX線透視装置の代わりに可視光による第1及び第
2のTVカメラを使用するので、透視装置から照射され
るX線による不要被爆を皆無とすることができるという
効果を奏する。
【0127】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、治療
を行う前に所定時間のモニタリングにより、前記腫瘍マ
ーカの3次元座標の度数分布を求め、度数の高い領域が
治療部位となるように前記照射制御部を制御するので、
透視装置による不要被曝を抑制できると共に、治療時間
を短縮できるという効果を奏する。
は、以上説明したとおり、前記中央演算処理部が、治療
を行う前に所定時間のモニタリングにより、前記腫瘍マ
ーカの3次元座標の度数分布を求め、度数の高い領域が
治療部位となるように前記照射制御部を制御するので、
透視装置による不要被曝を抑制できると共に、治療時間
を短縮できるという効果を奏する。
【0128】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、さらに、前記腫瘍マーカを第
3の方向から撮像する第3のX線透視装置を備え、前記
中央演算処理部が、得られたガントリ角度に基づき、第
1、第2及び第3のX線透視装置のうち干渉しない2つ
のX線透視装置を選択使用するので、体幹部内の動き回
る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、正常組
織への被爆を低減できるという効果を奏する。
は、以上説明したとおり、さらに、前記腫瘍マーカを第
3の方向から撮像する第3のX線透視装置を備え、前記
中央演算処理部が、得られたガントリ角度に基づき、第
1、第2及び第3のX線透視装置のうち干渉しない2つ
のX線透視装置を選択使用するので、体幹部内の動き回
る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、正常組
織への被爆を低減できるという効果を奏する。
【0129】この発明に係る動体追跡照射装置を用いた
位置決め方法は、以上説明したとおり、腫瘍近傍に埋め
込まれた腫瘍マーカを第1及び第2の方向から同時に撮
像して第1及び第2の透視映像を得るステップと、デジ
タイズされた第1及び第2の透視映像に予め登録された
腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃淡正規化
相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレー
ムレートの実時間レベルで実行し、第1及び第2の透視
変換行列に基づき前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次
元座標を求めるステップと、前記算出された第1及び第
2の2次元座標に基づき前記腫瘍マーカの3次元座標を
求めるステップと、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標
に基づきライナックの治療ビームの位置決めを行うステ
ップとを含むので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても
選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減
できるという効果を奏する。
位置決め方法は、以上説明したとおり、腫瘍近傍に埋め
込まれた腫瘍マーカを第1及び第2の方向から同時に撮
像して第1及び第2の透視映像を得るステップと、デジ
タイズされた第1及び第2の透視映像に予め登録された
腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃淡正規化
相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレー
ムレートの実時間レベルで実行し、第1及び第2の透視
変換行列に基づき前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次
元座標を求めるステップと、前記算出された第1及び第
2の2次元座標に基づき前記腫瘍マーカの3次元座標を
求めるステップと、前記求めた腫瘍マーカの3次元座標
に基づきライナックの治療ビームの位置決めを行うステ
ップとを含むので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても
選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減
できるという効果を奏する。
【0130】また、この発明に係る動体追跡照射装置を
用いた位置決め方法は、以上説明したとおり、さらに、
予め、アイソセンタに置かれた空間座標校正器を第1及
び第2の方向から同時に撮像して第3及び第4の透視映
像を得るステップと、表示された前記第3及び第4の透
視映像上の前記空間座標校正器の6頂点の指示により前
記第1及び第2の透視変換行列を予め算出するステップ
とを含むので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択
的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき
るという効果を奏する。
用いた位置決め方法は、以上説明したとおり、さらに、
予め、アイソセンタに置かれた空間座標校正器を第1及
び第2の方向から同時に撮像して第3及び第4の透視映
像を得るステップと、表示された前記第3及び第4の透
視映像上の前記空間座標校正器の6頂点の指示により前
記第1及び第2の透視変換行列を予め算出するステップ
とを含むので、体幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択
的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減でき
るという効果を奏する。
【図1】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置の構成を示すブロック図である。
装置の構成を示すブロック図である。
【図2】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置の透視像を示す図である。
装置の透視像を示す図である。
【図3】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器を
示す図である。
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器を
示す図である。
【図4】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器の
透視パスを示す図である。
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器の
透視パスを示す図である。
【図5】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置の3次元座標計算方法を示す図である。
装置の3次元座標計算方法を示す図である。
【図6】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器の
別の形状を示す図である。
装置を用いた位置決め方法で使用する空間座標校正器の
別の形状を示す図である。
【図7】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置の腫瘍マーカが球状でないケースの透視像を示す図
である。
装置の腫瘍マーカが球状でないケースの透視像を示す図
である。
【図8】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置の透視装置の配置が異なるケースを示す図である。
装置の透視装置の配置が異なるケースを示す図である。
【図9】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照射
装置のランドマーク位置決めへの適用を示す図である。
装置のランドマーク位置決めへの適用を示す図である。
【図10】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照
射装置のインターロックを示す図である。
射装置のインターロックを示す図である。
【図11】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照
射装置のユーザインタフェースを示す図である。
射装置のユーザインタフェースを示す図である。
【図12】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照
射装置の密封小線源治療への応用を示す図である。
射装置の密封小線源治療への応用を示す図である。
【図13】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照
射装置の体内カテーテル操作への応用を示す図である。
射装置の体内カテーテル操作への応用を示す図である。
【図14】 この発明の実施の形態1に係る動体追跡照
射装置の手術中のナビゲーターへの応用を示す図であ
る。
射装置の手術中のナビゲーターへの応用を示す図であ
る。
【図15】 この発明の実施の形態2に係る動体追跡照
射装置のフレームレートの制御を示すタイミングチャー
トである。
射装置のフレームレートの制御を示すタイミングチャー
トである。
【図16】 この発明の実施の形態3に係る動体追跡照
射装置のサーチエリアの設定を示す図である。
射装置のサーチエリアの設定を示す図である。
【図17】 この発明の実施の形態4に係る動体追跡照
射装置の位置予測を示す図である。
射装置の位置予測を示す図である。
【図18】 この発明の実施の形態5に係る動体追跡照
射装置の位置予測2を示す図である。
射装置の位置予測2を示す図である。
【図19】 この発明の実施の形態6に係る動体追跡照
射装置の構成を示す図である。
射装置の構成を示す図である。
【図20】 この発明の実施の形態7に係る動体追跡照
射装置の構成を示す図である。
射装置の構成を示す図である。
【図21】 この発明の実施の形態8に係る動体追跡照
射装置の腫瘍マーカを2個以上使用するケースを示す図
である。
射装置の腫瘍マーカを2個以上使用するケースを示す図
である。
【図22】 この発明の実施の形態9に係る動体追跡照
射装置の構成を示す図である。
射装置の構成を示す図である。
【図23】 この発明の実施の形態9に係る動体追跡照
射装置の動作を示すタイミングチャートである。
射装置の動作を示すタイミングチャートである。
【図24】 この発明の実施の形態10に係る動体追跡
照射装置の頭部への適用を示す図である。
照射装置の頭部への適用を示す図である。
【図25】 この発明の実施の形態11に係る動体追跡
照射装置の事前診断による治療位置の最適化を示す図で
ある。
照射装置の事前診断による治療位置の最適化を示す図で
ある。
【図26】 この発明の実施の形態12に係る動体追跡
照射装置の構成を示す図である。
照射装置の構成を示す図である。
【図27】 従来の動体追跡照射装置の構成を示す図で
ある。
ある。
【図28】 従来の動体追跡照射装置の動作を示す図で
ある。
ある。
【図29】 従来の動体追跡照射装置の動作を示す図で
ある。
ある。
15 ライナック、16 治療ビーム、17 腫瘍マー
カ、18 腫瘍、19患者、20 治療台、21a X
線管A、21b コリメータA、21c X線A、21
d イメージインテンシファイアA、21e TVカメ
ラA、21fX線高電圧装置A、22a X線管B、2
2b コリメータB、22c X線B、22d イメー
ジインテンシファイアB、22e TVカメラB、22
fX線高電圧装置B、23 ライナック照射制御部、2
4 カメラコントロールユニット(CCU)A、25
カメラコントロールユニット(CCU)B、26画像入
力部A、27 認識処理部A、28 画像入力部B、2
9 認識処理部B、30 中央演算処理部、31 トリ
ガ制御部、32 画像表示部、33 モニタ。
カ、18 腫瘍、19患者、20 治療台、21a X
線管A、21b コリメータA、21c X線A、21
d イメージインテンシファイアA、21e TVカメ
ラA、21fX線高電圧装置A、22a X線管B、2
2b コリメータB、22c X線B、22d イメー
ジインテンシファイアB、22e TVカメラB、22
fX線高電圧装置B、23 ライナック照射制御部、2
4 カメラコントロールユニット(CCU)A、25
カメラコントロールユニット(CCU)B、26画像入
力部A、27 認識処理部A、28 画像入力部B、2
9 認識処理部B、30 中央演算処理部、31 トリ
ガ制御部、32 画像表示部、33 モニタ。
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成11年11月5日(1999.11.
5)
5)
【手続補正1】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】発明の名称
【補正方法】変更
【補正内容】
【発明の名称】 動体追跡照射装置
【手続補正2】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項13
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正3】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項14
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正4】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0001
【補正方法】変更
【補正内容】
【0001】
【発明の属する技術分野】この発明は、機構系の絶対精
度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時
間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線
量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減でき
る、X線、電子線、陽子線、重粒子線等の動体追跡照射
装置に関するものである。
度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時
間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線
量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減でき
る、X線、電子線、陽子線、重粒子線等の動体追跡照射
装置に関するものである。
【手続補正5】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0013
【補正方法】変更
【補正内容】
【0013】この発明は、前述した問題点を解決するた
めになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を
実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依
存せずに実質必要な精度を確保することができる動体追
跡照射装置を得ることを目的とする。
めになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を
実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依
存せずに実質必要な精度を確保することができる動体追
跡照射装置を得ることを目的とする。
【手続補正6】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0014
【補正方法】変更
【補正内容】
【0014】また、この発明は、選択的に大線量の照射
を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができ
る動体追跡照射装置を得ることを目的とする。
を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができ
る動体追跡照射装置を得ることを目的とする。
【手続補正7】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0027
【補正方法】変更
【補正内容】
【0027】この発明に係る動体追跡照射装置は、腫瘍
近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを第1及び第2の方向か
ら同時に撮像して第1及び第2の透視映像を得る透視装
置と、デジタイズされた第1及び第2の透視映像に予め
登録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた
濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを
所定フレームレートの実時間レベルで実行し、第1及び
第2の透視変換行列に基づき前記腫瘍マーカの第1及び
第2の2次元座標を算出する画像入力認識処理部と、前
記算出された第1及び第2の2次元座標に基づき前記腫
瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算処理部と、前
記計算された腫瘍マーカの3次元座標に基づきライナッ
クの治療ビーム照射を制御する照射制御部とを備えたも
のである。
近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを第1及び第2の方向か
ら同時に撮像して第1及び第2の透視映像を得る透視装
置と、デジタイズされた第1及び第2の透視映像に予め
登録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた
濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを
所定フレームレートの実時間レベルで実行し、第1及び
第2の透視変換行列に基づき前記腫瘍マーカの第1及び
第2の2次元座標を算出する画像入力認識処理部と、前
記算出された第1及び第2の2次元座標に基づき前記腫
瘍マーカの3次元座標を計算する中央演算処理部と、前
記計算された腫瘍マーカの3次元座標に基づきライナッ
クの治療ビーム照射を制御する照射制御部とを備えたも
のである。
【手続補正8】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0028
【補正方法】変更
【補正内容】
【0028】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、前記透視装置が、予め、アイソセンタに置かれた空
間座標校正器を第1及び第2の方向から同時に撮像して
第3及び第4の透視映像を得、前記中央演算処理部が、
表示された前記第3及び第4の透視映像上の前記空間座
標校正器の6頂点の指示により前記第1及び第2の透視
変換行列を予め算出するものである。
は、前記透視装置が、予め、アイソセンタに置かれた空
間座標校正器を第1及び第2の方向から同時に撮像して
第3及び第4の透視映像を得、前記中央演算処理部が、
表示された前記第3及び第4の透視映像上の前記空間座
標校正器の6頂点の指示により前記第1及び第2の透視
変換行列を予め算出するものである。
【手続補正9】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0129
【補正方法】変更
【補正内容】
【0129】この発明に係る動体追跡照射装置は、以上
説明したとおり、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを
第1及び第2の方向から同時に撮像して第1及び第2の
透視映像を得る透視装置と、デジタイズされた第1及び
第2の透視映像に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、第1及び第2の透視変換行列に基づき前記
腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を算出する画像
入力認識処理部と、前記算出された第1及び第2の2次
元座標に基づき前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する
中央演算処理部と、前記計算された腫瘍マーカの3次元
座標に基づきライナックの治療ビーム照射を制御する照
射制御部とを備えたので、体幹部内の動き回る腫瘍に対
しても選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆
を低減できるという効果を奏する。
説明したとおり、腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを
第1及び第2の方向から同時に撮像して第1及び第2の
透視映像を得る透視装置と、デジタイズされた第1及び
第2の透視映像に予め登録された腫瘍マーカのテンプレ
ート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテン
プレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベ
ルで実行し、第1及び第2の透視変換行列に基づき前記
腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を算出する画像
入力認識処理部と、前記算出された第1及び第2の2次
元座標に基づき前記腫瘍マーカの3次元座標を計算する
中央演算処理部と、前記計算された腫瘍マーカの3次元
座標に基づきライナックの治療ビーム照射を制御する照
射制御部とを備えたので、体幹部内の動き回る腫瘍に対
しても選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆
を低減できるという効果を奏する。
【手続補正10】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0130
【補正方法】変更
【補正内容】
【0130】また、この発明に係る動体追跡照射装置
は、以上説明したとおり、前記透視装置が、予め、アイ
ソセンタに置かれた空間座標校正器を第1及び第2の方
向から同時に撮像して第3及び第4の透視映像を得、前
記中央演算処理部が、表示された前記第3及び第4の透
視映像上の前記空間座標校正器の6頂点の指示により前
記第1及び第2の透視変換行列を予め算出するので、体
幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射
を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏
する。
は、以上説明したとおり、前記透視装置が、予め、アイ
ソセンタに置かれた空間座標校正器を第1及び第2の方
向から同時に撮像して第3及び第4の透視映像を得、前
記中央演算処理部が、表示された前記第3及び第4の透
視映像上の前記空間座標校正器の6頂点の指示により前
記第1及び第2の透視変換行列を予め算出するので、体
幹部内の動き回る腫瘍に対しても選択的に大線量の照射
を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏
する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 白土 博樹 北海道札幌市北区北8条西5丁目8番地 北海道大学内 Fターム(参考) 4C082 AA01 AA05 AC02 AC05 AC06 AE03 AG02 AG24 AG53 AJ01 AJ05 AJ10 AJ13 AJ16 AL07 AN01 AN02 AP07 AP08 AR12 4C093 AA30 CA26 CA34 EA06 EA12 EB02 EB18 ED04 EE30 FA11 FA43 FA55 FD01 FD03 FD04 FF08 FF22 FF37 FG13
Claims (14)
- 【請求項1】 腫瘍に治療ビームを照射するライナック
と、 腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカと、 前記腫瘍マーカを第1の方向から撮像する第1のX線透
視装置と、 前記腫瘍マーカを第2の方向から前記第1のX線透視装
置と同時に撮像する第2のX線透視装置と、 前記第1及び第2のX線透視装置から出力される第1及
び第2の透視映像をデジタイズする第1及び第2の画像
入力部と、 前記第1及び第2の画像入力部によってデジタイズされ
た画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレート
画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテンプレ
ートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルで
実行し、前記腫瘍マーカの第1及び第2の2次元座標を
求める第1及び第2の認識処理部と、 前記第1及び第2の認識処理部で算出された第1及び第
2の2次元座標より前記腫瘍マーカの3次元座標を計算
する中央演算処理部と、 前記求めた腫瘍マーカの3次元座標により前記ライナッ
クの治療ビーム照射を制御する照射制御部とを備えたこ
とを特徴とする動体追跡照射装置。 - 【請求項2】 前記第1及び第2のX線透視装置は、前
記腫瘍の移動速度が低速であることが既知である場合、
前記腫瘍マーカを間欠的に撮像することを特徴とする請
求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項3】 前記第1及び第2の認識処理部は、前記
腫瘍マーカの最大速度が予測できるとき、テンプレート
マッチングを実施する入力画像領域を制限することを特
徴とする請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項4】 前記中央演算処理部は、取込んだばかり
の透視像による3次元座標と一つ前の取込みタイミング
による透視像の位置変位より前記腫瘍マーカの移動速度
を求め、一連の処理による遅延時間を乗じた移動量を位
置補正量として現フレームの認識座標に加えることを特
徴とする請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項5】 前記中央演算処理部は、取込んだばかり
の透視像による3次元座標と一つ及び二つ前の取込みタ
イミングによる透視像の位置変位より前記腫瘍マーカの
移動加速度を求め、一連の処理による遅延時間分の位置
補正量を現フレームの認識座標に加えることを特徴とす
る請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項6】 さらに、治療台上の前記腫瘍マーカの移
動量から逆算して治療台位置を移動するように制御する
治療台位置制御部を備えたことを特徴とする請求項1記
載の動体追跡照射装置。 - 【請求項7】 さらに、前記腫瘍マーカの移動量から逆
算して前記ライナックに設けたマルチリーフコリメータ
を開閉させて照射野をダイナミックに制御するマルチリ
ーフコリメータ制御部を備えたことを特徴とする請求項
1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項8】 前記腫瘍マーカは、複数個であることを
特徴とする請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項9】 前記中央演算処理部は、トリガ制御部に
より、前記第1及び第2のX線透視装置のX線照射を前
記所定フレームレートに同期させてパルス状にし、前記
第1及び第2のX線透視装置の照射タイミングでは前記
ライナックの治療ビームが照射されないように制御する
ことを特徴とする請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項10】 前記腫瘍マーカは、可視光線に対する
吸収性の高い表面色を持ち、腫瘍近傍に埋め込まれる代
わりに頭部表面に張りつけられ、前記第1及び第2のX
線透視装置の代わりに可視光による第1及び第2のTV
カメラを使用することを特徴とする請求項1記載の動体
追跡照射装置。 - 【請求項11】 前記中央演算処理部は、治療を行う前
に所定時間のモニタリングにより、前記腫瘍マーカの3
次元座標の度数分布を求め、度数の高い領域が治療部位
となるように前記照射制御部を制御することを特徴とす
る請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項12】 さらに、前記腫瘍マーカを第3の方向
から撮像する第3のX線透視装置を備え、 前記中央演算処理部は、得られたガントリ角度に基づ
き、第1、第2及び第3のX線透視装置のうち干渉しな
い2つのX線透視装置を選択使用することを特徴とする
請求項1記載の動体追跡照射装置。 - 【請求項13】 腫瘍近傍に埋め込まれた腫瘍マーカを
第1及び第2の方向から同時に撮像して第1及び第2の
透視映像を得るステップと、 デジタイズされた第1及び第2の透視映像に予め登録さ
れた腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃淡正
規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フ
レームレートの実時間レベルで実行し、第1及び第2の
透視変換行列に基づき前記腫瘍マーカの第1及び第2の
2次元座標を求めるステップと、 前記算出された第1及び第2の2次元座標に基づき前記
腫瘍マーカの3次元座標を求めるステップと、 前記求めた腫瘍マーカの3次元座標に基づきライナック
の治療ビームの位置決めを行うステップとを含むことを
特徴とする動体追跡照射装置を用いた位置決め方法。 - 【請求項14】 さらに、予め、アイソセンタに置かれ
た空間座標校正器を第1及び第2の方向から同時に撮像
して第3及び第4の透視映像を得るステップと、 表示された前記第3及び第4の透視映像上の前記空間座
標校正器の6頂点の指示により前記第1及び第2の透視
変換行列を予め算出するステップとを含むことを特徴と
する請求項13記載の動体追跡照射装置を用いた位置決
め方法。
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