JP2016220843A - 動体追跡装置及び動体追跡方法 - Google Patents

Abstract

【課題】身体部分において対象となる生体組織を効率的に追跡する。【解決手段】実施の形態の動体追跡装置は、Ｘ線照射部、透視画像撮像部、強調画像生成部及び位置検出部を備えている。Ｘ線照射部は、追跡対象の生体組織を含む身体部分に対し、第１のＸ線と前記第１のＸ線よりもエネルギの高い第２のＸ線とを異なるタイミングでそれぞれ周期的に照射する。透視画像撮像部は、前記第１のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第１のＸ線透視画像を撮像し、前記第２のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第２のＸ線透視画像を撮像する。強調画像生成部は、前記撮像された第１及び第２のＸ線透視画像どうしの差分をとる画像処理によって、コントラストの強調された強調画像を、前記第１及び第２のＸ線の周期的な照射に応じて順次生成する。位置検出部は、前記順次生成される強調画像に基づいて、前記生体組織の位置を動的に検出する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、動体追跡装置及び動体追跡方法に関する。

治療ビームとして用いられる陽子線や重粒子線は、ブラッグピークを持つ荷電粒子線である。荷電粒子線は、シンクロトロンで荷電粒子を加速しその飛程点を体内の患部と一致させるように、付与するエネルギを調整しながら照射させることで、正常組織への影響を最小限に抑えて患部を治療できる。一方、肺や肝臓などの体幹部にできた患部は、呼吸性移動などによって三次元的な動きをすることがわかっている。このため、患部の治療は、患部の正確な三次元位置を常に追跡し治療ビームの誤射を防止する仕組みが必要となる。

治療ビームの誤射を防止する技術は、一例として、まず、患部近傍に複数の金属マーカ（純金の球体など）を刺入して留置した後、患部と金属マーカとの厳密な位置関係を治療計画の中で予め設定しておく。さらに、この技術は、実際の治療中においては金属マーカをパルス式の２方向Ｘ線透視装置で間欠的にステレオ撮影し、その撮影画像から演算で求めた金属マーカの三次元位置が、治療計画で設定した範囲内にあるときに治療ビームを照射するものである。

特許第３０５３３８９号公報 特許第４２３３１０３号公報

ところで、体内に幾つもの金属マーカを刺入することは患者にとって大きな負担である。さらに、金属マーカは、体内に刺入された当初の絶対位置が、その後、体内で変位してしまう可能性を常にはらんでいる。このため、治療対象である患部自体を直接追跡する技術の開発が求められている。

しかしながら、患者の体内では、骨を除く患部とその周囲の組織とは、１００ＨＵ（Hounsfield unit）程度の範囲の狭いＸ線吸収域であり、例えばＸ線透視画像では患部と周囲の組織とは同化した状態に近くなる。この状態では、患部における解像度やコントラストの不足が顕著になり患部と周囲の組織との境界を区別することが困難となる。

そこで、物質のＣＴ（Computed Tomography）値がＸ線エネルギに依存して変化する性質（同じ組織であってもＸ線エネルギの値を変化させることでＣＴ値が変化する性質）に着目し、エネルギの異なる２種類のＸ線を用いて、それぞれ撮影した個々の画像を演算処理しコントラスト強調などの効果を得る例えばエネルギサブトラクション法（デュアルエナジー法）などが利用されている。ここで、この種の方法は、２種類の異なるＸ線毎に撮影時間をずらしながら撮影するか、あるいは２つのＸ線イメージセンサを使用する必要がある。

しかしながら、前者の方法は、Ｘ線ばく射に要する時間が増加することになるため、これに伴い患者の被ばくも増加することになる。なお、Ｘ線と治療ビームとの例えば同時ばく射は、Ｘ線透視撮影画像や線量評価に影響を与える可能性があるため避けることが望ましく、そうなると、前者の方法は、治療ビームの１回の照射時間を短縮せざるを得ず全体として治療時間が長くなる。一方、リアルタイム性が要求されるこの種の動体追跡において、後者の方法は、撮影位置の異なる画像を合成する必要があるため、患部の３次元位置を、短時間で演算処理して求めることが難しくなっている。

そこで、本発明が解決しようとする課題は、身体部分において対象となる生体組織を効率的に追跡できる動体追跡装置及び動体追跡方法を提供することである。

実施の形態の動体追跡装置は、Ｘ線照射部、透視画像撮像部、強調画像生成部及び位置検出部を備えている。Ｘ線照射部は、追跡対象の生体組織を含む身体部分に対し、第１のＸ線と前記第１のＸ線よりもエネルギの高い第２のＸ線とを異なるタイミングでそれぞれ周期的に照射する。透視画像撮像部は、前記第１のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第１のＸ線透視画像を撮像し、前記第２のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第２のＸ線透視画像を撮像する。強調画像生成部は、前記撮像された第１及び第２のＸ線透視画像どうしの差分をとる画像処理によって、コントラストの強調された強調画像を、前記第１及び第２のＸ線の周期的な照射に応じて順次生成する。位置検出部は、前記順次生成される強調画像に基づいて、前記生体組織の位置を動的に検出する。

本発明によれば、身体部分において対象となる生体組織を効率的に追跡できる動体追跡装置及び動体追跡方法を提供することが可能である。

実施の形態の動体追跡装置を含む治療装置を機能的に示すブロック図。 呼吸波形と患部の変位との関係を模式的に示す図。 図１の動体追跡装置による主にＸ線の照射とＸ線透視画像の撮影期間との関係を示すタイミングチャート。 Ｘ線エネルギと物質Ａ、ＢのＣＴ値との関係を示す図。 図４中の物質Ａと物質ＢとにおけるＣＴ値の関係を示す図。 図１の動体追跡装置を用いた動体追跡方法を示すフローチャート。

以下、実施の形態を図面に基づき説明する。
図１に示すように、本実施形態の動体追跡装置２０を含む治療装置１０は、例えば放射線がん治療などを実施する場合において、図２に示すように、呼吸性移動する患部Ｔを治療する際の安全性を向上させるために、患部Ｔの３次元位置をＸ線透視により動的に追跡して治療ビームの誤照射を防止することを可能としている。この治療装置１０は、動体追跡装置２０に加え、図１に示すように、治療ビーム照射制御部４１、治療ビーム水平照射ポート部４２及び治療ビーム垂直照射ポート部４３を備えている。

治療ビーム水平照射ポート部４２は、図１に示すように、治療台５９上の患者Ｐの患部（動体追跡装置２０による身体部分における追跡対象の生体組織）Ｔに対し、荷電粒子線である陽子線や重粒子線などの治療ビームを水平方向から照射する。一方、治療ビーム垂直照射ポート部４３は、治療台５９上の患者Ｐの患部Ｔに対し、前述した治療ビームを垂直（鉛直）方向から照射する。さらに、治療ビーム照射制御部４１は、治療ビーム水平照射ポート部４２及び治療ビーム垂直照射ポート部４３の動作を制御する。

また、本実施形態の動体追跡装置２０は、図１に示すように、Ｘ線照射部２１、透視画像撮像部２２、強調画像生成部２３、位置検出部２４、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５、テンプレート比較部４６、追跡対象移動領域設定部５２、透視撮影領域設定部５３、追跡対象速度演算部４９、撮影速度設定部５０、治療ビーム照射許可判定部４０、前述した治療台５９、治療台位置制御部５７を備えている。治療台位置制御部５７は、後述するＸ線発生部３２ａ、３２ｂ及びＸ線撮像部３４ａ、３４ｂの位置に対して、治療台５９の相対的な位置を移動制御する。

Ｘ線照射部２１は、２以上の異なるエネルギピークを有するＸ線を照射可能なものであって、追跡対象の生体組織（患部Ｔ）を含む患者の身体部分に対し、第１のＸ線（第１のＸ線ビーム）と第１のＸ線よりもエネルギの高い（ｋｅＶの値が高い）第２のＸ線（第２のＸ線ビーム）とを異なるタイミングでそれぞれ周期的に照射する。具体的には、Ｘ線照射部２１は、図１に示すように、一対の高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂ、一対のＸ線発生部３２ａ、３２ｂ、Ｘ線発生部位置制御部５８、照射範囲変更部２５、エネルギ変更部２６及び高電圧パルス出力タイミング制御部５１を備えている。

Ｘ線発生部位置制御部５８は、治療台５９上の患者Ｐの位置及び後述するＸ線撮像部３４ａ、３４ｂの位置に対して、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂの相対的な位置を移動制御する。高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂは、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂにそれぞれ高電圧（例えば５０ｋＶ〜１５０ｋＶの範囲のパルス電圧）を供給する。Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂは、それぞれのＸ線管に、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂにより高電圧（例えば９０ｋＶ及び１５０ｋＶのパルス電圧）が印加されて、図３に示すように、Ｘ線を（例えば６０ｋｅＶのエネルギの第１のＸ線ビームと１００ｋｅＶのエネルギの第２のＸ線ビームとを異なるタイミングで）周期的に（例えば３３ｍｓｅｃ周期で）発生させる。

ここで、動体追跡装置２０では、図３に示すように、第１のＸ線と第１のＸ線よりもエネルギが高い第２のＸ線とを照射する例を示しているが、これとは逆に、第１のＸ線と第１のＸ線よりもエネルギが低い第２のＸ線とを照射する動体追跡装置を適用しもよい。また、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂは、Ｘ線透視撮影に際して不要なエネルギ成分を、発生させたＸ線から除去するフィルタ部を備えていてもよい。

透視画像撮像部２２は、図３に示すように、第１のＸ線の照射期間中に身体部分における第１のＸ線透視画像を撮像し、一方、第２のＸ線の照射期間中に身体部分における第２のＸ線透視画像を撮像する。詳細には、この透視画像撮像部２２は、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂ、撮影時間・撮影タイミング制御部４４及びＸ線撮像部位置制御部５６を備えている。

Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂは、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂがそれぞれ発生させたＸ線ビーム（Ｘ線光子）を受光して、透視対象となる患者Ｐの身体部分のＸ線吸収率に応じた透視イメージを出力するＸ線イメージセンサである。このＸ線撮像部３４ａ、３４ｂには、例えばカラーＩ．Ｉ［登録商標］（カラーイメージインテンシファイア）や、間接変換型のＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）などを適用できる。特に、カラーＩ．Ｉは、従来のＩ．Ｉ．（イメージインテンシファイア）や間接変換型のＦＰＤと比べて、約７倍のＸ線感度を有しているため、低い線量であっても透視撮影が可能であり、患者のＸ線被ばく線量を低減できる。

Ｘ線撮像部位置制御部５６は、治療台５９上の患者Ｐにおける身体部分の位置に対して、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂの相対的な位置を移動制御する。撮影時間・撮影タイミング制御部４４は、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂが発生させる第１、第２のＸ線の照射に同期させるように、図３に示すように、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂが発生させるパルス幅及びパルス電圧の出力のタイミングに基づき、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂによるＸ線透視画像の撮影時間（撮影期間）と撮影開始のタイミングとを設定する。また、撮影時間・撮影タイミング制御部４４は、外部同期をとるための外部信号パルスをトリガとして、撮影時間と撮影開始のタイミングとを決定するものであってもよい。この場合、外部信号パルスのパルス幅に撮影時間を対応させ、さらに外部信号パルスの立ち上がりのエッジに撮影開始のタイミングを対応させることなどが例示される。

強調画像生成部２３は、透視画像撮像部２２のＸ線撮像部３４ａによって撮像された第１のＸ線透視画像とＸ線撮像部３４ｂによって撮像された第２のＸ線透視画像との差分（第１及び第２のＸ線透視画像どうしの差分）をとる画像処理によって、コントラストの強調された強調画像を、図３に示すように、第１及び第２のＸ線の周期的な照射に応じて順次生成する。詳述すると、強調画像生成部２３は、図１に示すように、画像入力処理部３５ａ、３５ｂ、エネルギサブトラクション処理部３６、２Ｄ−３Ｄ画像変換処理部３７を備えている。

画像入力処理部３５ａは、Ｘ線発生部３２ａから出射されて患者Ｐの身体部分を透過する第１、第２のＸ線をＸ線撮像部３４ａが受光し、さらにこのＸ線撮像部３４ａから出力される第１、第２のＸ線透視画像（透視イメージ）の入力を受け付ける。一方、画像入力処理部３５ｂは、Ｘ線発生部３２ｂから出射されて患者Ｐの身体部分を透過する第１、第２のＸ線をＸ線撮像部３４ｂが受光し、さらにこのＸ線撮像部３４ｂから出力される第１、第２のＸ線透視画像の入力を受け付ける。つまり、画像入力処理部３５ａ、３５ｂは、患者Ｐの身体部分を実質的にステレオ撮影したＸ線透視画像を入力する。

エネルギサブトラクション処理部３６は、第１の透視撮影画像と第２の透視撮影画像とをサブトラクション処理する。つまり、エネルギサブトラクション処理部３６は、患者Ｐの身体部分における例えば骨と軟部組織とのＸ線吸収差を利用し、第１、第２の透視撮影画像どうしの差分をとる（サブトラクションする）ことで、例えば骨部組織と骨部以外の軟部組織などとを明瞭に区分した２Ｄ画像を生成する。２Ｄ−３Ｄ画像変換処理部３７は、画像入力処理部３５ａ、３５ｂに各々入力された後、それぞれサブトラクション処理された異なる２方向からの２Ｄ画像から、身体部分の各組織のコントラストを強調させた強調画像としての３Ｄ画像（ステレオ画像）を生成する。

位置検出部２４は、第１、第２のＸ線が照射される周期で、強調画像生成部２３によって順次生成される３Ｄ画像（強調画像）に基づいて、追跡対象の生体組織（患部Ｔ）の位置を動的に検出する。具体的には、位置検出部２４は、追跡対象検出演算処理部３８及び腫瘍３Ｄ位置演算処理部３９を備えている。追跡対象検出演算処理部３８は、順次生成される３Ｄ画像中から、パターンマッチング法などの演算処理によって、追跡対象の生体組織である例えば腫瘍などの患部Ｔを選出する。腫瘍３Ｄ位置演算処理部３９は、追跡対象検出演算処理部３８による演算処理結果から、追跡対象の生体組織（患部Ｔ）の３Ｄ位置（３次元位置）を検出する。

また、上記した４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５は、３次元（Ｘ座標，Ｙ座標，Ｚ座標）の位置情報に加え時間情報を得られる４Ｄ−ＣＴ（Four-dimensional computed tomography）装置を用いて、図２に示すように、患部Ｔを含む身体部分（体幹部領域）についての呼吸性の動きを抽出した４Ｄ−ＣＴ画像を取得する。さらに、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５は、取得した４Ｄ−ＣＴ画像から、骨、血管、追跡対象の患部Ｔ（例えば腫瘍）などの特徴部分の形状をパターン検出してさらにその特徴部分の透過率情報（濃淡情報）を対応付けてテンプレート画像化し、この生成されたテンプレート画像を格納する。

さらに、追跡対象移動領域設定部５２は、変位特定部としての機能を有し、追跡対象の生体組織（患部Ｔ）が変位する範囲を特定する。つまり、追跡対象移動領域設定部５２は、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５に格納されたテンプレート画像中の患部Ｔ（例えば腫瘍）、あるいは患部Ｔと同時に動く気管支、血管、横隔膜などの移動部分を選定（選出）し、呼吸性移動により追跡対象の患部Ｔ（あるいは前記の移動部分）が変位する範囲（領域）を設定する。

透視撮影領域設定部５３は、追跡対象移動領域設定部５２によって設定された前記変位する範囲に基づき、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂの最小となる透視撮影領域（画角サイズ）を設定し、さらにその透視撮影領域の中心がＸ線撮像部３４ａ、３４ｂのＸ線入力面の中心にくるように、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂとＸ線発生部３２ａ、３２ｂとのそれぞれの位置及び向きを設定する。

一方、Ｘ線照射部２１が備える照射範囲変更部２５は、追跡対象移動領域設定部５２によって特定された生体組織（例えば患部Ｔ）が変位する範囲に応じて、前述した第１及び第２のＸ線の照射範囲を変更する。具体的には、図１に示すように、照射範囲変更部２５は、Ｘ線ビーム照射領域設定部５４、可変コリメータ制御部５５、及び可変コリメータ部３３ａ、３３ｂを備えている。

可変コリメータ部３３ａ、３３ｂは、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂがそれぞれ発生させたＸ線（Ｘ線ビーム）の照射範囲を変化させる。Ｘ線ビーム照射領域設定部５４は、追跡対象移動領域設定部５２によって設定された範囲（撮像すべき画角サイズなど）に基づき、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂそれぞれのＸ線入射窓に照射するＸ線ビームのスポットサイズを設定する。可変コリメータ制御部５５は、Ｘ線ビーム照射領域設定部５４による設定内容に応じて、可変コリメータ部３３ａ、３３ｂの動作を制御する。これにより、Ｘ線の照射範囲を例えば狭くした場合には、患部Ｔ以外の周辺組織に対しＸ線照射によるダメージを与えてしまうことなどを極力抑えることができる。

また、前記した追跡対象速度演算部４９は、速度算出部としての機能を有するものであって、位置検出部２４による検出結果から、追跡対象の生体組織（患部Ｔ）が変位する速度を算出する。一方、高電圧パルス出力タイミング制御部５１は、照射周期変更部としての機能を有し、追跡対象速度演算部４９（速度算出部）による算出結果に基づいて、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂがそれぞれ発生させる第１及び第２のＸ線を照射する周期を変更する。これにより、例えば患部Ｔが変位する速度が比較的遅い場合、Ｘ線の照射周期を例えば長くすることで、Ｘ線透視画像を撮像する負荷や撮像したＸ線透視画像を画像処理する負荷を軽減できる。

撮影速度設定部５０は、追跡対象速度演算部４９によって算出された追跡対象の生体組織（患部Ｔ）の移動速度に基づき、透視画像撮像部２２による第１、第２のＸ線透視画像の撮影速度を設定する。

テンプレート比較部４６は、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５に格納されているテンプレート画像と、強調画像生成部２３によって生成される３Ｄ画像（強調画像）とを比較し、次の周期で撮影する追跡対象の生体組織（患部Ｔ）と身体部分の骨部などとの互いの位置関係を予測（推定）する。

さらに、Ｘ線照射部２１の備えるエネルギ変更部２６は、テンプレート比較部４６により予測された追跡対象の生体組織と前記身体部分の骨部との相対的な位置関係に基づき、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂが発生させる第１のＸ線及び／又は前記第２のＸ線のエネルギを変更する。詳細には、エネルギ変更部２６は、高電圧値設定部４７及び高電圧パルス幅設定部４８を備えている。高電圧値設定部４７は、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂが発生させるパルス電圧の値を設定する。高電圧パルス幅設定部４８は、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂが発生させるパルス電圧のパルス幅を設定する。このようなエネルギ変更部２６を備えていることで、患部Ｔの追跡に適したＸ線エネルギが設定され、これにより、必要以上のエネルギを有するＸ線が身体部分に照射されることを抑制することができる。

また、治療ビーム照射許可判定部４０は、腫瘍３Ｄ位置演算処理部３９により検出された追跡対象の生体組織（患部Ｔ）の３Ｄ位置に基づいて、治療ビームの照射の可否を判定する。治療ビーム照射許可判定部４０により治療ビームの照射が許可された場合、治療ビーム照射制御部４１は、治療ビーム水平照射ポート部４２又は治療ビーム垂直照射ポート部４３を介して治療ビームを患部Ｔに照射させる。

ここで、図２に示すように、心臓の鼓動は、成人で６０〜７５回／毎分の頻度といわれており、呼吸運動に比べて３倍以上速くなる。また、心臓の拡張期と収縮期の移動幅は、およそ±１０ｍｍ前後といわれ、鼓動数から秒間の移動距離は、およそ２０ｍｍ弱と推定される。一般的なパターンマッチング法による形状ぶれの許容値を０．１ｍｍと仮定すれば、必要となる間欠的な撮影時間（周期的な撮影期間）Ｘ［ｍｓｅｃ］は、下記の数式１からＸ［ｍｓｅｃ］＝５［ｍｓｅｃ］となる。

２０ｍｍ÷１０００ｍｓｅｃ＝０．１ｍｍ÷Ｘｍｓｅｃ … 数式１

つまり、第１、第２のＸ線透視画像の１フレームの撮影時間と第１、第２のＸ線（Ｘ線ビーム）のパルス幅とは５ｍｓｅｃ以下にすることが望ましい。ＦＰＤなどの市販のＸ線イメージセンサには、１ｍｓｅｃ以下の撮影時間に対応できるものも存在するため、透視画像撮像部２２による１フレームの撮影時間とＸ線発生部３２ａ、３２ｂのＸ線管に印加される管電圧のパルス幅とは、図３に示すように、１ｍｓｅｃ以下とすることがより望ましい。

一方、呼吸運動は、横隔膜や外肋間筋などが収縮及び弛緩することで行われる。安静時における成人の呼吸数は、およそ１２〜２０回／毎分（１回の呼吸では３〜５秒程度）の頻度といわれている。この呼吸性移動を捉えるためのＸ線撮像部３４ａ、３４ｂによる間欠的（周期的）な撮影頻度については、例えば３０回／毎秒（３０ｆｐｓ）が十分な値として適用される。

しかしながら、呼吸性移動する患部の動きは、呼気と吸気それぞれの切替え前後で最も遅く、その中間で最も速くなるので、Ｘ線透視の撮影頻度は、３０ｆｐｓに合わせて一定にする必要はなく、最大撮影頻度を３０ｆｐｓとして患者の呼吸速度のリズムに合わせて、上記した高電圧パルス出力タイミング制御部５１により撮影頻度を適切に下げることで最適化することができる。この撮影頻度の最適化によって、Ｘ線ばく射回数を削減できるので、患者のＸ線被ばく線量を低減できる。

例えばホスト装置による演算処理によって、第１、第２のＸ線透視画像から、患部Ｔの３次元位置を求める時間は、撮影頻度を３０ｆｐｓとした場合、図３に示すように、撮影時間を含めて３３ｍｓｅｃ以内に完了できることが望ましい。この３３ｍｓｅｃの時間を、少しでも患部Ｔの３次元位置を求める演算処理に時間配分できるようにするために、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂにより２方向から発生させるＸ線は、同時ばく射して透視画像を撮影することが望ましい。

追跡対象の患部（腫瘍など）Ｔが肺にあるとすると呼吸性移動による可動範囲はおよそ±３０ｍｍ前後といわれている。患部Ｔの周辺組織への不必要なＸ線被ばくを避けるためには、Ｘ線ビーム照射領域設定部５４により、図２に示すように、Ｘ線ばく射範囲（Ｘ線ビーム照射領域）Ｆを、少なくとも上記した±３０ｍｍ前後に設定することが望ましい。可変コリメータ制御部５５、可変コリメータ部３３ａ、３３ｂは、Ｘ線ばく射範囲Ｆが設定された範囲になるようにＸ線の照射を調整する。なお、Ｘ線コリメータでＸ線ばく射位置を調整できない構成の場合、２次元方向に移動可能なＸＹステージ上にＸ線発生部３２ａ、３２ｂを搭載してもよい。

また、Ｘ線イメージセンサであるＸ線撮像部３４ａ、３４ｂは、撮像面全体で撮影すると画像データが大きくなるため、画像伝送時間や画像処理時間が長くなる。そこで、透視撮影領域設定部５３は、実際の撮像に用いる撮像面の領域を設定し、その領域のみを撮影に適用することで画像データの伝送時間や画像処理時間を短縮できる。

また、身体部分の透視においては、軟組織と腫瘍とのＸ線照射によるＣＴ値が近似しているため、腫瘍を追跡対象とした場合、通常の方法でＸ線透視撮影した画像上では、腫瘍の解像度やコントラストが不十分となり、パターンマッチング法などで腫瘍を検出することが困難となる。

これを改善するために、物質のＣＴ値がＸ線エネルギに依存して変化する性質（同じ組織であってもＸ線エネルギの値を変化させることでＣＴ値が変化する性質）を利用するエネルギサブトラクション処理部３６は、エネルギが互いに異なる第１、第２のＸ線を照射してそれぞれ撮影した第１、第２のＸ線透視画像を、演算処理しコントラスト強調などの効果を得るエネルギサブトラクション法（デュアルエナジー法）を適用する。

詳述すると、ある物質を透過した後のＸ線光子数Ｉは、透過前のＸ線光子数をＩ₀、物質の透過厚をＸとすれば、下記の数式２で表すことができる。

Ｉ＝Ｉ₀×ｅ^{（−μ・Ｘ）} … 数式２

この数式２の中でμは、Ｘ線吸収係数であるから、質量吸収係数μ_Mは、
質量吸収係数μ_M＝Ｃλ³−Ｄλ⁴［ｇ／ｃｍ²］と物質密度ρ［ｇ／ｃｍ³］とを乗算して求めることができる。

ここで、Ｘ線吸収係数がＸ線の波長（λ）、つまり、Ｘ線のエネルギ（ｋｅＶ）に依存していることに着目すると、ある物質に異なるエネルギａ（ｋｅＶ）、ｂ（ｋｅＶ）を持つ２種類のＸ線を照射すると、図４、図５に示すように、同じ物質あっても、ＣＴ値（つまり、ＨＵ：Hounsfield Unit）が異なる現象が生じると考えられる。そして、実験などから、このＣＴ値の変化は、物質固有の曲線形状を示し、例えば物質Ａと物質Ｂとでは、Ｘ線のエネルギに応じてＣＴ値は、異なる変化曲線を示すことがわかっている。

さらに、図４に示すように、同じ物質Ａであっても、濃度の違いによって、ＣＴ値が変化する。ただしその変化曲線の形状は同様である。また、図５に示すように、この現象を利用しエネルギの異なる２種類のＸ線で撮影した２枚のＸ線透視画像を演算処理することで、一定濃度以上の物質を分離して画像化することが可能となり、これにより、Ｘ線透視画像中の追跡対象となる生体組織のコントラストを改善できる。

ここで、Ｘ線ビームに２つの異なるエネルギピークを持たせるには、Ｘ線ビームフィルタを使用する方法や、２つのＸ線管を使用する方法などが一般に知られている。しかしながら、Ｘ線ビームフィルタを使用すると全体のＸ線光子数が減少し、透視撮影した画像が暗くなるため、より多くの光子数を発生させるための大型の陽極回転式Ｘ線管などが必要となる。一方、２つのＸ線管を使用すると、２つのＸ線イメージセンサが必要となり、さらに画像合成にも時間を要する。

また、一つのＸ線管を使用してＸ線ビームに２つの異なるエネルギピークを持たせる方法が上述した特許文献２に例示されている。特許文献２では、異なる周波数の高電圧パルスを印加することで、Ｘ線ビームに２つのエネルギピークが得られる現象を利用し、さらに高電圧パルスの周波数を変化させることで、エネルギピークのシフトも可能となる。

しかしながら、特許文献２の技術は、検出の対象物が一定の位置に静止している状態であれば、例えば照射するＸ線のエネルギを変更する必要性はないものの、呼吸性移動する身体部分の患部などが例えば検出の対象部分である場合を想定すると、Ｘ線透視画像を透視撮影する毎に、検出対象部分とその背景組織とは、Ｘ線透視画像中において濃淡がその都度異なり、検出対象部分と背景組織との判別が困難となる。

一方、本実施形態の動体追跡装置２０は、呼吸性移動する身体部分の患部Ｔが追跡対象であって、このような状況でもＸ線透視画像の品質を一定に保つために、追跡対象の患部組織と背景組織との変位の状態に合わせて、第１、第２のＸ線のエネルギを、エネルギ変更部２６により適宜変更しながら、第１、第２のＸ線透視画像を撮影する。これにより、動体追跡装置２０によれば、軟組織と腫瘍や、骨と腫瘍が、重なった状態であっても腫瘍のコントラストを十分に確保することが可能となる。

次に、動体追跡装置２０を用いた動体追跡方法を、前述した図２、図３に加え、図６に示すフローチャート（動体追跡撮影フロー）に基づき説明する。本実施形態のＸ線動体追跡方法は、以下のステップＳ１〜Ｓ２４を実施することにより実現される。

図２、図６に示すように、まず、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５は、４Ｄ−ＣＴ装置を用いて、患部Ｔを含む身体部分についての呼吸性移動を抽出した４Ｄ−ＣＴ画像を取得する（Ｓ１）。さらに、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５は、取得した４Ｄ−ＣＴ画像から、骨、血管、追跡対象の患部Ｔをパターン検出して、さらに透過率情報（濃淡情報）と対応付けてテンプレート画像化し、生成されたテンプレート画像を格納する（Ｓ２）。

次に、追跡対象移動領域設定部５２は、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５に格納されたテンプレート画像中の呼吸性移動する患部Ｔや、また患部Ｔと同時に動く気管支、血管、横隔膜などを選定し、この選定した追跡対象が変位する範囲を設定する（Ｓ３）。続いて、図６に示すように、透視撮影領域設定部５３は、追跡対象移動領域設定部５２によって設定された範囲に対応させて、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂの透視撮影領域を設定し、さらに透視撮影領域とＸ線撮像部３４ａ、３４ｂのＸ線入力面との互いの中心が一致するように、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂとＸ線発生部３２ａ、３２ｂとのそれぞれの位置及び向きを設定する（Ｓ４）。

次いで、Ｘ線ビーム照射領域設定部５４は、図６に示すように、追跡対象移動領域設定部５２によって設定された範囲に基づき、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂそれぞれのＸ線入射窓に照射するＸ線ビームのスポットサイズを設定する（Ｓ５）。さらに、可変コリメータ制御部５５は、Ｘ線ビーム照射領域設定部５４による設定内容に応じて、可変コリメータ部３３ａ、３３ｂの動作を制御する（Ｓ６）。

一方、高電圧パルス幅設定部４８は、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂが発生させるパルス電圧のパルス幅の設定に際して、図６に示すように、初回ではデフォルト値（例えば１ｍｓｅｃ）を設定し、２回目（２周期目）以降では、後述するステップ２０（Ｓ２０）で設定される値を反映させる（Ｓ７）。

さらに、高電圧パルス出力タイミング制御部５１は、後述するステップ２２（Ｓ２２）で設定される撮影速度を基に呼び出した電圧パルス波形を出力するためのタイムテーブルを設定する（Ｓ８）。例えば撮影速度が３０Ｈｚの場合、高電圧パルス出力タイミング制御部５１は、以下のようにタイムテーブルを設定する。つまり、高電圧パルス出力タイミング制御部５１は、図３に示すように、直前に出力したパルスを基準として、その２８ｍｓｅｃ後、例えば８０ｋＶ（Ａ４）を出力させ、その３ｍｓｅｃ後、例えば１５０ｋＶ（Ａ１１）を出力させた後、再設定を行う。

次に、撮影時間・撮影タイミング制御部４４は、高電圧値設定部４７及び高電圧パルス幅設定部４８による設定内容に基づいて、図６に示すように、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂによる第１、第２のＸ線透視画像の撮影時間（撮影期間）と撮影開始のタイミングとを設定する（Ｓ９）。

次いで、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂは、高電圧パルス出力タイミング制御部５１によって設定されたタイムテーブルに基づき、図６に示すように、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂの各Ｘ線管に第１の高電圧（例えば上記Ａ４の管電圧８０ｋＶ）を印加する（Ｓ１０ａ、Ｓ１０ｂ）。続いて、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂは、第１のＸ線を身体部分に照射し（Ｓ１１ａ、Ｓ１１ｂ）、これに同期して、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂは、身体部分を透過した第１のＸ線透視画像を撮像する（Ｓ１２ａ、Ｓ１２ｂ）。

次に、高電圧パルス発生部３１ａ、３１ｂは、上記タイムテーブルに基づき、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂの各Ｘ線管に第２の高電圧（例えば上記Ａ１１の管電圧１５０ｋＶ）を印加する（Ｓ１３ａ、Ｓ１３ｂ）。さらに、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂは、第２のＸ線を身体部分に照射し（Ｓ１４ａ、Ｓ１４ｂ）、これに同期して、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂは、身体部分を透過した第２のＸ線透視画像を撮像する（Ｓ１５ａ、Ｓ１５ｂ）。

この後、エネルギサブトラクション処理部３６は、図６に示すように、第１の透視撮影画像と第２の透視撮影画像とをサブトラクション処理して、例えば骨部組織と骨部以外の軟部組織などとを明瞭に区分した２Ｄ画像を生成する（Ｓ１６ａ、Ｓ１６ｂ）。さらに、２Ｄ−３Ｄ画像変換処理部３７は、画像入力処理部３５ａ、３５ｂに各々入力された後、それぞれサブトラクション処理された異なる２方向からの２Ｄ画像から、身体部分の各組織のコントラストを強調させた３Ｄ画像を生成する（Ｓ１７）。

次に、追跡対象検出演算処理部３８は、順次生成される３Ｄ画像中から、パターンマッチング法などの演算処理によって、追跡対象の生体組織である例えば腫瘍などの患部Ｔを選出（抽出）する（Ｓ１８）。さらに、腫瘍３Ｄ位置演算処理部３９は、追跡対象検出演算処理部３８による演算処理結果から、追跡対象の腫瘍（患部Ｔ）の３Ｄ位置を検出する（Ｓ１９）。

一方、テンプレート比較部４６は、４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部４５に格納されているテンプレート画像と、２Ｄ−３Ｄ画像変換処理部３７によって変換された３Ｄ画像とを比較し、次の周期で撮影する追跡対象の腫瘍と身体部分の骨部などとの互いの位置関係を予測する（Ｓ２０）。

次に、高電圧値設定部４７は、図６に示すように、テンプレート比較部４６による予測結果に基づき、Ｘ線透視画像において追跡対象の腫瘍が骨部と重なる場合と追跡対象の腫瘍が骨部と重ならない場合とについて、予め決められた最適条件を設定する（Ｓ２１）。なお、Ｘ線発生部３２ａ、３２ｂが発生させるＸ線は、Ｘ線管の管電圧を高くするとエネルギも高くなり、また、供給するパルス電圧のパルス幅（パルス幅に撮影時間は同期）を長くすると当該Ｘ線の光子数が増加する。

具体的には、高電圧値設定部４７は、高電圧パルスの波形を電子データ形式（タイムテーブル）にし、これに所定の記号や番号を組み合わせたアドレスを付与して登録及び呼出しを行うものであり、例えば以下のようにアドレス登録する。また、高電圧値設定部４７は、例えば以下のように高電圧パルスの波形を選定する。

例えば、「パルス幅Ａ：１．０ｍｓｅｃのグループ」には、「Ａ１：５０ｋＶ、Ａ２：６０ｋＶ、…Ａ１１：１５０ｋＶ」などが登録される。さらに、「パルス幅Ｂ：１．５ｍｓｅｃのグループ」には、「Ｂ１：５０ｋＶ、Ｂ２：６０ｋＶ、…Ｂ１１：１５０ｋＶ」などが登録される。また、高電圧値設定部４７は、追跡対象の腫瘍が骨部と重なっている場合、例えば「Ｂ３：７０ｋＶ（第１のＸ線と対応）」と「Ｂ１０：１４０ｋＶ（第２のＸ線と対応）」とを選定する。さらに、高電圧値設定部４７は、追跡対象の腫瘍が骨部と重なっていない場合、例えば「Ａ２：６０ｋＶ（第１のＸ線と対応）」と「Ａ８：１２０ｋＶ（第２のＸ線と対応）」とを選定する。

一方、追跡対象速度演算部４９は、Ｘ線発生の初回の周期では、３０Ｈｚの撮影速度でＸ線撮像部３４ａ、３４ｂに撮影を開始させ、Ｘ線発生の２回目以降の周期では、前回の周期の腫瘍（患部Ｔ）の位置と今回の周期の腫瘍の位置との移動量を演算により求め、さらにこれにより、追跡対象の腫瘍の移動速度（距離／時間：ｍ／ｓ）を算出する（Ｓ２２）。なお、追跡対象速度演算部４９は、吸気呼気の挙動を加味し、算出結果となる撮影速度が一定速度以下にならないように構成されている。

また、撮影速度設定部５０は、図６に示すように、追跡対象速度演算部４９によって算出された追跡対象の腫瘍（患部Ｔ）の移動速度（ｍｍ／ｓ）に基づき、Ｘ線撮像部３４ａ、３４ｂによる第１、第２のＸ線透視画像の撮影速度（ｆｐｓ：フレーム／秒）を設定する（Ｓ２３）。撮影速度設定部５０は、例えば、追跡対象の腫瘍を２ｍｍ／ｆｒａｍｅ以内に収まる移動量で追跡する場合、１フレーム前の移動速度を演算で求めてその都度、次の撮影速度を設定する。以下は設定例である。

具体的には、撮影速度設定部５０は、追跡対象の腫瘍の移動速度が例えば６０ｍｍ／ｓの場合、Ｘ線透視画像の撮影速度を３０Ｈｚに設定する。
この場合、６０ｍｍ／ｓ÷３０Ｈｚ＝２ｍｍ／ｆｒａｍｅとなる。

さらに、撮影速度設定部５０は、上記移動速度が例えば１０ｍｍ／ｓの場合、撮影速度を５Ｈｚに設定する。
この場合、１０ｍｍ／ｓ÷５Ｈｚ＝２ｍｍ／ｆｒａｍｅとなる。
また、撮影速度設定部５０は、上記移動速度が２６ｍｍ／ｓの場合、撮影速度を１３Ｈｚに設定する。
この場合、２６ｍｍ／ｓ÷１３Ｈｚ＝２ｍｍ／ｆｒａｍｅとなる。

さらに、治療ビーム照射許可判定部４０は、腫瘍３Ｄ位置演算処理部３９により検出された追跡対象の患部Ｔの３Ｄ位置に基づき、治療ビームの照射の可否を判定する（Ｓ２４）。治療ビーム照射許可判定部４０によって治療ビームの照射が許可された場合、治療ビーム照射制御部４１は、治療ビーム水平照射ポート部４２又は治療ビーム垂直照射ポート部４３を介して治療ビームを照射する。

既述したように、本実施形態の動体追跡装置２０によれば、身体部分における追跡対象の生体組織に対し、エネルギの異なる２種類のＸ線を異なるタイミングで周期的に照射してコントラストの改善されたＸ線透視画像を得るので、追跡対象の生体組織とその周囲の組織との判別が容易となり、これにより、対象の生体組織を動的に追跡するうえでの効率化を図ることができる。

以上、本発明の実施形態を説明したが、この実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。この新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施することが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。この実施形態やその変形例は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１０…治療装置、２０…動体追跡装置、２１…Ｘ線照射部、３１ａ…高電圧パルス発生部、２２…透視画像撮像部、２３…強調画像生成部、２４…位置検出部、２５…照射範囲変更部、２６…エネルギ変更部、３１ａ，３２ａ…高電圧パルス発生部、３２ａ，３２ｂ…Ｘ線発生部、３３ａ，３３ｂ…可変コリメータ部、３４ａ，３４ｂ…Ｘ線撮像部、３５ａ，３５ｂ…画像入力処理部、３６…エネルギサブトラクション処理部、３７…２Ｄ−３Ｄ画像変換処理部、３８…追跡対象検出演算処理部、３９…腫瘍３Ｄ位置演算処理部、４４…撮影時間・撮影タイミング制御部、４５…４Ｄ−ＣＴ画像テンプレート格納部、４６…テンプレート比較部、４７…高電圧値設定部、４８…高電圧パルス幅設定部、４９…追跡対象速度演算部、５０…撮影速度設定部、５１…高電圧パルス出力タイミング制御部、５２…追跡対象移動領域設定部、５３…透視撮影領域設定部、５４…Ｘ線ビーム照射領域設定部、５５…可変コリメータ制御部、５６…Ｘ線撮像部位置制御部。

Claims (8)

1. 追跡対象の生体組織を含む身体部分に対し、第１のＸ線と前記第１のＸ線よりもエネルギの高い第２のＸ線とを異なるタイミングでそれぞれ周期的に照射するＸ線照射部と、
   前記第１のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第１のＸ線透視画像を撮像し、前記第２のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第２のＸ線透視画像を撮像する透視画像撮像部と、
   前記撮像された第１及び第２のＸ線透視画像どうしの差分をとる画像処理によって、コントラストの強調された強調画像を、前記第１及び第２のＸ線の周期的な照射に応じて順次生成する強調画像生成部と、
   前記順次生成される強調画像に基づいて、前記生体組織の位置を動的に検出する位置検出部と、
   を備える動体追跡装置。
2. 前記生体組織が変位する範囲を特定する変位特定部をさらに備え、
   前記Ｘ線照射部は、前記特定された生体組織が変位する範囲に応じて、前記第１及び第２のＸ線の照射範囲を変更する照射範囲変更部を備える、
   を備える請求項１に記載の動体追跡装置。
3. 前記位置検出部による検出結果から、前記生体組織が変位する速度を算出する速度算出部をさらに備え、
   前記Ｘ線照射部は、前記速度算出部による算出結果に基づいて、前記第１及び第２のＸ線を照射する周期を変更する照射周期変更部を備える、
   請求項１又は２に記載の動体追跡装置。
4. 前記Ｘ線照射部は、前記追跡対象の生体組織と前記身体部分の骨部との相対的な位置関係に基づき、前記第１のＸ線及び／又は前記第２のＸ線のエネルギを変更するエネルギ変更部を備える、
   請求項１ないし３のいずれか１項に記載の動体追跡装置。
5. 追跡対象の生体組織を含む身体部分に対し、第１のＸ線と前記第１のＸ線よりもエネルギの高い第２のＸ線とを異なるタイミングでそれぞれ周期的に照射するステップと、
   前記第１のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第１のＸ線透視画像を撮像し、前記第２のＸ線の照射期間中に前記身体部分における第２のＸ線透視画像を撮像するステップと、
   前記撮像された第１及び第２のＸ線透視画像どうしの差分をとる画像処理によって、コントラストの強調された強調画像を、前記第１及び第２のＸ線の周期的な照射に応じて順次生成するステップと、
   前記順次生成される強調画像に基づいて、前記生体組織の位置を動的に検出するステップと、
   を有する動体追跡方法。
6. 前記生体組織が変位する範囲を特定するステップをさらに有し、
   前記照射するステップは、前記特定された生体組織が変位する範囲に応じて、前記第１及び第２のＸ線の照射範囲を変更するステップを含む、
   を備える請求項５に記載の動体追跡方法。
7. 前記生体組織の位置を動的に検出した検出結果から、前記生体組織が変位する速度を算出するステップをさらに有し、
   前記照射するステップは、前記算出された生体組織が変位する速度に応じて、前記第１及び第２のＸ線を照射する周期を変更するステップを含む、
   請求項５又は６に記載の動体追跡方法。
8. 前記照射するステップは、前記追跡対象の生体組織と前記身体部分の骨部との相対的な位置関係に基づき、前記第１のＸ線及び／又は前記第２のＸ線のエネルギを変更するステップを含む、
   請求項５ないし７のいずれか１項に記載の動体追跡方法。

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