JP2016220969A - Ｘ線動体追跡装置、及びｘ線動体追跡方法 - Google Patents

Abstract

【課題】追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供する。【解決手段】本実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、Ｘ線照射装置と、Ｘ線撮像部と、サブトラクション画像生成部と、検出部とを備える。Ｘ線照射装置は、第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて被検体に向けて照射する。Ｘ線撮像部は、被検体を通過した第１のＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、被検体を通過した第２のＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する。サブトラクション画像生成部は、第１のＸ線画像と第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション画像を生成する。検出部は、サブトラクション画像生成部が生成したサブトラクション画像に基づいて、被検体内の追跡対象の位置を検出する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線動体追跡装置、及びＸ線動体追跡方法に関する。

重粒子線、陽子線、及びＸ線等の放射線治療ビームは、腫瘍細胞のみに殺傷効果が生じるように患者に照射されている。このため、この放射線治療ビームの光子エネルギー、照射線量、及び入射方向等が治療計画で綿密に策定されている。一方、体幹部にできた腫瘍は、呼吸性移動により３次元的な位置変動をするので、患者の体表面を表示したモニタの情報だけでは、この腫瘍を放射線治療中に追跡できない恐れがある。この腫瘍に放射線治療ビームを正確に照射するため、患者の体内における腫瘍の位置情報が必要とされている。

このような呼吸性移動する腫瘍に、放射線治療ビームを正確に照射する方法として、Ｘ線を用いてステレオ撮像した腫瘍を動体追跡する方法が知られている。この方法では、まず純金の球体等で構成される複数の金属マーカが患部近傍に刺入され留置されている。そして、患部とこれらの金属マーカとの相対的な位置関係を治療計画で事前に特定しておく。次に、これらの金属マーカは、２方向からパルス式のＸ線透視装置で間欠的にステレオ撮像され、このステレオ撮像された画像に基づいて、これらの金属マーカの３次元位置が演算処理により求められている。すなわち、この３次元位置が治療計画で策定されたゲートの範囲内にあるときだけ、このゲートの範囲内に放射線治療ビームが照射されている。このような動体追跡方法が臨床で用いられている。

しかし、複数の金属マーカが体内に刺入され留置されることは、患者の負担となっていると言われている。さらに、これらの金属マーカを要因とした機能障害などが、留置する体幹部に発生する恐れがある。また、放射線治療ビームが金属マーカに照射されることで二次放射線が生じ、この二次放射線が正常組織に与える被ばくの影響も懸念されている。このため、金属マーカを体内に入れることなく、呼吸により移動する腫瘍の３次元位置がリアルタイムに近い応答速度で追跡される方法が望まれている。

また、人体において骨や軟骨等を除く組織や臓器と、これら組織や臓器から生じた腫瘍等とは、Ｘ線吸収率が近似している。このため、Ｘ線透視画像ではこれら腫瘍等の陰影が強調されないので、目視でのこれら腫瘍等の陰影の識別、及び画像のソフトウエア演算処理を用いたこれら腫瘍等の陰影の識別は容易でないと言われている。

このようなＸ線吸収率が近似した物質同士の中で、所望する部位の陰影を強調可能な撮像方法が幾つかあることが知られている。その中の一つに、Ｘ線のもつ実効エネルギーに着目したエネルギーサブトラクション法がある。エネルギーサブトラクション法では、Ｘ線のもつ実効エネルギーを変化させると、物質のＸ線吸収率も変化する現象が利用されている。具体的には、Ｘ線の実効エネルギーを変えてそれぞれ撮像した２つの画像が、所定の係数を用いてサブトラクション処理されることで、所望部位の陰影が強調されるのである。しかし、Ｘ線の実効エネルギーを変える間隔が長くなると、サブトラクション処理に用いる２つの画像の撮像間隔が長くなってしまい、移動する追跡対象である腫瘍等の位置に２つの画像内でずれが生じてしまう可能性がある。

特許第３０５３３８９号公報

追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供することを目的とする。

本実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、
第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、前記第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて被検体に向けて照射する、Ｘ線照射装置と、
前記被検体を通過した前記第１のＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、前記被検体を通過した前記第２のＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する、Ｘ線撮像部と、
前記第１のＸ線画像と前記第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する、サブトラクション画像生成部と、
前記サブトラクション画像生成部が生成した前記サブトラクション画像に基づいて、前記被検体内の追跡対象の位置を検出する、検出部と、
を備えることを特徴とする。

本実施形態に係るＸ線動体追跡方法は、
第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、前記第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて被検体に向けて照射する、Ｘ線照射工程と、
前記被検体を通過した前記第１のＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、前記被検体を通過した前記第２のＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する、Ｘ線撮工程と、
前記第１のＸ線画像と前記第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する、サブトラクション画像生成工程と、
前記サブトラクション画像生成工程で生成した前記サブトラクション画像に基づいて、前記被検体内の追跡対象の位置を検出する、検出工程と、
を備えることを特徴とする。

追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供することができる。

図１は、第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置の構成を説明するブロック図である。 図２は、第１のＸ線照射装置の構成を説明する図である。 図３Ａは、第１の切り替え部の構成を示す図である。 図３Ｂは、第１の円弧状の平板部を順方向に６０°順回転させた図である。 図４Ａは、物質１及び物質２のＸ線吸収率を示す模式図である。 図４Ｂは、物質１及び物質２を通過したＸ線の光子数を示す模式図である。 図５Ａは、第１の円弧状の平板部にＸ線を通過させている状態を示す図である。 図５Ｂは、発生したＸ線をそのまま通過させる状態を示す図である。 図６は、第１のフィルタの断面を示す図である。 図７は、撮像情報取得部の動作を説明するための図であり、上側における左図（ａ）は、４Ｄ―ＣＴ内で腫瘍が移動している範囲を示す模式図であり、上側における右図（ｂ）は、１回の呼吸周期における腫瘍の位置を同一の時間間隔で水平方向に並べた模式図であり、下側における図（ｃ）は、腫瘍の移動速度を示す図である。 図８は、撮像制御における制御タイミングについて示す図である。 図９は、第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置の構成の構成を説明するブロック図である。 図１０は、表示部に表示される画像を例示する模式図である。

以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。

（第１実施形態）
第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、Ｘ線の実効エネルギーを所定時間で切り替えて患者に向けて照射させることにより、追跡対象のコントラストが強調されたサブトラクション画像を生成させ、追跡対象の追跡精度をより向上させようとしたものである。より詳しくを、以下に説明する。

図１乃至図６に基づいて、第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００の全体構成について説明する。図１は、第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００の構成を説明するブロック図である。この図１に示すように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００は、第１のＸ線照射装置１２０ａと、第２のＸ線照射装置１２０ｂと、第１のＸ線撮像部１４０ａと、第２のＸ線撮像部１４０ｂと、サブトラクション画像生成部１６０と、検出部１８０と、撮像情報取得部２００と、制御部２２０と、その他の制御機能部とを備えて構成されている。その他の制御機能部は、第１の高電圧パルス発生部６ａと、第２の高電圧パルス発生部６ｂと、高電圧値設定部８と、高電圧パルス出力タイミング制御部１０と、撮像タイミング同期制御部１２と、Ｘ線フィルタ切替制御部１４と、可変コリメータ制御部１６と、治療ビーム垂直照射ポート部１８と、治療ビーム水平照射ポート部２０と、治療ビーム照射許可判定部２２と、治療ビーム照射制御部２４とを備えて構成されている。

まず、図１を参照にしつつ図２に基づいて第１のＸ線照射装置１２０ａの構成について説明する。この第１のＸ線照射装置１２０ａは、第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて患者に向けて照射する。

この図２は、第１のＸ線照射装置１２０ａの構成を説明する図である。この図２に示すように、この第１のＸ線照射装置１２０ａは、第１のＸ線管１２２ａと、第１の切り替え部１２４ａと、第１の可変コリメータ部１２６ａとを、備えて構成されている。

この第１のＸ線管１２２ａは、患者４に向けたＸ線を発生する。この患者４は、例えば寝台５に固定される。第１の切り替え部１２４ａは、この第１のＸ線管１２２ａが発生したＸ線の実効エネルギーを切り替えて患者４に向けて照射する。第１の可変コリメータ部１２６ａは、Ｘ線の照射範囲を限定するものであって、第１の可変コリメータ１２７ａと、第１の収納部１２８ａとを備えて構成されている。

第１の可変コリメータ１２７ａは、この第１の切り替え部１２４ａを介して実効エネルギーが切り替えられたＸ線の照射範囲を所定の範囲に限定する。すなわち、第１の可変コリメータ１２７ａは、Ｘ線を通過させる開口部の範囲を変更することで、この第１のＸ線管１２２ａが発生したＸ線の照射範囲を限定する。第１の収納部１２８ａは、第１の切り替え部１２４ａ、及び第１の可変コリメータ１２７ａを収納している。

次に、第１のＸ線管１２２ａの詳細について説明する。この第１のＸ線管１２２ａは、不図示のフィラメントと、モリブテンなどの不図示のターゲット金属とを備えて構成されている。第１の高電圧パルス発生部６ａは、このターゲット金属を陽極として、発生した電圧を第１のＸ線管１２２ａに印加する。これにより、フィラメントから飛び出した熱電子がターゲット金属に向かって加速し、ターゲット金属に衝突することでこのターゲット金属からＸ線が発生する。また、この電圧はパルスとして第１の高電圧パルス発生部６ａから第１のＸ線管１２２ａに印加される。このため、この第１のＸ線管１２２ａは、このパルスの周期にしたがった周期でＸ線を発生する。一般に、１秒あたり数十回等の高頻度でＸ線画像を撮像する方法は、Ｘ線透視撮影とよばれている。本実施の形態に係るＸ線動体追跡装置１００は、このＸ線透視撮影により追跡対象を撮像する。

また、第１のＸ線管１２２ａから発生したＸ線の実効エネルギーは、加速された熱電子のエネルギーに応じて変更される。このため、第１の高電圧パルス発生部６ａは、例えば数十から数百ＫＶの電圧パルスを第１のＸ線管１２２ａに印加し、所定の実効エネルギーのＸ線を発生させる。すなわち、この第１の高電圧パルス発生部６ａは、追跡対象の位置が変更された場合、撮影部位が変更された場合等に、Ｘ線の実効エネルギーを変更するために用いられる。また、このＸ線の実効エネルギーの単位は例えばｋｅＶであり、Ｘ線の波長の逆数に比例する。

さらにまた、この第１のＸ線管１２２ａが発生するＸ線の強度、すなわちＸ線の光子数は、ターゲット金属に衝突する熱電子の数で変更される。このため、フィラメントからターゲット金属に流れる電流の量に応じて、ターゲット金属が発生するＸ線の強度が変更される。この電流を第１の高電圧パルス発生部６ａが変更することで、第１のＸ線管１２２ａが発生するＸ線の強度が変更される。一般に、二次元の撮像を行う場合、第１のＸ線管１２２ａに印加する電圧は最大１５０ｋＶ前後、電流はおよそ４００ｍＡ前後である。

なお、サブトラクション処理に用いるＸ線画像の撮像間隔を、数ｍｓｅｃ以内にする場合がある。この数ｍｓｅｃオーダの間に、第１の高電圧パルス発生部６ａが発生する電圧値を、例えば７０ｋＶから１４０ｋＶに変更するには、システムが複雑かつ高価になることが予想されている。このため、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００においては、この撮像間隔の間におけるＸ線の実効エネルギーの変更は、この第１の高電圧パルス発生部６ａの電圧を変更することでは行われていない。

ここで、Ｘ線の実効エネルギーとは、Ｘ線が有するエネルギーの平均値を意味する。例えば、骨部と肺野部の双方にＸ線を照射する場合、Ｘ線の実効エネルギーが上昇する程、骨部を通過するＸ線の光子数と、肺野部を通過するＸ線の光子数との差が低下する。これにより、Ｘ線の実効エネルギーを上昇させると、撮像したＸ線画像における骨部と肺野部のコントラストの差が減少する。

一方、Ｘ線の実効エネルギーを低下させると、骨部を通過するＸ線の光子数が肺野部を通過数するＸ線の光子数に比較して低下し、撮像したＸ線画像における骨部と肺野部のコントラストの差が増加する。このように、Ｘ線の実効エネルギーを調整することで、患者４内の組織を通過するＸ線の光子数が組織ごとに異なるようになり、撮像されるＸ線画像のコントラストを大きくすることができる。

次に、第１の切り替え部１２４ａの詳細について説明する。図３Ａは、第１の切り替え部１２４ａの構成を示す図である。この図３Ａに示すように、この第１の切り替え部１２４ａは、第１の円弧状の平板部１２９ａと、第１の衝撃吸収部１３０ａと、第１の回転部１３２ａとを備えて構成されている。

この第１の円弧状の平板部１２９ａは、Ｘ線を通過させる部材であり、第１のフィルタ１３４ａと、第２のフィルタ１３６ａとを備えて構成されている。すなわち、第１のフィルタ１３４ａは、第１の値のＫ吸収端を持つ第１の物質を含んで構成されており、第２のフィルタ１３６ａは、第１の値とは異なる第２の値のＫ吸収端を持つ第２の物質を含んで構成されている。これらの第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａのそれぞれは、半円を均等に３等分した扇状の平板形状であって、第１の円弧状の平板部１２９ａがこれらの第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａを用いて形成されている。

第１の回転部１３２ａは、この第１の円弧状の平板部１２９ａにおける円中心を支点として、この第１の円弧状の平板部１２９ａを順方向及び逆方向に回転させる。すなわち、この第１の回転部１３２ａは、この支点に、例えば図示しないステップモータの軸を直接取り付けて構成され、第１の円弧状の平板部１２９ａを、順方向及び逆方向にそれぞれ６０°の回転角の範囲内で回転させる。第１の衝撃吸収部１３０ａは、第１の円弧状の平板部１２８ａが衝突した際の衝撃を吸収する。

図３Ｂは、第１の円弧状の平板部１２９ａを順方向に６０°順回転させた図である。この図３Ｂに示すように、この第１の円弧状の平板部１２９ａを図３Ａの状態から順方向に６０°順回転させることにより、第２のフィルタ１３６ａに第１のＸ線管１２２ａが発生したＸ線を通過させている。

このように、第１の円弧状の平板部１２９ａを、支点を中心に交互に順回転及び逆回転させることにより、第１のフィルタ１３４ａと第２のフィルタ１３６ａとを、交互に切り替えてＸ線を通過させることが可能である。すなわち、この第１の切り替え部１２４ａは、これら第１のフィルタ１３４ａと第２のフィルタ１３６ａとを、所定時間毎に交互に切り替えて第１のＸ線管１２２ａが発生したＸ線を通過させることにより、異なる実効エネルギーを有する複数のＸ線を生成する。このことから分かるように、第１の切り替え部１２４ａは、第１のＸ線管１２２ａに印加する電圧の値を変更することなく、第１のＸ線管１２２ａが発生するＸ線の実効エネルギーを変更できる。

なお、第１のフィルタ１３４ａを、第２の物質を含んで構成し、第２のフィルタ１３６ａを、第１の物質を含んで構成してもよい。また、第１のフィルタ１３４ａと第２のフィルタ１３６ａとの切り替え順を変更してもよい。なお、本実施形態においては、第１のフィルタ１３４ａが第１の領域部を構成しており、第２のフィルタ１３６ａが第２の領域部を構成している
次に、図３Ａ及び図３Ｂを参照にしつつ図４Ａに基づいて、第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａそれぞれを構成する物質１及び物質２のＸ線吸収率について説明する。図４Ａは、物質１及び物質２のＸ線吸収率を示す模式図である。横軸は、これらの物質に照射されるＸ線のエネルギーを示しており、縦軸は、Ｘ線吸収率を示している。このＸ線吸収率は、物質をＸ線の光子が通過する際にＸ線の光子が吸収される割合を示している。例えば、Ｘ線吸収率４０％であれば、この物質に照射されたＸ線の全光子数の４０％が吸収されることを示している。すなわち、Ｘ線吸収率４０％であれば、この物質を通過したＸ線の強度は、通過する前の６０％になる。

この図４Ａに示すように、Ｘ線のエネルギーが高くなるに従い連続的にＸ線吸収率が低下する。しかし、点線の丸で示すＫ吸収端の位置で、Ｘ線吸収率が急峻に低下している。この点線の丸で示すように、物質１は、低エネルギー側に第１の値のＫ吸収端を有している。一方で、物質２は、高エネルギー側に第２の値のＫ吸収端を有している。この第１の切り替え部１２４ａで用いられる第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａは、これら物質１及び物質２で例示されるように、Ｋ吸収端の値が異なる物質でそれぞれ構成されている。

第１のフィルタ１３４ａは、例えばＳｎ、Ｐｂ、Ｍｏ、Ｌａ元素のなかのいずれかの元素を含有する合金で構成されている。一方、第２のフィルタ１３６ａは、例えばＳｎ、Ｐｂ、Ｍｏ、Ｌａ元素のなかのいずれかの元素を含有する合金であって、第１のフィルタ１３４ａを構成する元素とは異なる元素を含有する合金で構成されている。これらの元素で構成される合金のそれぞれのＫ吸収端は、２０ｋｅＶ〜１００ｋｅＶのエネルギー範囲にあり、それぞれ、２９．２ｋｅＶ、８７．９ｋｅＶ、２０．０ｋｅＶ、３９．０ｋｅＶで示されるエネルギーの値を有する。これらの値をＸ線の波長に換算すると、それぞれ０．０４２５ｎｍ、０．０１４１ｎｍ、０．０６２０ｎｍ、０．０３１８ｎｍである。波長がｎｍ単位であれば、エネルギーの換算式は、Ｅ＝ｈｃ×１０^９／ｅλｋｅＶで示される（ｈ：プランク定数、ｃ：光速ｍ／ｓ、ｅ：電子の電荷Ｃ）。

第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａに用いられている元素の組み合わせは、撮像する部位、例えば肝臓、肺野、心臓部などに応じて変更してもよい。胸部内の腫瘍であれば、ほぼ空気で構成される肺野部と、骨部とのそれぞれを撮像する必要があるので、Ｘ線の実効エネルギーの差が大きい方が好ましい。このため、例えば部位に応じて、特性Ｘ線のエネルギーの差が大きくなるように元素の組み合わせを定めてもよい。例えば肝臓部の撮像に用いる特性Ｘ線のエネルギーの差と比較し、肺野部の撮像に用いる特性Ｘ線のエネルギーの差を大きくするように第１のフィルタ１３４ａ及び第２のフィルタ１３６ａに用いられる元素を組み合わせてもよい。

次に、図３Ａ及び図３Ｂを参照にしつつ図４Ｂに基づいて、物質１及び物質２を通過したＸ線の光子数について説明する。図４Ｂは、物質１及び物質２を通過したＸ線の光子数を示す模式図である。横軸は、Ｘ線のエネルギーを示し、縦軸は、物質を通過したＸ線の光子数、すなわちＸ線の強度を示している。この図４Ｂに示すように、Ｋ吸収端のエネルギーに対応する位置での光子数の数が急峻に増加し、点線の丸で示すように、第１の値及び第２の値それぞれにおけるエネルギーの位置で光子数がピークを示している。すなわち、Ｋ吸収端を有する物質をＸ線が通過することにより、Ｋ吸収端の値に対応するエネルギーを有する特性Ｘ線の強度が、他のエネルギーのＸ線に比較して相対的に増加する。このように、Ｋ吸収端の値が異なる物質をＸ線が通過することにより、Ｋ吸収端の値に対応する特性Ｘ線が生じる。

これにより、物質１を通過したＸ線は、物質２を通過したＸ線と比較して低エネルギー側の強度が強くなり、物質２を通過したＸ線は、より高エネルギー側の強度が強くなる。このため、物質１を通過したＸ線の実効エネルギーは、物質２を通過したＸ線の実効エネルギーに比較して、低くなる。このように、第１の切り替え部１２４ａは、第１のフィルタ１３４ａと第２のフィルタ１３６ａとを、交互に切り替えてＸ線を通過させることにより、異なる実効エネルギーを有する複数のＸ線を生成する。

例えば、第１のフィルタ１３４ａは、第１の値のエネルギーを有するＸ線に対するＸ線吸収率が１０％〜５０％となる範囲の厚さに構成され、第２のフィルタ１３６ａは、第２の値のエネルギーを有するＸ線に対するＸ線吸収率が１０％〜５０％となる範囲の厚さに構成されている。第１のフィルタ１３４ａにＳｎを含有する合金を用い、第２のフィルタ１３６ａにＰｂを含有する合金を用いた場合、個別に２９．２ｋｅＶと８７．９ｋｅＶの特性Ｘ線が得られる。この場合、Ｋ吸収端のＸ線吸収率を１０％〜５０％の範囲となるようにすることで、特性Ｘ線のピークにおける光子数を連続Ｘ線の光子数に対して約２倍前後得ることが可能である。

このことから分かるように、第１のＸ線管１２２ａが発生したＸ線の実効エネルギーは、第１の切り替え部１２４ａにより切り替えられる。さらに、第１のＸ線管１２２ａが発生するＸ線の実効エネルギーは、第１の高電圧パルス発生部６ａが発生する電圧に応じて変更される。すなわち、第１のＸ線照射装置１２０ａは、第１の高電圧パルス発生部６ａが発生する電圧を変更することにより、照射するＸ線の実効エネルギーを連続的に変更することが可能であり、第１の切り替え部１２４ａを用いることにより、第１の高電圧パルス発生部６ａが発生する電圧を変更することなく照射するＸ線の実効エネルギーをより高速に切り替えることが可能である。

次に、図５Ａ及び図５Ｂに基づいて、図３Ａ及び図３Ｂに示した第１の切り替え部１２４ａと異なる実施形態の第１の切り替え部１２５ａについて説明する。すなわち、第１のフィルタ１３４ａをＸ線が通過する状態と、発生したＸ線をそのまま通過させる状態とを、交互に切り替える第１の切り替え部１２５ａの構成について説明する。図５Ａは、第１の円弧状の平板部１２９ａにＸ線を通過させている状態を示す図である。この図５Ａに示すように、この第１の切り替え部１２５ａは、第１の円弧状の平板部１２９ａと、第１の衝撃吸収部１３０ａと、第１の回転部１３２ａとを、備えて構成されている。この第１の切り替え部１２５ａは、第２のフィルタ１３６ａを有さないことで図３Ａ及び図３Ｂに示した第１の切り替え部１２４ａと相違している。すなわち、図５Ａに示す第１の円弧状の平板部１２９ａは、図３Ａ及び図３Ｂに示す第１のフィルタ１３４ａと同等のフィルタで構成され、半円を均等に２等分した形状をしている。

第１の衝撃吸収部１３０ａ及び第１の回転部１３２ａの構成は、第１の切り替え部１２４ａと同様であり、説明を省略する。第１の回転部１３２ａは、第１の円弧状の平板部１２９ａの円中心を支点として、可動範囲を順方向及び逆方向にそれぞれ９０°の回転角の範囲内で、この第１の円弧状の平板部１２９ａを回転する。

図５Ｂは、発生したＸ線をそのまま通過させる状態を示す図である。この図５Ｂに示すように、この第１の円弧状の平板部１２９ａを逆方向に９０°逆回転させることにより、発生したＸ線をそのまま通過させている。このように、第１の円弧状の平板部１２９ａを、支点を中心に交互に順回転及び逆回転させることにより、第１の円弧状の平板部１２９ａをＸ線が通過する状態と、発生したＸ線をそのまま通過させる状態とを、交互に切り替えることが可能である。すなわち、第１の切り替え部１２５ａは、第１の円弧状の平板部１２９ａをＸ線が通過する状態と、発生したＸ線をそのまま通過させる状態とを、交互に切り替えることにより、異なる実効エネルギーを有する複数のＸ線を生成する。このように、第１のＸ線照射部１２０ａ（図１）として、図３Ａ及び図３Ｂに示す第１の切り替え部１２４ａではなく、図５Ａ及び図５Ｂに示す構成の第１の切り替え部１２５ａを用いてもよい。この場合、第１の円弧状の平板部１２９ａが第１の領域部を構成する。

次に、図６に基づいて、第１の切り替え部１２４ａが有する第１のフィルタ１３４ａの構成について説明する。図６は、第１のフィルタ１３４ａの断面を示す図である。この図６に示すように、この第１のフィルタ１３４ａは、第１の合金部１３５ａと、第１の合金部１３５ａの両面に設けられた第１のシート部１３７ａとを用いて構成されている。第１の合金部１３５ａは、上述の元素を含有する合金から構成されており、第１のシート部１３７ａは、樹脂シートから構成されている。例えば、第１のフィルタ１３４ａは、この第１のシート部１３７ａが第１の合金部１３５ａの全両面に接着され、構成されている。Ｓｎ元素やＰｂ元素を含有する第１の合金部１３５ａの厚さは０．１ｍｍ程度になるため、第１のシート部１３７ａを第１の合金部１３５ａの両面全体に設けることにより強度を向上させることが可能である。第２のフィルタ１３６ａも第１のフィルタ１３４ａと同様の構成であり、第２の合金部１３８ａと、この第２の合金部１３８ａの両面に設けられた第２のシート部１３９ａとで構成されている。

図２、図３Ａ、及び図３Ｂに示すように、第１の可変コリメータ部１２６ａは、Ｘ線の照射範囲を、患者４内の追跡対象を含む所定の範囲に限定する。第１のＸ線管１２２ａと第１の切り替え部１２４ａとを近接させることで、第１及び第２のフィルタ１３４ａ、１３６ａそれぞれを通過させるＸ線ビーム束の径を小さくできる。これにより、第１の切り替え部１２４ａをより小型に構成することが可能である。

再び図１に示すように、第２の高電圧パルス発生部６ｂも第１の高電圧パルス発生部６と同等の構成であり、電圧を発生する。また、図１及び図２に示すように、第２のＸ線照射装置１２０ｂも、第１のＸ線照射装置１２０ａと同等の構成である。すなわち、第２の高電圧パルス発生部６ｂが発生した電圧が第２のＸ線管１２２ｂに印加され、第２のＸ線照射装置１２０ｂは、第１のＸ線照射装置１２０ａとは異なる方向から患者４に対してＸ線を照射する。なお、本実施形態におけるＸ線管１２２ａ、１２２ｂがＸ線発生部を構成している。また、この第２のＸ線照射装置１２０ｂも、第２のＸ線管１２２ｂと、第２の切り替え部１２４ｂと、第２の可変コリメータ部１２６ｂとを備えて構成されている。

さらにまた、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、この第２の切り替え部１２４ｂも第２の円弧状の平板部１２９ｂと、第２の衝撃吸収部１３０ｂと、第２の回転部１３２ｂとを備えて構成され、この第２の円弧状の平板部１２９ｂも第１のフィルタ１３４ｂと、第２のフィルタ１３６ｂとを備えて構成されている。また、図５Ａ及び図５Ｂに示すように、この第２の切り替え部１２５ｂも第２の円弧状の平板部１２９ｂと、第２の衝撃吸収部１３０ｂと、第２の回転部１３２ｂとを備えて構成され、この第２の円弧状の平板部１２９ｂも第１のフィルタ１３４ｂと同等のフィルタで構成されている。

さらにまた、図６に示すように、この第１のフィルタ１３４ｂも第２の合金部１３５ｂと、第２のシート部１３７ｂとを備えて構成され、この第２のフィルタ１３６ｂも第２の合金部１３８ｂと、第２のシート部１３９ｂとを備えて構成されている。このように、第２のＸ線照射部１２０ｂ（図１）として、図３Ａ及び図３Ｂに示す第２の切り替え部１２４ｂではなく、図５Ａ及び図５Ｂに示す構成の第２の切り替え部１２５ｂを用いてもよい。この場合、第２の円弧状の平板部１２９ｂが第１の領域部を構成する。

再び図１に戻り、第１のＸ線撮像部１４０ａは、異なる実効エネルギーを有する複数のＸ線をそれぞれ撮像する。すなわち、患者４を通過した第１の実効エネルギーを有するＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、患者４を通過した第２の実効エネルギーを有するＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する。この第１のＸ線撮像部１４０ａには、フラットパネルディテクタ、イメージインテンシファイア等を用いることが可能である。

第２のＸ線撮像部１４０ｂも第１のＸ線撮像部１４０ａと同等の構成である。すなわち、第２のＸ線撮像部１４０ｂにも、フラットパネルディテクタ、イメージインテンシファイア等を用いることが可能である。なお、本実施形態においては、患者４が被検体を構成している。

サブトラクション画像生成部１６０は、第１の実効エネルギーを有するＸ線に基づく第１のＸ線画像と、第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有するＸ線に基づく第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する。このサブトラクション画像生成部１６０は、入力部１６２と、エネルギーサブトラクション演算処理部１６４とを備えて構成されている。入力部１６２は、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂで得られた電気信号をそれぞれ演算処理してＸ線画像データに変換する。また、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂで得られた電気信号を、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂ内で演算処理してＸ線画像データに変換してもよい。この場合、変換処理後のＸ線画像データが入力部１６２に入力される。

一般に、Ｘ線の撮像においては、患者４内の軟組織と腫瘍のＸ線吸収率は近似している。このため、腫瘍を追跡対象とした場合、Ｘ線で撮像したＸ線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。そこで、このエネルギーサブトラクション演算処理部１６４は、異なる実効エネルギーのＸ線をそれぞれを用いて撮像された２枚のＸ線画像に対してサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する。上述のように、患者４に照射されるＸ線の実効エネルギーが低くなるに従い骨部におけるＸ線吸収率の増加の割合が、軟組織におけるＸ線吸収率の増加の割合よりも大きくなる。このため、Ｘ線の実効エネルギーが低くなるに従い、この骨部を通過したＸ線強度の低下は、軟組織を通過したＸ線強度の低下よりも大きくなる。この場合、例えば第１のＸ線画像の骨部の画像信号の値と、第２のＸ線画像の対応する骨部の画像信号の値とが同等の値になる重み係数を画像信号間に乗算し、サブトラクション演算処理を行う。これにより、肋骨などの骨部における陰影のコントラストがより低下し、腫瘍などの追跡対象のコントラストがより強調されたサブトラクション画像が生成される。

検出部１８０は、サブトラクション画像生成部１６０が生成したサブトラクション画像に基づいて、患者４内の追跡対象の位置を検出する。すなわち、この検出部１８０は、２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２と、追跡対象検出演算処理部１８４と、腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６とを備えて構成されている。

２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２は、第１のＸ線撮像部１４０ａで撮像されたＸ線画像に基づく第１のサブトラクション画像と、第２のＸ線撮像部１４０ｂで撮像されたＸ線画像に基づく第２のサブトラクション画像とを３次元のサブトラクション画像に変換する処理を行う。すなわち、この２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２は、順次入力される第１のサブトラクション画像、及びこの第１のサブトラクション画像に対応する第２のサブトラクション画像に基づき、３次元のサブトラクション画像を順次生成する。なお、本実施形態における２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２が３次元変換部を構成している。

追跡対象検出演算処理部１８４は、２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２によって順次生成される３次元のサブトラクション画像に基づいて、追跡対象の領域を検出する。この追跡対象は患者４内の生体組織であり、例えば腫瘍である。すなわち、この追跡対象検出演算処理部１８４は、３次元のサブトラクション画像中から、パターンマッチング法などの演算処理によって、追跡対象である例えば腫瘍などの領域を検出する。

腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６は、追跡対象検出演算処理部１８４で検出された追跡対象の領域の３次元位置を得る演算処理を行う。すなわち、腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６は、追跡対象検出演算処理部１８４で順次に検出される追跡対象の領域に対して、順次に３次元位置を得る演算処理を行う。

撮像情報取得部２００は、Ｘ線の強度、Ｘ線の実効エネルギー、Ｘ線の照射時間、次の撮像を行うまでの撮像間隔、及びＸ線の照射範囲に関する情報の中のいずれかを撮像情報として取得する。すなわち、この撮像情報取得部２００は、格納部２０２と、テンプレート比較部２０４とを、備えて構成されている。

この格納部２０２は、追跡対象を撮像した４Ｄ−ＣＴを取得し、追跡対象の位置に関連付けられているテンプレート及び撮像情報を格納している。この４Ｄ−ＣＴは、３次元のＣＴ画像に時間軸を追加したものであり、患者４内における追跡対象の時系列な３次元の動きの情報を有している。このテンプレートは、取得した４Ｄ−ＣＴ画像から、例えば骨、血管、追跡対象等における特徴部分の形状をパターン検出してテンプレート画像化したものである。すなわち、４Ｄ−ＣＴ画像内を追跡対象が移動する範囲において、追跡対象の位置に応じて４Ｄ−ＣＴ画像をテンプレート画像化したものである。

また、この撮像情報取得部２００は、４Ｄ−ＣＴ画像に基づき追跡対象の移動範囲を演算処理して求め、可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂ（図２）の照射範囲を制御するために必要な情報を演算する。なお、可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂを介したＸ線の照射範囲は、この移動範囲に固定されている。

撮像情報取得部２００は、検出部１８０から入力された追跡対象の３次元位置と追跡対象の速度に基づいて、次の撮像の際における追跡対象の位置を予測する。そして、この撮像情報取得部２００は、格納部２０２に格納される追跡対象に対応する撮像情報の中から予測された追跡対象の位置に対応するＸ線の強度、及び実効エネルギーの情報を少なくとも取得する。

また、追跡対象の移動にヒステリシスなどを要因とする位置変動が加わる場合がある。この場合、撮像情報取得部２００は、撮像情報を取得するために用いる追跡対象の予測位置に補正を加える。すなわち、テンプレート比較部２０４は、２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部１８２によって生成された３次元のサブトラクション画像と格納部２０２に格納される複数のテンプレート画像とを比較し、最もマッチするテンプレート画像を特定する。続いて、このテンプレート比較部２０４は、特定されたテンプレートに対応する追跡対象の３次元位置と検出部１８０から入力された追跡対象の３次元位置との差に基づく補正情報を演算する。そして、撮像情報取得部２００は、予測された追跡対象の位置をこの補正情報で補正した位置を取得し、この補正した位置に対応するＸ線の強度、及び実効エネルギーの情報を少なくとも取得する。なお、次の撮像で用いるＸ線の実効エネルギーへの変更は、撮像情報取得部２００で得られた撮像情報に基づいて、高電圧パルス発生部６ａ、６ｂが発生する電圧を変更することで行われる。

次に、撮像情報取得部２００が取得する撮像間隔について説明する。撮像情報取得部２００は、格納部２０２に格納される撮像間隔の情報を取得する。撮像間隔を固定して撮像する場合、この撮像間隔を出力する。この場合、等しい時間間隔で追跡対象の位置を追跡することが可能である。一方で、この撮像間隔を追跡対象の速度や位置に応じて変更する撮像が行われる場合がある。この場合、撮像情報取得部２００は、追跡対象の速度が遅くなるにしたがいこの撮像間隔をより長くして出力する。これにより、この撮像間隔の間に追跡対象が移動する距離の変動を低減すと共に、患者４への被爆線量を抑制できる。また、追跡対象の位置と移動速度の関係が予めわかっている場合には、追跡対象の位置に応じてこの撮像間隔を変動してもよい。

次に、図２を参照にしつつ図１に基づいて制御部２２０について説明する。すなわち、この制御部２２０は、撮像情報取得部２００から入力された撮像情報に基づいて、電圧の情報を高電圧値設定部８に出力する。この電圧の情報を入力された高電圧値設定部８は、高電圧パルス出力タイミング制御部１０を介して高電圧パルス発生部６ａ、６ｂの電圧の値及びパルス幅の値を設定する。高電圧パルス出力タイミング制御部１０は、パルス電圧を高電圧パルス発生部６ａ、６ｂが出力するタイミングを制御する。

また、制御部２２０は、Ｘ線を放射するタイミングと、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂにおける撮像のタイミングと、切り替え部１２４ａ、１２４ｂにおけるフィルタの切り替えのタイミングとの同期をとる制御を、高電圧パルス出力タイミング制御部１０、及び撮像タイミング同期制御部１２を介して行う。この制御部２２０に制御された高電圧パルス出力タイミング制御部１０は、高電圧パルス発生部６ａ、６ｂにおける電圧の発生タイミングと、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂにおける撮像のタイミングとの同期制御を行う。また、この制御部２２０に制御された撮像タイミング同期制御部１２は、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂにおける撮像のタイミングと、切り替え部１２４ａ、１２４ｂがフィルタを切り替えるタイミングの同期制御を行う。Ｘ線フィルタ切替制御部１４は、撮像タイミング同期制御部１２の制御にしたがい切り替え部１２４ａ、１２４ｂの制御を行う。

さらにまた、この制御部２２０は、撮像情報取得部２００で演算された患者４にＸ線を照射する範囲の情報を可変コリメータ制御部１６に出力する。この可変コリメータ制御部１６は、入力された情報にしたがい可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂを介したＸ線の照射範囲を限定する制御を、この可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂに対して行う。

治療ビーム垂直照射ポート部１８及び治療ビーム水平照射ポート部２０は、治療ビームを患部に照射する。治療ビーム照射許可判定部２２は、腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６により検出された追跡対象の３次元位置に基づいて、治療ビームの照射の可否を判定する。治療ビーム照射制御部２４は、治療ビーム照射許可判定部２２により治療ビームの照射が許可された場合に、治療ビーム垂直照射ポート部１８又は治療ビーム水平照射ポート部２０を介して治療ビームを患部に照射させる。

なお、例えばより高速な撮像を行う場合など、追跡対象検出演算処理部１８４は、順次生成される２次元のサブトラクション画像に基づいて、追跡対象の位置を検出してもよい。この場合、この追跡対象検出演算処理部１８４は、２次元のサブトラクション画像中から、パターンマッチング法などの演算処理によって、追跡対象である例えば腫瘍などの領域を検出する。また、腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６は、追跡対象検出演算処理部１８４で検出された追跡対象の領域の２次元位置を得る演算処理を行う。続いて、この腫瘍３Ｄ位置演算処理部１８６は、対応する複数の２次元位置に基づいて追跡対象の３次元位置を得る演算処理を行う。

以上が本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００の全体構成の説明であるが、次に、図７に基づいて、撮像情報取得部２００の動作について説明する。

ここでは、４Ｄ−ＣＴを撮像する場合に患者４が寝台等に固定されており、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００で追跡対象を追跡する場合にも、この４Ｄ−ＣＴを撮像した際の体位に、患者４を寝台５に固定してＸ線の透視撮像が行われている例を説明する。この場合、４Ｄ−ＣＴのデータから取得した追跡対象の位置と追跡対象の周組織との位置関係は、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００で追跡対象を追跡する場合にも、ほぼ同様の関係で再現される。また、追跡対象である胸部下部の腫瘍が、呼吸周期にしたがって呼吸性移動している例を用いて説明する。

まず、図７の上側における左図（ａ）に基づいて、撮像対象である腫瘍の移動範囲について説明する。図７の上側における左図（ａ）は、４Ｄ―ＣＴ内で腫瘍が移動している範囲を示す模式図である。この図７の上側における左図（ａ）に示すように、肺野内にできた腫瘍は、四角の枠で示す範囲内を呼吸周期に従い移動する。この呼吸周期は、横隔膜や外肋間筋などが収縮と弛緩をする周期であり、横隔膜の収縮の開始と共に吸気が開始され、横隔膜の弛緩の開始と共に呼気が開始される。この収縮と弛緩の回数を示す呼吸数は、安静時の成人においておよそ１２〜２０回／毎分の頻度と言われている。すなわち、１回の呼吸周期は、３〜５秒程度である。

次に、図７の上側における右図（ｂ）に基づいて、１回の呼吸周期における腫瘍の動きについて説明する。図７の上側における右図（ｂ）は、１回の呼吸周期における腫瘍の位置を同一の時間間隔で水平方向に並べた模式図である。この１回の呼吸周期は、３秒の例である。

Ｆ１が横隔膜の最上部にある場合の腫瘍の位置を示している。Ｆ１は、吸気の開始した際の腫瘍の位置であり、呼吸位相０％に対応する。Ｆ５及びＦ６は横隔膜が最下部付近にある場合の腫瘍の位置を示している。横隔膜が最下部に位置する時が呼吸位相５０％に対応し、呼気の開始位置である。再び、横隔膜が最上部に戻った場合の腫瘍の位置をＦ１０で示している。この図７の上側における右図（ｂ）に示すように、患者４の姿勢が変更されない場合には、４Ｄ−ＣＴ内の腫瘍は呼気位相に応じてほぼ同じ位置に存在する。すなわち、呼吸周期の繰り返しに応じて、腫瘍がほぼ同じ軌跡上を繰り返し移動する。

次に、図７の下側の図（ｃ）に基づいて、腫瘍の移動速度について説明する。図７の下側における図（ｃ）は、腫瘍の移動速度を示す図である。横軸は、呼吸位相を示しており、縦軸は、腫瘍の移動速度を示しており、腫瘍が頭部側に移動する速度をプラスで示している。＋の印が図７の上右図（ｂ）で示した腫瘍の位置における腫瘍の移動速度を示している。すなわち、横軸の呼吸位相０％〜１００％の範囲は、１回の呼吸周期である３秒に対応している。

この図７の下側における図（ｃ）に示すように、腫瘍の移動速度は、横隔膜の上下の移動に連動しており、横隔膜が最上部に位置する呼吸位相０％の場合と、最下部に位置する呼吸位相５０％の場合とで腫瘍の移動速度がほぼ０になる。また、横隔膜が最下部近辺にある場合に、腫瘍の移動が停止している期間がより長くなる。

まず、可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂの照射範囲を制御するために必要な情報の取得動作について説明する。撮像情報取得部２００は、４Ｄ−ＣＴ画像に基づき、追跡対象である腫瘍の移動範囲を演算処理して求める。すなわち、撮像情報取得部２００は、図７の上図（ａ）で示す四角の枠の範囲を演算処理して求める。続いて、Ｘ線照射装置１２０ａ、１２０ｂと、患者４と、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂの幾何学的な配置の情報に基づき、可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂを介したＸ線の照射範囲を、この四角の枠の範囲に限定するために必要となる情報を演算する。そして、制御部２２０にこの情報を出力する。

次に、追跡対象の位置に関連づけるＸ線の強度、Ｘ線の実効エネルギーの取得動作について説明する。可変コリメータ部１２６ａ、１２６ｂを介したＸ線の照射範囲はこの移動範囲に固定されている。しかし、追跡対象を撮像するために用いるＸ線が追跡対象を通過する経路は、追跡対象の移動に従い変動する。したがって、この変動する経路内の領域に存在する組成と密度と厚さに応じてＸ線の強度、及び実効エネルギーを変更する必要がある。なお、本実施形態においては、Ｘ線が追跡対象を通過する経路内の領域が被検体内の特定領域を構成している。

Ｘ線照射装置１２０ａ、１２０ｂと、患者４と、Ｘ線撮像部１４０ａ、１４０ｂの幾何学的な配置は固定されている。これにより、図７の上右図（ｂ）に示されるような腫瘍の３次元の位置に基づいて、この腫瘍を撮像する際にＸ線が追跡対象を通過する３次元の経路を予め求めることが可能である。まず、撮像情報取得部２００は、この経路内の領域に存在する組織の情報を４Ｄ−ＣＴのＣＴ値の情報を取得する。続いて、この４Ｄ−ＣＴのＣＴ値の情報に基づいて、この経路内の組織におけるＸ線吸収率を演算し、Ｘ線の強度の情報を取得する。例えば、この経路内の領域を通過したＸ線の強度が等しくなるようにＸ線の強度を定めることが可能である。

次に、撮像情報取得部２００は、４Ｄ−ＣＴのＣＴ値を用いることで、この経路内の領域に存在する組成と密度と厚さに応じたＸ線の実効エネルギーの情報を取得することが可能である。このように、追跡対象の位置に関連づけて、Ｘ線の強度、及び実効エネルギーの情報を演算し、予め格納部２０２に格納する。

例えば、患者４の呼吸に応じて移動する腫瘍を追跡する場合、腫瘍の位置が肋骨を介して撮像する位置にあるか否かに応じてＸ線吸収率が変動する。また、Ｘ線の実効エネルギーが低くなるに従い、肋骨を通過するＸ線のＸ線吸収率が増加する。このため、撮像情報取得部２００は、腫瘍の撮像経路に肋骨が存在する場合、Ｘ線の実効エネルギーを肋骨の密度及び厚さに応じて、１０ｋｅＶ以上高エネルギー側にシフトさせると共にＸ線の強度を上げた値を追跡対象の位置に関連づけて格納部２０２に格納する。実効エネルギーを高エネルギー側にシフトすることで肋骨通過によるＸ線の減弱が小さくなると共に、強度を上げることで肋骨を通過するＸ線量の低下を抑制できる。これにより、撮像したＸ線画像における腫瘍の情報低下を抑制することが可能である。また、例えば心臓の影に腫瘍が入る場合には、通過する心臓の密度及び厚さに応じて、Ｘ線の実効エネルギーを１０ｋｅＶ以上高エネルギー側にシフトさせると共にＸ線の強度を上げた値を追跡対象の位置及びこの位置のテンプレートに関連づけて格納部２０２に格納する。

次に、Ｘ線の撮像間隔の取得動作について説明する。まず、撮像情報取得部２００は、１回の呼吸周期の時間に基づき基準となる撮像間隔を演算する。一回の呼吸周期の間隔が３秒である場合、例えば３０回／毎秒（３０ｆｐｓ）が十分な値として適用されている。この場合、撮像間隔は例えば２８ｍｓｅｃである。撮像間隔を固定値として追跡対象を追跡する場合には、この撮像間隔を制御部２２０に出力する。

一方、撮像間隔を変更する場合、撮像情報取得部２００は、撮像間隔あたりに腫瘍が移動する距離のばらつきが低減するように撮像間隔を変更し出力する。腫瘍の移動速度が早い位置Ｆ３、Ｆ８において、撮像間隔を２８ｍｓｅｃとし、他の位置においては、この移動速度が遅くなるに従い撮像間隔がより長くなるように変更させる。したがって、この図７（ｂ）の例の場合、腫瘍の移動速度が遅い位置Ｆ１、Ｆ５、Ｆ６、Ｆ１０における撮像間隔は、位置Ｆ３、Ｆ８における撮像間隔より長くなる。

次に、図８に基づいて、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００の動作について説明する。ここでは、図７と同様に、追跡対象である胸部下部の腫瘍が、呼吸周期にしたがって呼吸性移動している例を用いて説明する。

図８は、制御タイミングについて示す図である。横軸は、時間を示しており、縦軸は、ＯＮ状態とＯＦＦ状態とを示している。この図８に示すように、第１のＸ線照射装置１２０ａは、制御部２２０の制御に従いＸ線を継続して照射時間Ｔ０の間、照射する。この照射時間Ｔ０は、例えば５ｍｓｅｃである。

次に、Ｘ線の照射が開始されてＴ１後に、第１の切り替え部１２４ａは、第１のフィルタ１３４ａを第２のフィルタ１３６ａに切り替える制御を開始する。このＴ１は、例えば２．５ｍｓｅｃである。続いて、第１の切り替え部１２４ａは、第１のＸ線照射装置１２０ａが次のＸ線の照射を開始するＴ２前に、第２のフィルタ１３６ａから第１のフィルタ１３４ａに切り替える制御を開始する。このＴ２は、例えば２．５ｍｓｅｃである。すなわち、第１のフィルタ１３４ａを通過した第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線は、２．５ｍｓｅｃ照射され、第２のフィルタ１３６ａを通過した第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線は２．５ｍｓｅｃの間照射される。

一方、第１のＸ線撮像部１４０ａは、第１のＸ線における照射の開始に同期して撮像時間Ｔ３の間、第１のＸ線を撮像し、続いて第１の撮像期間Ｔ４の経過後に撮像時間Ｔ５の間、第２のＸ線を撮像する。例えば撮像時間Ｔ３は１ｍｓｅｃであり、第１の撮像期間Ｔ４は３ｍｓｅであり、撮像時間Ｔ５は１ｍｓｅｃである。ここで、撮像時間Ｔ３及び撮像時間Ｔ５は、第１のＸ線撮像部１４０ａが撮像したＸ線画像の形状ぶれが許容される範囲に定められている。

呼吸性移動する腫瘍においては、第１の撮像期間Ｔ４の３ｍｓｅｃは、適切な間隔であり、サブトラクション画像生成部１６０で用いる対応する２枚のＸ線画像上での腫瘍の位置ずれは抑制されている。このため、サブトラクション画像生成部１６０で得られるサブトラクション画像における追跡対象のコントラストはより適切に強調され、検出部１８０における追跡対象の検出精度をより向上させることができる。

次に、第１のＸ線照射装置１２０ａは、第２の撮像期間Ｔ６の経過後に、再びＸ線を照射する。図８に示す例は、一回の呼吸周期の間隔が３秒である場合の例であり、期間Ｔ７は３３ｍｓｅｃである。このため、第２の撮像期間Ｔ６は、２８ｍｓｅｃである。

なお、第１のＸ線撮像部１４０ａの撮像間隔を短くすることで、さらに第１の撮像期間Ｔ４を短縮可能である。例えば、第１の撮像期間Ｔ４は、拍動に起因して移動する腫瘍を追跡する場合など、撮像する領域によりさらに短縮してもよい。この場合、撮像時間Ｔ３の経過後に同期させて、第１のフィルタ１３４ａを第２のフィルタ１３６ａに切り替えてもよい。また、第１のＸ線撮像部１４０ａが撮像を行っている撮像時間Ｔ３及びＴ５の期間以外は、Ｘ線を遮蔽してもよく、或いは停止してもよい。

この第２の撮像期間Ｔ６は、上述のように、追跡対象である腫瘍の移動速度に応じて変更してもよい。すなわち、撮像情報取得部２００が、腫瘍の移動速度に応じて第２の撮像期間Ｔ６を変更して制御部２２０に出力する。例えば、呼気及び吸気の開始前後における第２の撮像期間Ｔ６は、それ以外の期間における撮像間隔と比較して長い間隔が設定される。これにより、患者４への被爆線量をより低減可能である。

また、一般に腫瘍の移動速度がより遅い期間に、治療ビーム垂直照射ポート部１８又は治療ビーム水平照射ポート部２０から治療ビームが照射される。この治療ビームは、第２の撮像期間Ｔ６の間に照射されるので、この第２の撮像期間Ｔ６が長くなるに従い治療ビームを照射する時間を長くとることが可能であり、治療効率がより上がるものである。

さらにまた、Ｘ線の実効エネルギーは、上述のように追跡対象である腫瘍を撮像する経路に存在する組織に依存して変更される。このＸ線の実効エネルギーの変更は、第２の撮像間隔Ｔ６の間に行われる。この第２の撮像間隔Ｔ６におけるＸ線の実効エネルギーの変更は、制御部２２０の制御に従い第１の高電圧パルス発生部６ａが第１のＸ線管１２２ａに印加する電圧を制御することで実行される。以上が第１のＸ線照射装置１２０ａと、第１のＸ線撮像部１４０ａとの制御動作の一例の説明であるが、第２のＸ線照射装置１２０ｂと、第２のＸ線撮像部１４０ｂとの制御も同様に行われる。この場合、第１のＸ線照射装置１２０ａ及び第２のＸ線照射装置１２０ｂの照射は、同期されている。なお、本実施の形態における第１のフィルタ１３４ａから第２のフィルタ１３６ａへの切り替え時間が第１の時間間隔に対応しており、第２の撮像間隔Ｔ６にＴ２の時間を加算した時間が第２の時間間隔に対応している。

以上のように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００によれば、Ｘ線管１２２ａ、１２２ｂが発生したＸ線の実効エネルギーを切り替え部１２４ａ、１２４ｂが切り替えることとした。このため、Ｘ線管１２２ａ、１２２ｂに加える電圧を変化させなくとも、Ｘ線の実効エネルギーをより高速に切り替えることができる。さらにまた、サブトラクション画像生成部１６０で用いるＸ線画像間の位置ずれが抑制されるようにしたため、追跡対象のコントラストが強調されたサブトラクション画像を用いて検出部１８０における追跡対象の検出精度をより向上させることができる。

（第２実施形態）
上述した第１の実施形態においては、検出部１８０は、サブトラクション画像生成部１６０で生成された複数のサブトラクション画像に基づいて追跡対象の３次元位置を検出していたが、第２実施形態においては、一つのサブトラクション画像に基づき追跡対象の２次元位置を検出しようとしたものである。以下、上述した第１実施形態と異なる部分を説明する。

図９は、第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００の構成の構成を説明するブロック図である。この図９に示すように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００は、第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００と比べると、Ｘ線照射装置１２０とＸ線撮像部１４０を一組だけ備えており、また、表示部２４０を更に備える点で相違している。Ｘ線照射装置１２０とＸ線撮像部１４０の構成は、上述した第１実施形態におけるＸ線照射装置１２０ａ、１２０ｂとＸ線撮像部１４０ａ、１４０ｂと同等である。そして、本実施形態では、検出部１８０は、サブトラクション画像生成部１６０が生成した２次元のサブトラクション画像に基づいて、患者４内の追跡対象の位置を検出する。この検出部１８０は、追跡対象検出演算処理部１８４と、腫瘍位置演算処理部１８８とを備えて構成されている。

追跡対象検出演算処理部１８４は、順次生成される２次元のサブトラクション画像に基づいて、追跡対象の位置を検出する。この追跡対象は患者４内の生体組織であり、例えば腫瘍である。すなわち、この追跡対象検出演算処理部１８４は、２次元のサブトラクション画像中から、パターンマッチング法などの演算処理によって、追跡対象である例えば腫瘍などの領域を検出する。

腫瘍位置演算処理部は、追跡対象検出演算処理部１８４で検出された追跡対象の領域の２次元位置を得る演算処理を行う。すなわち、腫瘍位置演算処理部１８８は、追跡対象検出演算処理部１８４で順次に検出される追跡対象の領域に対して、順次に２次元位置を得る演算処理を行う。撮像情報取得部２００は、追跡対象の２次元位置に基づいて、次の撮像に用いるＸ線の強度、Ｘ線の実効エネルギー、Ｘ線の照射時間、及び次の追跡対象を撮像するまでの撮像間隔などの撮像情報を取得する。

表示部２４０は、サブトラクション画像生成部１６０が生成した２次元のサブトラクション画像を順次表示すると共に、検出部１８０で順次得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態を表示する。この表示部２４０は、例えば、モニタで構成されている。

図１０に基づいて、表示部２４０に表示される画像を説明する。図１０は、表示部２４０に表示される画像を例示する模式図である。この図１０に示すように、１４１が、サブトラクション画像生成部１６０で生成されたサブトラクション画像を示しており、１４２が検出部１８０で得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態の一例を示している。

これにより、検出部１８０で得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態１４２をサブトラクション画像１４１と共に示すことから、他の孤立影等と追跡対象である腫瘍影の識別を容易に行うことができる。さらにまた、コントラストの強調された腫瘍部などの追跡対象の時系列変化を観察することが可能である。

以上のように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１００によれば、サブトラクション画像生成部１６０で生成されたサブトラクション画像に基づいて検出部１８０が追跡対象の２次元位置を検出することとした。このため、サブトラクション画像生成部１６０で生成されたサブトラクション画像における追跡対象の２次元位置を取得することができる。さらにまた、サブトラクション画像生成部１６０で生成されたサブトラクション画像と共に追跡対象の位置を示す表示形態を表示することとしたので、追跡対象の識別を容易に行うことができる。

以上、いくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例としてのみ提示したものであり、発明の範囲を限定することを意図したものではない。本明細書で説明した新規な装置は、その他の様々な形態で実施することができる。また、本明細書で説明した装置の形態に対し、発明の要旨を逸脱しない範囲内で、種々の省略、置換、変更を行うことができる。添付の特許請求の範囲およびこれに均等な範囲は、発明の範囲や要旨に含まれるこのような形態や変形例を含むように意図されている。

１００：Ｘ線動体追跡装置、１２０、１２０ａ、１２０ｂ：Ｘ線照射装置、１２２ａ、１２２ｂ：Ｘ線管、１２４ａ、１２４ｂ：切り替え部、１２６ａ、１２６ｂ：可変コリメータ部、１２９ａ、１２９ｂ：円弧状の平板部、１３４ａ、１３４ｂ：第１のフィルタ、１３６ａ、１３６ｂ：第２のフィルタ、１３５ａ、１３５ｂ、１３８ａ、１３８ｂ：合金部、１３７ａ、１３７ｂ、１３９ａ、１３９ｂ：シート部、１４０、１４０ａ、１４０ｂ：Ｘ線撮像部、１６０：サブトラクション画像生成部、１８０：検出部、１８２：２Ｄ−３Ｄ画像変換演算処理部、２００：撮像情報取得部

Claims (14)

1. 第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、前記第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて被検体に向けて照射する、Ｘ線照射装置と、
   前記被検体を通過した前記第１のＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、前記被検体を通過した前記第２のＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する、Ｘ線撮像部と、
   前記第１のＸ線画像と前記第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する、サブトラクション画像生成部と、
   前記サブトラクション画像生成部が生成した前記サブトラクション画像に基づいて、前記被検体内の追跡対象の位置を検出する、検出部と、
   を備えることを特徴とするＸ線動体追跡装置。
2. 前記Ｘ線照射装置は、
   所定の実効エネルギーのＸ線を発生させる、Ｘ線発生部と、
   第１の値のＫ吸収端を持つ第１の物質を含んで構成された第１の領域部と、前記第１の値とは異なる第２の値のＫ吸収端を持つ第２の物質を含んで構成された第２の領域部とを少なくとも有しており、前記第１の領域部と前記第２の領域部とを、前記所定時間毎に交互に切り替えて前記Ｘ線を通過させることにより、前記第１のＸ線と前記第２のＸ線とを生成する、切り替え部と、
   を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線動体追跡装置。
3. 前記Ｘ線照射装置は、
   所定の実効エネルギーのＸ線を発生させる、Ｘ線発生部と、
   第１の値のＫ吸収端を持つ第１の物質を含んで構成された第１の領域部を少なくとも有しており、前記第１の領域部を前記Ｘ線が通過する状態と、発生した前記Ｘ線をそのまま通過させる状態とを、前記所定時間毎に交互に切り替えることにより、前記第１のＸ線と前記第２のＸ線とを生成する、切り替え部と、
   を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線動体追跡装置。
4. 前記第１の領域部は、Ｓｎ、Ｐｂ、Ｍｏ、Ｌａ元素のなかのいずれかの元素を含有する合金から構成されており、前記第２の領域部は、Ｓｎ、Ｐｂ、Ｍｏ、Ｌａ元素のなかのいずれかの元素を含有する合金であって、前記第１の物質が有する元素とは異なる元素を含有する合金から構成されていることを特徴とする請求項２に記載のＸ線動体追跡装置。
5. 前記第１の領域部は、前記第１の値のエネルギーを有するＸ線に対するＸ線吸収率が１０％〜５０％となる範囲の厚さに構成され、前記第２の領域部は、前記第２の値のエネルギーを有するＸ線に対するＸ線吸収率が１０％〜５０％となる範囲の厚さに構成されたことを特徴とする請求項２又は４に記載のＸ線動体追跡装置。
6. 前記第１の領域部及び前記第２の領域部のそれぞれは扇状の平板形状であって、円弧状の平板部が前記第１の領域部及び前記第２の領域部を用いて形成され、
   前記切り替え部は、前記円弧状の平板部を前記所定時間毎に交互に順回転及び逆回転させることにより、前記第１の領域部と前記第２の領域部とを、交互に切り替えて前記Ｘ線を通過させることを特徴とする請求項２、４、５のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
7. 前記平板形状の前記第１の領域部及び前記第２の領域部における両面に樹脂シートが設けられたことを特徴とする請求項６に記載のＸ線動体追跡装置。
8. 前記Ｘ線照射装置は、
   少なくとも前記第１の領域部を通過したＸ線の照射範囲を、前記被検体内の追跡対象を含む所定の範囲に限定する可変コリメータ部を更に有することを特徴とする請求項２乃至７のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
9. 前記Ｘ線発生部は、
   前記発生させるＸ線の実効エネルギーを、前記被検体内の特定領域の組成と密度と厚さとに応じて１０ｋｅＶ以上シフトさせることを特徴とする請求項２乃至８のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
10. 前記Ｘ線照射装置は、
    前記第１のＸ線が照射されてから前記第２のＸ線が照射されまでの第１の時間間隔、及び前記第２のＸ線が照射されてから前記第１のＸ線が照射されまでの第２の時間間隔のいずれか一方を前記追跡対象の移動速度に応じて変更することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
11. 前記検出部は、
    前記サブトラクション画像に基づき前記追跡対象の２次元位置を検出することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
12. 前記第１の実効エネルギーを有する第３のＸ線と、前記第２の実効エネルギーを有する第４のＸ線とを、前記所定時間毎に、前記Ｘ線照射装置と同期して交互に切り替えて、前記Ｘ線照射装置と異なる方向から前記被検体に向けて照射する、第２のＸ線照射装置と、
    前記被検体を通過した前記第３のＸ線に基づいて第３のＸ線画像を撮像し、前記被検体を通過した前記第４のＸ線に基づいて第４のＸ線画像を撮像する、第２のＸ線撮像部と、
    を更に備え、
    前記サブトラクション画像生成部は、
    前記第３のＸ線画像と前記第４のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、第２のサブトラクション画像を更に生成し、
    前記検出部は、
    前記サブトラクション画像生成部が生成した前記サブストラクション画像と前記第２のサブトラクション画像の双方に基づいて、前記追跡対象の位置を検出することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
13. 前記検出部は、
    前記サブトラクション画像及び前記第２のサブトラクション画像に基づきサブトラクション画像を立体化する３次元変換部を更に有し、この立体化されたサブトラクション画像に基づいて、前記追跡対象の３次元位置を検出することを特徴とする請求項１２に記載のＸ線動体追跡装置。
14. 第１の実効エネルギーを有する第１のＸ線と、前記第１の実効エネルギーとは異なる第２の実効エネルギーを有する第２のＸ線とを、所定時間毎に交互に切り替えて被検体に向けて照射する、Ｘ線照射工程と、
    前記被検体を通過した前記第１のＸ線に基づいて第１のＸ線画像を撮像し、前記被検体を通過した前記第２のＸ線に基づいて第２のＸ線画像を撮像する、Ｘ線撮工程と、
    前記第１のＸ線画像と前記第２のＸ線画像とを用いてサブトラクション演算処理を行い、サブトラクション画像を生成する、サブトラクション画像生成工程と、
    前記サブトラクション画像生成工程で生成した前記サブトラクション画像に基づいて、前記被検体内の追跡対象の位置を検出する、検出工程と、
    を備えることを特徴とするＸ線動体追跡方法。

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