JP2017205181A - X-ray moving body tracking device, x-ray moving body tracking method, and image processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、X線動体追跡装置、X線動体追跡方法、及び画像処理方法に関する。 Embodiments described herein relate generally to an X-ray moving object tracking device, an X-ray moving object tracking method, and an image processing method.
正常細胞を保護すると共に患部標的に集中して高線量を照射する高精度放射線治療が臨床で行われている。この高精度放射線治療には、重粒子線、陽子線、及びX線等の治療用ビームが使用されている。この治療用ビームを用いた放射線治療では、患部標的である腫瘍細胞に対して大きな殺傷効果が生じるように、治療用ビームのエネルギー、投与線量、及び入射方向等が治療計画に基づいて決定されている。 High-accuracy radiotherapy that protects normal cells and concentrates on the affected area and irradiates with a high dose has been performed clinically. For this high-accuracy radiotherapy, therapeutic beams such as heavy particle beams, proton beams, and X-rays are used. In this radiotherapy using a therapeutic beam, the energy, dose, and incident direction of the therapeutic beam are determined based on the treatment plan so that a large killing effect is produced on the tumor cells that are the target of the affected area. Yes.
ところが、横隔膜を挟んだ胸腔と腹腔に内包される臓器等には呼吸性移動がある。この呼吸性移動により、これらの臓器は、体表面の動きでは追跡できない3次元的な移動をすることがある。このため、これらの臓器に患部標的がある場合、患部標的を3次元的に追跡するX線動体追跡方法が適用されている。 However, there are respiratory movements in the thoracic cavity sandwiching the diaphragm and organs contained in the abdominal cavity. This respiratory movement may cause these organs to move three-dimensionally, which cannot be tracked by body surface movement. For this reason, when there is an affected part target in these organs, an X-ray moving body tracking method for tracking the affected part target three-dimensionally is applied.
このX線動体追跡方法には、直交した2方向X線透視撮影装置を用いて患部標的の位置を追跡するゲーティング照射法が用いられる。すなわち、ゲーティング照射法は、患部標的が治療用ビームの照射範囲であるゲート内に位置するタイミングで、治療用ビームを照射する。この場合、患部標的の位置を識別するために、放射線治療用マーカが使用される場合があり、放射線治療用マーカ領域の識別性を向上させる必要がある。 In this X-ray moving body tracking method, a gating irradiation method is used in which the position of the affected part target is tracked using an orthogonal two-way X-ray fluoroscopic imaging apparatus. That is, in the gating irradiation method, the therapeutic beam is irradiated at a timing when the affected part target is located within the gate that is the irradiation range of the therapeutic beam. In this case, a marker for radiation therapy may be used to identify the position of the affected area target, and it is necessary to improve the distinguishability of the marker area for radiation therapy.
本発明の実施形態は、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。 An object of an embodiment of the present invention is to provide an X-ray moving body tracking apparatus capable of tracking a tracking target with higher accuracy.
本実施形態に係るX線動体追跡装置は、
第1のパルス電圧、及び当該第1のパルス電圧と異なる電圧の第2のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生部と、
前記第1のパルス電圧と前記第2のパルス電圧とに基づき、第1のパルスX線と第2のパルスX線とを発生するX線発生部と、
被検体を透過した前記第1のパルスX線に対応する第1のX線画像データと、当該被検体を透過した前記第2のパルスX線に対応する第2のX線画像データとを撮像するX線撮像部と、
前記第1のX線画像データと、前記第2のX線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像処理部と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカの位置を検出する検出部と、
を備えることを特徴とする。
The X-ray moving body tracking apparatus according to the present embodiment is
A pulse voltage generator for generating a first pulse voltage and a second pulse voltage different from the first pulse voltage at a predetermined interval;
An X-ray generator that generates a first pulse X-ray and a second pulse X-ray based on the first pulse voltage and the second pulse voltage;
Imaging first X-ray image data corresponding to the first pulse X-ray transmitted through the subject and second X-ray image data corresponding to the second pulse X-ray transmitted through the subject. An X-ray imaging unit,
An image processing unit that generates enhanced image data that enhances the contrast of the radiotherapy marker region in the subject using the first X-ray image data and the second X-ray image data;
A detection unit for detecting a position of the radiotherapy marker based on the enhanced image data;
It is characterized by providing.
本実施形態に係るX線動体追跡方法は、
第1のパルス電圧、及び当該第1のパルス電圧と異なる大きさの第2のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生工程と、
前記第1のパルス電圧と前記第2のパルス電圧とに基づき、第1のパルスX線と第2のパルスX線とを発生するX線発生工程と、
被検体を透過した前記第1のパルスX線に対応する第1のX線画像データと、当該被検体を透過した前記第2のパルスX線に対応する第2のX線画像データとを撮像するX線撮像工程と、
前記第1のX線画像データと、前記第2のX線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像データ処工程と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカ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。
The X-ray moving body tracking method according to the present embodiment is:
A pulse voltage generation step of generating a first pulse voltage and a second pulse voltage having a magnitude different from that of the first pulse voltage at a predetermined interval;
An X-ray generation step of generating a first pulse X-ray and a second pulse X-ray based on the first pulse voltage and the second pulse voltage;
Imaging first X-ray image data corresponding to the first pulse X-ray transmitted through the subject and second X-ray image data corresponding to the second pulse X-ray transmitted through the subject. X-ray imaging process
Using the first X-ray image data and the second X-ray image data, an image data processing step for generating enhanced image data for enhancing the contrast of the radiotherapy marker region in the subject;
A detection step of detecting a position of the radiotherapy marker based on the enhanced image data;
It is characterized by providing.
本実施形態に係る画像処理方法は、
被検体を透過した第1のX線に対応する第1の画像データと、前記第1のX線と特性の異なる第2のX線であって、前記被検体を透過した当該第2のX線に対応する第2の画像データとを、取得する取得工程と、
前記第1の画像データの骨部領域から得られた画素値と、前記第2の画像データの前記骨部領域から得られた画素値とに基づく重み付け係数を演算する演算工程と、
前記重み付け係数を用いて前記第1のX画像データと前記第2のX画像データとの差分処理を行う差分処理工程と、
を備えることを特徴とする。
The image processing method according to the present embodiment is as follows:
First image data corresponding to the first X-ray transmitted through the subject, and second X-ray having characteristics different from those of the first X-ray, and the second X-ray transmitted through the subject An acquisition step of acquiring second image data corresponding to the line;
A calculation step of calculating a weighting coefficient based on a pixel value obtained from the bone region of the first image data and a pixel value obtained from the bone region of the second image data;
A difference processing step for performing a difference process between the first X image data and the second X image data using the weighting coefficient;
It is characterized by providing.
本実施形態によれば、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。 According to the present embodiment, it is possible to provide an X-ray moving body tracking apparatus capable of tracking a tracking target with higher accuracy.
以下、図面を参照して本発明に係る実施形態を説明する。本実施形態は、本発明を限定するものではない。 Embodiments according to the present invention will be described below with reference to the drawings. This embodiment does not limit the present invention.
(第1実施形態)
第1実施形態に係るX線動体追跡装置は、第1のパルス電圧、及び第1のパルス電圧と異なる電圧の第2のパルス電圧に基づき、複数の異なる管電圧のパルスX線を照射させ、これら管電圧の異なる複数のX線画像データを用いて、被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成しようとしたものである。より詳しくを、以下に説明する。
(First embodiment)
The X-ray moving body tracking apparatus according to the first embodiment irradiates pulse X-rays having a plurality of different tube voltages based on the first pulse voltage and the second pulse voltage having a voltage different from the first pulse voltage. A plurality of X-ray image data having different tube voltages is used to generate enhanced image data that enhances the contrast of the radiotherapy marker region in the subject. More details will be described below.
図1に基づいて本実施形態に係るX線動体追跡装置1の全体構成を説明する。図1は、第1施形態に係るX線動体追跡装置1の全体構成を説明するブロック図である。 Based on FIG. 1, the whole structure of the X-ray moving body tracking device 1 which concerns on this embodiment is demonstrated. FIG. 1 is a block diagram illustrating the overall configuration of the X-ray moving body tracking apparatus 1 according to the first embodiment.
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1は、呼吸性移動する患部標的の位置を追跡する。より具体的には、X線動体追跡装置1は、第1の高電圧パルス発生部100Aと、第2の高電圧パルス発生部100Bと、第1のX線管部102Aと、第2のX線管部102Bと、第1のX線管支持部104Aと、第2のX線管支持部104Bと、第1のコリメータ部106Aと、第2のコリメータ部106Bと、設定部108と、治療台110と、第1のX線撮像部112Aと、第2のX線撮像部112Bと、第1のX線撮影部114Aと、第2のX線撮影部114Bと、第1の2D画像データ出力部116Aと、第2の2D画像データ出力部116Bと、第1の画像処理部118Aと、第2の画像処理部118Bと、同期制御部120と、3次元変換部122と、標的座標出力部124と、照射許可判定部126とを、備えて構成されている。
As shown in FIG. 1, the X-ray moving body tracking apparatus 1 according to the present embodiment tracks the position of an affected part target that undergoes respiratory movement. More specifically, the X-ray moving body tracking apparatus 1 includes a first high voltage
また、患部標的の位置は、放射線治療用マーカでマークされている。このため、X線動体追跡装置1は、放射線治療用マーカの位置を追跡対象である患部標的の位置として追跡する。 Further, the position of the affected area target is marked with a radiation therapy marker. For this reason, the X-ray moving body tracking apparatus 1 tracks the position of the radiation therapy marker as the position of the affected area target to be tracked.
第1の高電圧パルス発生部100Aは、高電圧パルスを発生する。この第1の高電圧パルス発生部100Aは、高電圧パルスを連続して発生することが可能である。例えば、高電圧パルス発生部100Aは、第1のパルス電圧を発生した後に、所定の間隔で第2のパルス電圧を発生する。第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成は後述する。
The first high
第1のX線管部102Aには、第1の高電圧パルス発生部100Aが発生したパルス電圧が印加される。この第1のX線管部102Aは、印加されたパルス電圧に基づき、パルスX線を発生する。すなわち、第1のX線管部102Aは、第1のパルス電圧と第2のパルス電圧とに基づき、第1のパルスX線と第2のパルスX線とを発生する。
The pulse voltage generated by the first high
より具体的には、パルス電圧は、第1のX線管部102Aの陰極と陽極の間に印加される。この陰極から飛び出した電子は、印加されたパルス電圧の電位に応じたエネルギーを与えられる。そして、陽極に衝突した電子のエネルギーに応じたエネルギーのX線が、陽極から発生する。すなわち、管電圧と発生するX線のエネルギーはほぼ比例する。このため、第1のX線管部102Aは、印加されたパルス電圧の電圧値に応じて、異なるエネルギーのX線を発生する。また、X線管に印加される電圧は、一般に管電圧と呼ばれる。つまり、第1の高電圧パルス発生部100Aが発生するパルス電圧の電圧値は、管電圧に相当する。
More specifically, the pulse voltage is applied between the cathode and anode of the first
ここで、被検体10、すなわち患者のX線吸収率は、X線のエネルギーに応じて異なる。すなわち、管電圧を高めると、発生するX線のエネルギーが高くなり、被検体10を透過する際に減弱されにくくなる。このため、異なるエネルギーのX線を被検体10に照射すると、異なるエネルギーのX線ごとに異なる強度分布のX線画像が発生する。なお、被検体10を透過したX線の2次元強度分布は、X線画像、或いは放射線画像と呼ばれる。 Here, the X-ray absorption rate of the subject 10, that is, the patient varies depending on the energy of the X-rays. That is, when the tube voltage is increased, the energy of the generated X-rays increases, and is less likely to be attenuated when passing through the subject 10. For this reason, when the subject 10 is irradiated with X-rays having different energies, X-ray images having different intensity distributions are generated for the X-rays having different energies. Note that the two-dimensional intensity distribution of X-rays transmitted through the subject 10 is called an X-ray image or a radiation image.
第1のX線管支持部104Aは、第1のX線管部102Aを支持している。第1のコリメータ部106Aは、第1のX線管支持部104Aが支持する第1のX線管部102AのX線出力面に装着され、第1のパルスX線の照射範囲を制御する。これにより、第1のパルスX線の照射範囲が、被検体10の関心領域に制限される。
The first X-ray
設定部108は、第1のパルス電圧及び第2のパルス電圧の発生条件を設定する。この設定部108での設定に従い、第1の高電圧パルス発生部100Aは、高電圧パルスを発生する。また、設定部108は、第1のパルス電圧及び第2のパルス電圧それぞれのパルス幅、パルス電圧の電圧値、第1のパルス電圧と第2のパルス電圧との発生間隔、及び第1のパルス電圧及び第2のパルス電圧を繰り返し生成する発生頻度等を設定する。
The
ここで、パルス幅は、パルスが継続して発生している時間であり、0.1ミリ秒〜3ミリ秒の範囲に設定される。パルス幅は、長くするほど、X線の強度を上げることが可能であり、ノイズを低減できる。一方で、パルス幅を長くすると呼吸性移動する患部が移動し、撮像した画像データにぼけや、位置ずれが生じる。このため、ここでは、1ミリ秒を標準値として用いる。 Here, the pulse width is a time during which the pulse is continuously generated, and is set in a range of 0.1 milliseconds to 3 milliseconds. As the pulse width is increased, the intensity of X-rays can be increased and noise can be reduced. On the other hand, when the pulse width is increased, the affected part that moves in a respiratory manner moves, and the captured image data is blurred or misaligned. For this reason, 1 millisecond is used as the standard value here.
パルス電圧、すなわち管電圧は、60KV〜150KVの範囲に設定される。この電圧値は、撮影部位に応じて定められる。例えば第1のパルス電圧を標準的な値に定める場合、胸部では80KVが設定され、腰椎では130KVが設定される。 The pulse voltage, that is, the tube voltage is set in the range of 60 KV to 150 KV. This voltage value is determined according to the imaging region. For example, when the first pulse voltage is set to a standard value, 80 KV is set for the chest and 130 KV is set for the lumbar spine.
また、上述のように、管電圧を高くするに従いX線のエネルギーが増加する。このため、パルス電圧を高く設定するに従い、パルス幅を短く設定してもよい。これにより、被検体10に照射されるX線のエネルギーの積算量を低減させることが可能である。 Further, as described above, the X-ray energy increases as the tube voltage is increased. For this reason, the pulse width may be set shorter as the pulse voltage is set higher. Thereby, it is possible to reduce the integrated amount of the energy of the X-rays irradiated to the subject 10.
発生間隔は、1ミリ秒〜33ミリ秒の範囲に設定される。この発生間隔は、第1のパルス電圧が発生した後に第2のパルス電圧が発生するまでの時間である。呼吸性移動の大きな部位では、可能な限り発生間隔を短くすると、後述の画像処理でのぼけが低減される。一方で、発生間隔を短くする程、高容量な第1の高電圧パルス発生部100Aが必要になる。このため、ここでは、後述するイメージインテンシファイア等の蛍光体発光減衰時間に起因する残光影響を無視できる時間として3ミリ秒を標準値として用いる。
The generation interval is set in the range of 1 millisecond to 33 milliseconds. This generation interval is the time from when the first pulse voltage is generated until the second pulse voltage is generated. If the generation interval is shortened as much as possible in a region where respiratory movement is large, blur in image processing described later is reduced. On the other hand, the shorter the generation interval, the higher the capacity of the first high-
そして、発生頻度は、1Hz〜60Hzの範囲に設定される。この発生頻度は、1秒間に第1のパルス電圧を何回発生させるかを示す数値である。例えば30Hzであれば、第1のパルス電圧は、1秒間に30回発生させられる。同様に、第2のパルス電圧も、1秒間に30回発生させられる。なお、撮影周期は、発生頻度の逆数である。 The occurrence frequency is set in the range of 1 Hz to 60 Hz. This generation frequency is a numerical value indicating how many times the first pulse voltage is generated per second. For example, if the frequency is 30 Hz, the first pulse voltage is generated 30 times per second. Similarly, the second pulse voltage is also generated 30 times per second. The imaging cycle is the reciprocal of the occurrence frequency.
発生頻度を大きくする程、被曝線量が増す。一方で、発生頻度を小さくすると、患部標的の位置抽出の取得間隔が開いてしまう恐れがある。このため、ここでは、30Hzを標準値として用いる。 The greater the frequency of occurrence, the higher the exposure dose. On the other hand, if the occurrence frequency is reduced, there is a possibility that the acquisition interval of the position extraction of the affected part target is increased. For this reason, 30 Hz is used as a standard value here.
また、設定部108は、撮影部位に応じて発生条件が定められたテーブルに従い、発生条件を設定してもよい。この場合、設定部108は、撮影者が指示する撮影部位に応じた発生条件を第1の高電圧パルス発生部100Aに設定する。
The
さらにまた、設定部108は、撮影部位に応じて第1モード、及び第2モードを設定可能である。第1モードは、第1のパルス電圧及び第2のパルス電圧の電圧値が異なるモードである。第2モードは、第1のパルス電圧及び第2のパルス電圧の電圧値が同等であるモードである。
Furthermore, the
治療台110は、仰向けに横臥した被検体10を固定して搭置する。治療台110は、強度がありX線の吸収が比較的小さいCFRP(炭素繊維強化プラスチック)等の材料で構成されている。 The treatment table 110 is placed with the subject 10 lying on his back fixed. The treatment table 110 is made of a material such as CFRP (carbon fiber reinforced plastic) that has high strength and relatively low X-ray absorption.
第1のX線撮像部112Aは、第1のコリメータ部106Aを介して照射されたパルスX線の強度分布を画像データに変換する。すなわち、この第1のX線撮像部112Aは、第1のX線撮影部114Aと第1の2D画像データ出力部116Aとを備えて構成されている。
The first
第1のX線撮影部114Aを構成する各画素は、パルスX線の強度に応じた値の電気信号に変換して出力する。第1の2D画像データ出力部116Aは、第1のX線撮影部114Aから入力される電気信号を画像データに変換する。この画像データは二次元である。
Each pixel constituting the first
ここでは、第1のX線撮像部112Aは、例えばカラーイメージインテンシファイア(カラーI.I.(登録商標))とカラーカメラとで構成されている。また、カラーイメージインテンシファイアは、出力蛍光体にカラーシンチレータであるY2O2S(Eu)等を使用している。このY2O2S(Eu)の蛍光減衰時間は、およそ1ミリ秒である。
Here, the first
また、第1のX線撮像部112Aに、イメージインテンシファイア(I.I.:Image Intensifier)を用いてもよい。或いは、第1のX線撮像部112Aに、間接変換方式のFPD(FPD:Flat Panel Detector)を用いてもよい。間接変換方式のFPDは、カラーイメージインテンシファイアよりも薄型であるので、X線動体追跡装置1を小型化可能である。
Further, an image intensifier (II) may be used for the first
イメージインテンシファイアは蛍光体にCsI(Na)やCsI(Tl)が使用されている。X線に励起され発光してから消失するまでの時間である蛍光減衰時間は、CsI(Na)では、およそ1050ナノ秒である。また、CsI(Na)では、およそ630ナノ秒である。間接変換型FPDも蛍光体にCsI(Na)やCsI(Tl)を使用しているが、受光素子に用いられているASP(ASP:Amorphous Silicon Photodiode)の電荷読み出し速度が遅く、画像データの読み出しに数10ミリ秒の時間が必要である。このため、数ミリ秒の撮影間隔が必要とされる場合、間接変換型FPDの使用は現状の技術レベルでは制限される。 In the image intensifier, CsI (Na) or CsI (Tl) is used as a phosphor. The fluorescence decay time, which is the time from emission of light emitted by X-ray emission to disappearance, is approximately 1050 nanoseconds for CsI (Na). Moreover, in CsI (Na), it is about 630 nanoseconds. The indirect conversion FPD also uses CsI (Na) or CsI (Tl) as a phosphor, but the charge readout speed of ASP (Amorphous Silicon Photodiode) used in the light receiving element is slow, and image data is read out. It takes several tens of milliseconds. For this reason, when an imaging interval of several milliseconds is required, use of the indirect conversion type FPD is limited at the current technical level.
第1の画像処理部118Aは、第1の2D画像データ出力部116Aから入力された複数の画像データを重み付けして演算処理する。すなわち、第1の画像処理部118Aは、被検体10内の放射線治療用マーカ領域を強調させた強調画像データを生成する。また、第1の画像処理部118Aは、設定部108により設定されたモードに応じて画像データ処理方法を変更する。
The first
第1モードが設定されると、第1の画像処理部118Aは、第1の画像データ及び第2の画像データの差分処理を行う。ここでの差分処理は、例えば放射線治療用マーカ領域のコントラストを上げる処理である。この放射線治療用マーカは、例えば金(Au)で形成されている。差分処理の詳細な処理方法も後述する。
When the first mode is set, the first
第2モードが設定されると、第1の画像処理部118Aは、第1の画像データ及び第2の画像データの加算平均処理を行う。この場合、ノイズは1/√nで低減され放射線治療用マーカ領域が強調される。
When the second mode is set, the first
第2の高電圧パルス発生部100Bは、第1の高電圧パルス発生部100Aと同等の構成であり、第3のパルス電圧、及び第3のパルス電圧と異なる大きさの第4のパルス電圧を所定の間隔で発生する。また、第2のX線管部102Bも第1のX線管部102Aと同等の構成であり、第3のパルス電圧と第4のパルス電圧とに基づき、第3のパルスX線と第4のパルスX線とを発生する。第2のX線管支持部104Bも、第1のX線管支持部104Aと同等の構成であり、第2のX線管部102Bを支持する。さらにまた、第2のコリメータ部106Bも、第1のコリメータ部106Aと同等の構成であり、第2のX線管部102Bが発生する第2のX線の照射範囲を制限する。第2のX線撮像部112Bも、第1のX線撮像部112Aと同等の構成であり、第2のコリメータ部106Bを介して照射されたパルスX線の強度分布に応じた画素値を有する画像データに変換して出力する。さらに、第2のX線撮影部114Bと第1の2D画像データ出力部116Aとを備えて構成されている。そして、第2の画像処理部118Bは、第1の画像処理部118Aと同等の構成であり、異なる時間に撮像された複数の画像データを重み付けして演算処理する。
The second high voltage
X線発管部102A、102BとX線撮像部112A、112Bとからなる2組のX線透視撮影系は被検体10を介して直交配置とする。X線発管部102A、102BとX線撮像部112A、112Bの上下配置は逆にしてもよく、2組のX線透視撮影系を90°傾けて、腹部側及び背中側からX線を照射するように構成してもよい。
Two sets of X-ray fluoroscopic imaging systems including the
同期制御部120は、第1の高電圧パルス発生部100A及び第2の高電圧パルス発生部100Bにおける高電圧パルスの発生タイミングを同期させる制御を行う。さらに、この同期制御部120は、第1のX線撮影部114A及び第2のX線撮影部114Bの撮像タイミングを、この高電圧パルスの発生タイミングに同期させる制御を行う。
The
3次元変換部122は、第1の画像処理部118A及び第2の画像処理部118Bから出力されるそれぞれの2次元の画像データを合成処理して3次元の画像データを生成する。標的座標出力部124は、それぞれの2次元の画像データに基づく3次元の画像データから放射線治療用マーカ領域を検出し、3次元の座標を求める。ここでは、放射線治療用マーカの位置は、患部標的の位置として求められる。
The three-
また、標的座標出力部124は、第1の画像処理部118Aから出力される2次元の画像データに基づいて、放射線治療用マーカの第1の2次元座標を求め、第2の画像処理部118Bから出力される2次元の画像データに基づいて、放射線治療用マーカの第2の2次元座標を求め、第1の2次元座標及び第2の2次元座標に基づいて、放射線治療用マーカの3次元座標を求めてもよい。例えば、標的座標出力部124は、第1の画像処理部118Aから出力される2次元の画像データを2値化処理し、高画素領域の重心を放射線治療用マーカの第1の2次元座標とする。同様に、第2の画像処理部118Bから出力される2次元の画像データを2値化処理し、高画素領域の重心を放射線治療用マーカの第2の2次元座標とする。
In addition, the target coordinate
照射許可判定部126は、この患部標的の3次元座標に基づき、治療用ビームの照射を許可すべきか否かを判定する。すなわち、この照射許可判定部126は、この治療用ビームの照射範囲であるゲート内に、この放射線治療用マーカが位置するか否かを判定する。なお、本実施の形態においては、高電圧パルス発生部100A、100Bが電圧発生部を構成し、X線管部102A、102BがX線発生部を構成し、標的座標出力部124が検出部を構成している。
The irradiation
次に、図2及ぶ図3に基づいて第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成について説明する。X線管には、主に陽極接地、陰極接地、中点接地の3つの方式がある。ここでは、陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aと、中点接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aについて説明する。まず、図2に基づいて陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成について説明する。図2は、陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成を示す図である。
Next, the detailed configuration of the first high-
この図2に示すように第1の高電圧パルス発生部100Aは、制御回路200と、DC(DC:Direct Current)電源202と、インバータ回路204と、昇圧回路205と、インバータ回路206と、昇圧回路207と、高電圧半導体スイッチ208と、フィラメント加熱電源212とを、備えて構成されている。
As shown in FIG. 2, the first high
制御回路200は、設定部108と、同期制御部120と、インバータ回路204と、昇圧回路205と、インバータ回路206と、昇圧回路207と、フィラメント加熱電源212と、高電圧半導体スイッチ208とに接続されている。この制御回路200は、同期制御部120からの同期制御にしたがい、インバータ回路204、206と、昇圧回路205、207と、高電圧半導体スイッチ208と、フィラメント加熱電源212とを制御している。
The
DC電源202は、交流電圧を直流電圧に変換する回路である。交流電圧は、例えば商用電源から得られる。また、DC電源202は、例えばAC/DC変換回路であり、整流ダイオードで交流電圧を整流し、コンデンサを用いて設定された直流電圧に変換する。
The
インバータ回路204は、制御回路200と、DC電源202と、昇圧回路205とに接続されている。このインバータ回路204は、制御回路200の制御に従い、設定部108で設定された発生条件に基づき方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、DC電源202から供給される直流電圧に基づき、所定の周期で生成される。
The
昇圧回路205は、制御回路200とインバータ回路204と第1のX線管部102Aの陽極とに接続されている。この昇圧回路205は、制御回路200の制御に従い、インバータ回路204から入力された電圧を昇圧し、Base電圧として出力する。このBase電圧は、第1のX線管部102Aの陽極に印加される。
The
インバータ回路206もインバータ回路205と同様の構成である。すなわち、インバータ回路206は、制御回路200と、DC電源202と、昇圧回路207とに接続されている。このインバータ回路206は、制御回路200の制御に従い、設定部108で設定された発生条件に基づき方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、DC電源202から供給される直流電圧に基づき、所定の周期で生成される。
The
昇圧回路207も昇圧回路205と同様の構成である。すなわち、制御回路200と、インバータ回路206と、第1のX線管部102Aの陽極とに接続されている。この昇圧回路207は、制御回路200の制御に従い、インバータ回路206から入力された電圧を昇圧し、Bost電圧として出力する。
The
そして、Bost電圧は、高電圧半導体スイッチ208を介して、第1のX線管部102Aの陽極に印加される。また、昇圧回路205、207は、例えばCW(CW:Cockcroft Walton)回路であり、コンデンサとダイオードを多段式に組み合わせて構成されている。
The Boost voltage is applied to the anode of the first
また、高電圧半導体スイッチ208は、制御回路200に接続され、昇圧回路207と第1のX線管部102Aの陽極との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ208は、制御回路200の制御に従い、昇圧回路206と第1のX線管部102Aの陽極とを接続状態、又は非接続状態にする。また、高電圧半導体スイッチ208は、上述の所定撮影周期で切り換えられる。これにより、上述の所定撮影周期でBost電圧が第1のX線管部102Aの陽極に印加される。
The high
さらにまた、高電圧半導体スイッチ208は、IGBT(IGBT:Insulated Gate Bipolar Transistor)やMOSFET(MOSFET:Metal-Oxide-Semiconductor Field-Effect Transistor)等の半導体スイッチング素子を複数接続することで、構成可能である。
Furthermore, the high-
フィラメント加熱電源212は、第1のX線管部102A内のフィラメントに接続されている。このフィラメント加熱電源212は、フィラメントに規定の電流を流すために10V程度の電圧を印加してフィラメント自身を加熱する。この電流値に応じてフィラメントから発生する電子の数が調整される。すなわち、フィラメントに流れる電流は、第1のX線管部102Aの管電流に対応している。なお、本実施形態では、Base電圧が第1のパルス電圧に対応し、Bost電圧が第2のパルス電圧に対応する。
The filament
次に、図3に基づいて中点接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成について説明する。図2に示した第1の高電圧パルス発生部100Aの第1のX線管部102Aは陰極固定型のため、電流に制限がある。これにより、SID(SID:Source Image receptor Distance)が長いと、必要な管電流が得られないことがある。このため、大きな管電流が必要な場合、陽極回転型のX線管が使用される。この陽極回転型のX線管の多くは中点接地方式である。すなわち、中点接地方式の第1の高電圧パルス発生部100Aは、大きな管電流が必要な場合に使用される。
Next, the detailed configuration of the first high-
図3は、中点接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの詳細な構成を示す図である。この図3に示すように、第1の高電圧パルス発生部100Aは、制御回路214と、DC電源202と、インバータ回路204と、昇圧回路205、と、インバータ回路206と、昇圧回路207と、高電圧半導体スイッチ208と、フィラメント加熱電源212と、高電圧半導体スイッチ222とを、備えて構成されている。図2と同等の構成には同一の番号を附して説明を省略する。この図3に示すように、陰極にも、負(−)の高電圧が印加されることで図2に示す第1の高電圧パルス発生部100Aと相違している。
FIG. 3 is a diagram showing a detailed configuration of the first high-
制御回路214は、同期制御部120と、インバータ回路204、206と、昇圧回路205、207と、高電圧半導体スイッチ208、222と、フィラメント加熱電源212とに接続されている。この制御回路214は、同期制御部120の同期制御にしたがい、インバータ回路204、206と、昇圧回路205、207と、高電圧半導体スイッチ208、222と、フィラメント加熱電源212とを制御している。
The
インバータ回路204、206は、制御回路214とDC電源202とに接続されている。このインバータ回路204、206は、制御回路214の制御に従い、方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、DC電源202から供給される直流電圧に基づき、上述の所定周期で生成される。
The
昇圧回路205は、インバータ回路204と制御回路214と第1のX線管部102Aの陰極とに接続されている。この昇圧回路205は、制御回路214の制御に従い、高電圧半導体スイッチ222を介してインバータ回路204から供給される方形状の電圧を昇圧し、負(−)のBase電圧及び負(−)のBost電圧として出力する。この負(−)のBase電圧及び負(−)のBost電圧は、第1のX線管部102Aの陰極に印加される。
The
昇圧回路207は、インバータ回路206と制御回路214と第1のX線管部102Aの陽極とに接続されている。この昇圧回路207は、制御回路214の制御に従い、高電圧半導体スイッチ208を介してインバータ回路206から供給される方形状の電圧を昇圧し、正(+)のBase電圧及び正(+)のBost電圧として出力する。この正(+)のBase電圧及び正(+)のBost電圧は、第1のX線管部102Aの陽極に印加される。
The
高電圧半導体スイッチ208は、制御回路214に接続され、インバータ回路206と昇圧回路207との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ208は、制御回路214の制御に従い、インバータ回路206と昇圧回路207とを接続状態、又は非接続状態にする。
The high
高電圧半導体スイッチ222は、制御回路214に接続され、インバータ回路204と昇圧回路205との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ222は、制御回路214の制御に従い、インバータ回路204と昇圧回路205とを接続状態、又は非接続状態にする。
The high
以上が本実施形態に係るX線動体追跡装置1の構成の説明であるが、次に図4及び図5に基づいて、陰極接地方式の第1の高電圧パルス発生部100Aにおけるモードごとの動作例を説明する。上述のように、設定部108は、第1モード、及び第2モードを設定可能である。
The above is the description of the configuration of the X-ray moving body tracking apparatus 1 according to the present embodiment. Next, based on FIG. 4 and FIG. 5, the operation for each mode in the first high-
まず、図4に基づいて、第1モードでの陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの動作例を説明する。図4は、第1モードでの陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aのタイミングチャートを示す図である。 (a)図が、昇圧回路207が発生する高電圧パルスを示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスの電圧値、すなわち管電圧を示している。
First, an operation example of the first high-
(b)図は、高電圧半導体スイッチ208が接続されるタイミングを示している。ONと示される期間に、高電圧半導体スイッチ208が接続されている。
FIG. 4B shows the timing when the high
(c)図は、フィラメント加熱電源212がフィラメントに規定の電流を流すタイミングを示している。ONと示される期間に、電流が流されている。
(c) The figure shows the timing when the filament
(d)図は、第1のX線管部102がパルスX線を発生するタイミングを示している。高圧Lと示される期間に、Base電圧に対応した高圧LのパルスX線を発生している。また、高圧Hと示される期間に、Bost電圧に対応した高圧HのパルスX線を発生している。 FIG. 4D shows the timing at which the first X-ray tube unit 102 generates pulse X-rays. During the period indicated as high voltage L, high voltage L pulse X-rays corresponding to the Base voltage are generated. Further, during the period indicated as high voltage H, high voltage H pulse X-rays corresponding to the Post voltage are generated.
この図4(c)に示すように、フィラメント加熱電源212は、パルス幅1msの間、フィラメントに規定の電流を流す。このタイミングにBase電圧は第1のX線管部102Aの陽極に印加され、高圧LのパルスX線が発生する。
As shown in FIG. 4 (c), the filament
続いて、高電圧半導体スイッチ208は、Base電圧を印加した後に3msが経過すると、1msの間、昇圧回路207と第1のX線管部102Aの陽極とを接続状態にする。これにより、昇圧回路207は、パルス幅1msのBost電圧を第1のX線管部102Aの陽極に印加する。このパルス幅1msの間、フィラメント加熱電源212フィラメントに規定の電流を流し、高圧HのパルスX線が発生する。
Subsequently, when 3 ms elapses after the Base voltage is applied, the high-
そして、さらに28msが経過すると、昇圧回路205は、パルス幅1msのBase電圧を第1のX線管部102Aの陽極に印加する。このように33msの間隔で繰り返し高圧L、HのパルスX線が第1のX線管部102Aから発生する。
When another 28 ms elapses, the
次に、図5に基づいて第2モードでの陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aの動作例を説明する。図5は、第2モードでの陰極接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aのタイミングチャートを示す図である。図5で示す動作例は、Base電圧及びBost電圧が同等の値であることで図4に示す動作例と相違する。第2モードでは、昇圧回路205は、パルス幅1msのBase電圧を第1のX線管部102Aの陽極に印加する。そして、さらに3msが経過すると、昇圧回路207は、Base電圧と同等の電圧であるパルス幅1msのBost電圧を第1のX線管部102Aの陽極に印加する。これにより、3msの間隔で高圧LのパルスX線が照射される。その他の動作は、図4と同等であるので、説明を省略する。
Next, an operation example of the first high-
次に、図6に基づいて、中点接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aにおける第1モードでの動作の一例を説明する。図6は、中点接地方式用の第1の高電圧パルス発生部100Aのタイミングチャートを示す図である。
Next, an example of the operation in the first mode in the first high-
(a)図が、昇圧回路207が発生する正(+)のBase電圧及び正(+)Bost電圧を示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスの電圧値を示している。同様に、(b)図が、昇圧回路205が発生する負(−)のBase電圧及び負(−)のBost電圧を示している。
(A) The figure has shown the positive (+) Base voltage and positive (+) Boost voltage which the
(c)図は、高電圧半導体スイッチ208が接続されるタイミングを示している。ONと示される期間に、高電圧半導体スイッチ208が接続されている。同様に(d)図は、高電圧半導体スイッチ222が接続されるタイミングを示している。ONと示される期間に、高電圧半導体スイッチ222が接続されている。
(C) The figure shows the timing at which the high
(e)図は、フィラメント加熱電源212がフィラメントに規定の電流を流すタイミングを示している。ONと示される期間に、電流が流されている。
(E) The figure has shown the timing which the filament
(f)図は、第1のX線管部102がX線を発生するタイミングを示している。高圧Lと示される期間に、Base電圧に対応した高圧LのパルスX線を発生している。また、高圧Hと示される期間に、Bost電圧に対応した高圧HのパルスX線を発生している。 (F) The figure shows the timing at which the first X-ray tube unit 102 generates X-rays. During the period indicated as high voltage L, high voltage L pulse X-rays corresponding to the Base voltage are generated. Further, during the period indicated as high voltage H, high voltage H pulse X-rays corresponding to the Post voltage are generated.
この図6に示すように、昇圧回路205,207は、パルス幅1msのBase電圧を第1のX線管部102Aの陰極及び陽極にそれぞれに印加する。また、このタイミングで高電圧半導体スイッチ208、222は接続され、フィラメント加熱電源212がフィラメントに規定の電流を流す。また、第1のX線管部102がX線が高圧Lと示される期間に、Base電圧に対応した高圧LのパルスX線を発生する。
As shown in FIG. 6, the
続いて、Base電圧を印加した後に3msが経過すると、昇圧回路204,207は、パルス幅1msのBost電圧を第1のX線管部102Aの陰極及び陽極にそれぞれに印加する。また、このタイミングで高電圧半導体スイッチ208、222は接続され、フィラメント加熱電源212がフィラメントに規定の電流を流す。また、第1のX線管部102がX線が高圧Hと示される期間に、Bost電圧に対応した高圧HのパルスX線を発生する。
Subsequently, when 3 ms elapses after the Base voltage is applied, the
そして、さらに28msが経過すると、昇圧回路205、207は、パルス幅1msのBase電圧を第1のX線管部102Aに印加する。このように33msの間隔で繰り返しBase電圧及Bost電圧が第1のX線管部102Aに印加され、高圧L、HのパルスX線が発生する。
When 28 ms elapses, the
次に図7及び図8に基づいて第1のX線管部102A及びX線撮影部114A、114Bの動作例を説明する。ここでは、図2に示した陰極接地方式の第1の高電圧パルス発生部100Aが発生した高電圧パルスを第1のX線管部102Aの陽極に印加する場合について説明する
まず、図7に基づいて、第1モードでの第1のX線管部102A及び第1のX線撮影部114Aの動作例を説明する。図7は、第1モードでの第1のX線管部102A及び第1のX線撮影部114Aのタイミングチャートを示す図である。ここでは、図4で例示したBase電圧及びBost電圧が第1のX線管部102Aの陽極に印加される場合について説明する。上側の図は、第1のX線管部102Aが発生するパルスX線を示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスX線を発生させるために印加した管電圧の大きさを示している。
Next, an example of the operation of the first
下側の図は、第1のX線撮影部114Aが撮像するタイミングを示している。第1の画像データと示す期間に、第1の画像データが撮像されている。同様に、第2の画像データと示す期間に、第2の画像データが撮像されている。
The lower diagram shows the timing at which the first
この図7に示すように、第1のX線管部102Aは、Base電圧が印加されると、パルス幅1msの第1のパルスX線(高圧LのパルスX線)を発生する。続いて、第1のパルスX線を発生した後に3msがさらに経過すると、Bost電圧が印加される。これにより、パルス幅1msの第2のパルスX線(高圧HのパルスX線)を発生する。さらに、第2のパルスX線を発生した後に28ms経過すると、再び第1のパルスX線を発生させる。
As shown in FIG. 7, when the Base voltage is applied, the first
第1のX線撮影部114Aは、第1のX線管部102Aが発生するパルスX線に同期して、第1の画像データ及び第2の画像データを撮像する。このように33msの間隔で繰り返し第1のパルスX線及第2のパルスX線が発生される。
The first
次に、図8に基づいて、第2モードでの第1のX線管部102A及び第1のX線撮影部114Aの動作例を説明する。図8は、第2モードでの第1のX線管部102A及び第1のX線撮影部114Aのタイミングチャートを示す図である。ここでは、図5で例示したBase電圧及びBost電圧が第1のX線管部102Aの陽極に印加される場合について説明する。
Next, based on FIG. 8, an operation example of the first
図7と同様に、上側の図が、第1のX線管部102Aが発生するパルスX線を示している。また、下側の図が、第1のX線撮影部114Aが撮像するタイミングを示している。第1のパルスX線(高圧LのパルスX線)と第2のパルスX線(高圧HのパルスX線)の大きさが同等であることで、図7の動作例と相違する。
Similar to FIG. 7, the upper diagram shows the pulse X-rays generated by the first
この図8に示すように、第1のパルスX線と第2のパルスX線を発生した後に28ms経過すると、再び第1のパルスX線を発生させる。第1のX線撮影部114Aは、第1のX線管部102Aが発生するパルスX線に同期して、第1の画像データ及び第2の画像データを撮像する。このように33msの間隔で繰り返し第1のパルスX線及第2のパルスX線が発生される。
As shown in FIG. 8, when 28 ms elapses after generating the first pulse X-ray and the second pulse X-ray, the first pulse X-ray is generated again. The first
なお、カラーイメージインテンシファイアを用いる場合、パルスX線のパルス幅を、出力蛍光体の蛍光減衰時間と同じ1ミリ秒に設定してよい。或いは、パルスX線のパルス幅を、出力蛍光体の蛍光減衰時間の2倍以上となる2ミリ秒〜3ミリ秒に設定してもよい。 When a color image intensifier is used, the pulse width of the pulse X-ray may be set to 1 millisecond, which is the same as the fluorescence decay time of the output phosphor. Alternatively, the pulse width of the pulse X-ray may be set to 2 to 3 milliseconds, which is twice or more the fluorescence decay time of the output phosphor.
次に、図9に基づいて第1の画像処理部118Aでの差分処理について説明する。図9は、差分処理について説明する図である。ここでは、例えば図7で示すように第1のパルスX線(高圧LのパルスX線)で撮像した低管電圧の画像データ(L)と、第2のパルスX線(高圧HのパルスX線)で撮像した高管電圧の画像データ(H)とを用いた差分処理例について説明する。図9(a)で示す図は、画像データ(L)の領域別の代表画素値を示している。横軸は領域をあらわしている。縦軸は、画素値をあらわしている。ここで、auが放射線治療用マーカ、例えば金で形成された放射線治療用マーカ領域を示し、bが骨部領域を示し、Sが皮膚領域を示している。同様に、図9(b)で示す図は、画像データ(H)の領域別の代表画素値を示している。図9(C)で示す図は、差分処理後の差分画像データ(D)における領域別の画素値の代表値を示している。
Next, the difference processing in the first
上述のように、異なるパルス電圧を第1のX線管部102Aに印加すると、異なる特性のX線が発生する。このため、異なる特性のX線で撮像された画像データの画素値分布も異なる。これにより、図9(a)における放射線治療用マーカ領域の代表画素値と、骨部領域の代表画素値との比が、図9(b)における放射線治療用マーカ領域の代表画素値と、骨部領域の代表画素値との比とが異なる。例えば、図9(a)における比は、300/120=2.5であり、図9(b)における比は、200/96=2.08である。
As described above, when different pulse voltages are applied to the first
ここでの差分処理は、このような特性を用いて、放射線治療用マーカ領域が強調された差分画像データ(D)を得る。この差分処理は、例えば、放射線治療用マーカ領域が骨部領域と重なって撮像される場合に用いられる。 The difference processing here uses such characteristics to obtain difference image data (D) in which the radiotherapy marker region is emphasized. This difference processing is used, for example, when the radiotherapy marker region is imaged so as to overlap the bone region.
このような差分処理は、例えばD(x、y)=(L(x、y)−K1×H(x、y))×K2なる式に従い演算処理される。ここで、画像データ(L)をL(x、y)で示し、画像データ(H)をH(x、y)で示し、差分画像データ(D)をD(x、y)で示す。また、(x、y)は、画像データの座標を示し、K1は重み付け係数を示し、K2は、差分画像データ(D)の画素値範囲を所定範囲にするための係数を示す。この式を簡略化して、D=(L−K1×H)×K2なる式で示す場合もある。 Such a difference process is arithmetically processed according to, for example, an expression D (x, y) = (L (x, y) −K1 × H (x, y)) × K2. Here, the image data (L) is indicated by L (x, y), the image data (H) is indicated by H (x, y), and the difference image data (D) is indicated by D (x, y). Further, (x, y) represents the coordinates of the image data, K1 represents a weighting coefficient, and K2 represents a coefficient for setting the pixel value range of the difference image data (D) to a predetermined range. In some cases, this equation is simplified and expressed by the equation D = (L−K1 × H) × K2.
より具体的には、まず、画像データ(L)から画像データ(H)を減算する場合に、骨部領域の代表画素値が0になる重み付け係数K1を求める。ここでは、画像データ(L)の骨部領域の代表画素値は120であり、画像データ(H)の骨部領域の代表画素値は96である。このため、120を96で除算ずることで、重み付け係数K1=1.25を得ることができる。また、ここでの骨部領域の代表画素値は、例えば領域抽出により抽出された骨部領域内の画素値の平均値を用いる。 More specifically, first, when the image data (H) is subtracted from the image data (L), a weighting coefficient K1 for obtaining a representative pixel value of 0 in the bone region is obtained. Here, the representative pixel value of the bone region of the image data (L) is 120, and the representative pixel value of the bone region of the image data (H) is 96. Therefore, by dividing 120 by 96, the weighting coefficient K1 = 1.25 can be obtained. In addition, as the representative pixel value of the bone region here, for example, an average value of pixel values in the bone region extracted by region extraction is used.
次に、重み付け係数K1=1.25を画像データ(H)に乗算し、画像データ(L)から減算する。すなわち、画像データ(L)の骨部領域の代表画素値と、画像データ(H)の骨部領域の代表画素値とを0にする重み付け差分処理を画像データ(L)及び画像データ(H)に行う。 Next, the weighting coefficient K1 = 1.25 is multiplied by the image data (H) and subtracted from the image data (L). That is, a weighted difference process for setting the representative pixel value of the bone region of the image data (L) and the representative pixel value of the bone region of the image data (H) to 0 is performed on the image data (L) and the image data (H). To do.
次に、差分処理で得られた差分画像データ(D)の画素値範囲を所定の範囲にする係数K2を求める。例えば、差分画像データ(D)の画素値範囲が0〜50である場合に、画素値範囲0〜300にする係数K2を求める。この場合、画素値範囲0〜300の最大値300を差分画像データ(D)の最大値50で除算し、係数K2=6.0が求められる。
Next, a coefficient K2 is obtained for setting the pixel value range of the difference image data (D) obtained by the difference process to a predetermined range. For example, when the pixel value range of the difference image data (D) is 0 to 50, the coefficient K2 for obtaining the
そして、係数K2を差分処理で得差分画像データ(D)に乗算する。これにより、差分画像データ(D)の画素幅を、所定の画素値範囲にする演算が行われる。なお、差分画像データ(D)に係数K2を乗算してもよい。或いは差分画像データ(D)に係数係K2を乗算しなくてもよい。係数K2を乗算することにより放射線治療用マーカ領域のコントラストが強調される。一方で、係数係K2を乗算しない場合でも、放射線治療用マーカ領域のコントラストは、相対的に改善されている。ここで、係数係K2を乗算した場合の画像データも、係数係K2を乗算しない場合の画像データも、差分画像データ(D)とよぶ。このように、ここではD=(L−1.25×H)×6.0なる演算が行われる。 Then, the difference image data (D) is multiplied by the coefficient K2 by the difference process. Thereby, the calculation which makes the pixel width of difference image data (D) the predetermined pixel value range is performed. Note that the difference image data (D) may be multiplied by a coefficient K2. Alternatively, the difference image data (D) may not be multiplied by the coefficient coefficient K2. By multiplying the coefficient K2, the contrast of the radiotherapy marker region is enhanced. On the other hand, even when the coefficient coefficient K2 is not multiplied, the contrast of the radiotherapy marker region is relatively improved. Here, both the image data when multiplied by the coefficient coefficient K2 and the image data when not multiplied by the coefficient coefficient K2 are referred to as difference image data (D). In this way, the calculation of D = (L−1.25 × H) × 6.0 is performed here.
これにより、差分画像データ(D)を得ることができる。図9(a)で示すように、一般に、放射線治療用マーカ領域は金属であるのでX線を透過せず、骨部領域よりも高画素値になる。このため、図9(C)で示すように、この差分処理により、放射線治療用マーカ領域の代表画素値は0にならない。一方で骨部領域の代表画素値は0になる。 Thereby, difference image data (D) can be obtained. As shown in FIG. 9A, generally, since the radiotherapy marker region is a metal, it does not transmit X-rays and has a higher pixel value than the bone region. For this reason, as shown in FIG. 9C, the representative pixel value of the radiotherapy marker region does not become 0 by this difference processing. On the other hand, the representative pixel value in the bone region is zero.
これらのことから分かるように、骨部領域のコントラストは、差分処理前よりも低減されるのである。これにより、相対的に放射線治療用マーカ領域のコントラストが向上するので、放射線治療用マーカ領域の識別性が向上する。 As can be seen from these facts, the contrast of the bone region is reduced more than before the difference processing. As a result, the contrast of the radiotherapy marker region is relatively improved, so that the discrimination of the radiotherapy marker region is improved.
また、ここでの画像データは、X線の照射強度が低くなるに従い高画素になる。一方で、ネガポジ反転させた状態、すなわちX線の照射強度が低くなるに従い低画素値になる画像データにも同様の処理を行うことが可能である。 Further, the image data here becomes a high pixel as the X-ray irradiation intensity decreases. On the other hand, it is possible to perform the same processing on the image data that is in the negative / positive inversion state, that is, the image data that has a lower pixel value as the X-ray irradiation intensity decreases.
このように骨部領域の代表画素値を用いることで、放射線治療用マーカを強調した画像を得ることができる。なお、骨部領域内の代表画素値は、被写体領域内の画素値のヒストグラム解析により求めてもよい。 As described above, by using the representative pixel value of the bone region, an image in which the radiotherapy marker is emphasized can be obtained. Note that the representative pixel value in the bone region may be obtained by histogram analysis of the pixel value in the subject region.
次に、撮像部112A、112Bにカラーイメージインテンシファイアを用いる場合のカラー画像データ別の差分処理例について説明する。まず、カラーイメージインテンシファイアにおけるカラー画像データ別のX線感度を説明する。
Next, an example of difference processing for each color image data when a color image intensifier is used for the
カラーイメージインテンシファイアに用いられる出力蛍光体Y2O2S(Eu)は、同じエネルギー及び強度のX線を照射した時、赤色領域が最も強く発光し、続いて緑色、青色の順に発光が弱くなる。蛍光体Y2O2S(Eu)は、Eu成分の濃度を変更することで、赤色領域すなわちR成分、緑色領域すなわちG成分、青色領域すなわちB成分の発光量を調整可能である。このため、カラーイメージインテンシファイアに用いるCCD撮影素子のR、G、B画素それぞれの感度特性に合わせ、蛍光体Y2O2S(Eu)の成分が調整されている。 When the output phosphor Y 2 O 2 S (Eu) used in the color image intensifier is irradiated with X-rays having the same energy and intensity, the red region emits the strongest light, and then the light is emitted in the order of green and blue. become weak. The phosphor Y 2 O 2 S (Eu) can adjust the light emission amount of the red region, that is, the R component, the green region, that is, the G component, and the blue region, that is, the B component, by changing the concentration of the Eu component. For this reason, the components of the phosphor Y 2 O 2 S (Eu) are adjusted in accordance with the sensitivity characteristics of the R, G, and B pixels of the CCD imaging device used in the color image intensifier.
すなわち、出力蛍光体Y2O2S(Eu)の発光を、赤色を撮像するR画素と、緑色を撮像するG画素と、青色を撮像するB画素とを有するカラーカメラで撮影する。これにより、入射されるX線の強度に応じて感度の異なるR、G、Bの信号に変換されている。すなわち、X線に対して、R画素が最も感度が高く、G画素、B画素の順に感度が低くなる。換言すると、R画素で撮像された赤色画像データがX線に対して最も感度が高く、G画素で撮像された緑色画像データ、B画素で撮像された青色画像データの順に感度が低くなる。ここでの感度が高いとは、同一のX線強度に対して画素値が高くなることを意味する。または、同一のX線強度に対してS/N比が高くなることを意味する。 That is, the light emission of the output phosphor Y 2 O 2 S (Eu) is captured by a color camera having an R pixel that captures red, a G pixel that captures green, and a B pixel that captures blue. As a result, the signals are converted into R, G, and B signals having different sensitivities in accordance with the intensity of the incident X-rays. That is, for X-rays, the R pixel has the highest sensitivity, and the sensitivity decreases in the order of the G pixel and the B pixel. In other words, red image data captured by the R pixel has the highest sensitivity to X-rays, and the sensitivity decreases in the order of green image data captured by the G pixel and blue image data captured by the B pixel. Here, high sensitivity means that the pixel value becomes high for the same X-ray intensity. Or it means that the S / N ratio becomes high for the same X-ray intensity.
このように、感度の異なる3種類の画像データが得られる。なお、これらの画像データを合成することで、ダイナミックレンジを広げた画像データを得ることが可能になる。 In this way, three types of image data with different sensitivities are obtained. Note that by combining these image data, it is possible to obtain image data with an expanded dynamic range.
次に、カラー画像データ別の差分処理例について説明する。モノクロカメラでは白から黒の濃淡として1本の特性曲線しか持たない。一方で、カラーカメラの場合には、光三原色のR、G、Bそれぞれに濃淡の特性曲線を持たせることが可能である。このため、R画素で得られたR画像データ、G画素で得られたG画像データ、B画素で得られたB画像データそれぞれ毎に、特性の異なる差分処理後の画像データを得ることが可能である。 Next, a difference processing example for each color image data will be described. Monochrome cameras have only one characteristic curve as shades of white to black. On the other hand, in the case of a color camera, it is possible to give each of R, G, and B of the three primary colors light and dark characteristic curves. For this reason, it is possible to obtain image data after differential processing having different characteristics for each of R image data obtained by R pixels, G image data obtained by G pixels, and B image data obtained by B pixels. It is.
被写体内のX線を透過したX線量が少ない領域には、感度の高いR画像データを用いた差分処理を行う。例えば、骨部に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、R画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。 Difference processing using high-sensitivity R image data is performed on an area where the X-ray dose transmitted through the X-ray in the subject is small. For example, a difference process using R image data is performed on a region where a radiotherapy marker region overlaps a bone part. Thereby, it is possible to improve the contrast of the radiotherapy marker region as compared with the case of using monochrome image data.
一方で、被写体を透過したX線量が多い領域には、感度の低いB画像データを用いた差分処理を行う。例えば、皮膚領域に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、B画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。 On the other hand, a difference process using low-sensitivity B image data is performed on an area where the X-ray dose transmitted through the subject is large. For example, a difference process using B image data is performed on an area where the radiotherapy marker area overlaps the skin area. Thereby, it is possible to improve the contrast of the radiotherapy marker region as compared with the case of using monochrome image data.
また、例えば臓器部に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、G画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。このように、射線治療用マーカ領域が配置された被写体内の領域のX線吸収量に応じて、差分処理に用いる画像データを変更する。これにより、放射線治療用マーカ領域のコントラストをより向上させて画像データを得ることが可能である。 Further, for example, a difference process using G image data is performed on a region where the radiotherapy marker region overlaps the organ part. Thereby, it is possible to improve the contrast of the radiotherapy marker region as compared with the case of using monochrome image data. Thus, the image data used for the difference process is changed according to the X-ray absorption amount of the region in the subject where the radiation treatment marker region is arranged. Thereby, it is possible to obtain image data by further improving the contrast of the radiotherapy marker region.
これらのことから分かるように、呼吸性移動する患部標的を治療する際、所定時間内にそれぞれ異なる管電圧のX線で撮像を行うことでモーションアーチファクトを抑制した差分処理後の強調画像データを得ることができる。このため、従来識別が困難であった放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。これにより、放射線治療用マーカの識別精度を向上させたX線動体追跡装置1を実現できる。 As can be seen from these facts, when treating an affected part target that undergoes respiratory movement, enhanced image data after differential processing that suppresses motion artifacts is obtained by imaging with X-rays of different tube voltages within a predetermined time. be able to. For this reason, it is possible to improve the contrast of the radiotherapy marker region, which has been difficult to identify conventionally. Thereby, the X-ray moving body tracking apparatus 1 which improved the identification accuracy of the marker for radiotherapy can be implement | achieved.
本実施形態によれば、第1のパルス電圧、及び第1のパルス電圧と異なる大きさの第2のパルス電圧に基づき、複数の異なる管電圧のパルスX線をX線管部102A、102Bに照射させ、管電圧のことなる複数のX線画像データを用いて、画像処理部118A、118Bに被検体10内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成させることとした。このため、放射線治療用マーカ領域をより精度よく検出できる。これにより、被検体10内の追跡対象の位置をより精度よく検出することができる。
According to this embodiment, based on the first pulse voltage and the second pulse voltage having a magnitude different from that of the first pulse voltage, a plurality of pulse X-rays having different tube voltages are supplied to the
(第2実施形態)
第2実施形態に係るX線動体追跡装置は、呼吸波形に基づき、撮影周期を変更させることにより、被検体に照射されるX線の積算量を低減しようとしたものである。第1実施形態と相違する点を以下に説明する。
(Second Embodiment)
The X-ray moving body tracking apparatus according to the second embodiment attempts to reduce the integrated amount of X-rays irradiated to the subject by changing the imaging cycle based on the respiratory waveform. Differences from the first embodiment will be described below.
次に図10に基づいて第2実施形態に係るX線動体追跡装置について説明する。図10は、第2実施形態に係るX線動体追跡装置の構成を示すブロック図である。この図10に示すように呼吸モニタ部300と、呼吸波形生成部302と、撮影周期設定部304とを備えることで第1実施形態に係るX線動体追跡装置と相違する。第1実施形態に係るX線動体追跡装1と同一の構成には、同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
Next, an X-ray moving body tracking apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 10 is a block diagram showing the configuration of the X-ray moving body tracking apparatus according to the second embodiment. As shown in FIG. 10, the
呼吸モニタ部300は、呼吸波形に関連する測定信号を被検体10から取得する。この測定信号は、例えば腹部の高さを示すのである。この呼吸モニタ部300には非接触式センサ及び接触式センサを用いることが可能である。例えば、この非接触式センサとして、赤外線式、超音波式、電波式、レーザー式等を呼吸モニタ部300に用いることが可能である。
The
呼吸波形生成部302は、呼吸モニタ部300で取得された腹部の高さの情報などに基づき呼吸波形を生成する。呼吸モニタ部300で測定された腹部の高さと、肺内の空気量の時系列変化とは高い相関を有する。このため、呼吸波形生成部302は、予め得られた腹部高さの時系列変化と肺野内の空気量の時系列変化との関係を用いて、呼吸波形を生成する。例えば、この呼吸波形生成部302は、吸気の期間における腹部の高さを入力値とし、肺野内の空気量を出力値とする関数を予め生成する。同様に、呼気の期間における腹部の高さを入力値とし、肺野内の空気量を出力値とする関数を予め生成する。これにより、この呼吸波形生成部302は、これらの関数を用いて腹部の高さを肺野内の空気量に変換し、呼吸波形を生成する。
The respiration
撮影周期設定部304は、呼吸波形生成部302で生成した呼吸波形に基づき、撮影周期を変更する。この撮影周期設定部304は、被検体10が予め定められた呼吸状態にある場合に解析信号を生成する。例えば、この呼吸波形の値が予め定められたしきい値以下である場合に解析信号を生成する。
The imaging
そして、撮影周期設定部304は、解析信号に基づき撮影周期を設定する。すなわち、解析信号が生成されている期間は、放射線治療用マーカがゲート内或いはゲートに近づいているので、パルスX線を照射する撮影周期を第1の撮影周期に設定する。例えば第1の撮影周期は33ミリ秒である。
Then, the shooting
一方で、解析信号が入力されていない場合には、放射線治療用マーカがゲートから離れた位置にあるので、撮影周期を第2の撮影周期に設定する。この第2の撮影周期は、第1の撮影周期よりも長く設定される。例えば、第2の撮影周期は100ミリ秒である。 On the other hand, when no analysis signal is input, the radiotherapy marker is located away from the gate, so the imaging cycle is set to the second imaging cycle. This second imaging cycle is set longer than the first imaging cycle. For example, the second imaging cycle is 100 milliseconds.
このように、放射線治療用マーカがゲートから離れた位置では、撮影周期を長くする。すなわち、X線パルスの照射頻度を減らすので、被検体10へ照射するX線の積算量を低減可能である。 Thus, the imaging cycle is lengthened at the position where the radiotherapy marker is away from the gate. That is, since the irradiation frequency of X-ray pulses is reduced, the integrated amount of X-rays irradiated to the subject 10 can be reduced.
本実施形態によれば、撮影周期設定部304が呼吸波形生成部302で生成した呼吸波形に基づき、撮影周期を変更させることとした。これにより、被検体10に照射されるX線の積算量を低減することができる。
According to this embodiment, the imaging
(第3実施形態)
上述した第2の実施形態においては、3次元変換部122は、画像処理部118A、118Bで生成された複数の画像データに基づいて追跡対象の3次元位置を検出していたが、第3実施形態においては、一つの画像データ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2実施形態と異なる部分を説明する。
(Third embodiment)
In the second embodiment described above, the three-
図11は、第3実施形態に係るX線動体追跡装置1の構成を説明するブロック図である。この図11に示すように、本実施形態に係るX線動体追跡装置は、第2実施形態に係るX線動体追跡装置と比べると、X線管支持部104AとX線撮影部114Aを含む一組の撮影系だけを備えており、また、表示部400を更に備える点で相違している。第1実施形態に係るX線動体追跡装1と同一の構成には、同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
FIG. 11 is a block diagram illustrating the configuration of the X-ray moving body tracking apparatus 1 according to the third embodiment. As shown in FIG. 11, the X-ray moving body tracking apparatus according to this embodiment includes an X-ray
本実施形態では、標的座標出力部124は、画像処理部118Aが出力した2次元の強調画像データに基づいて、被検体10内の追放射線治療用マーカの位置を検出する。
In the present embodiment, the target coordinate
表示部400は、画像処理部118Aが出力した2次元の差分画像データを順次表示すると共に、標的座標出力部124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。この表示部は、例えば、モニタで構成されている。402が、画像処理部118Aが出力した2次元の差分画像データに基づく映像を示している。また、404が標的座標出力部124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。ここで、点線で示す範囲が、治療用ビームの照射範囲であるゲートを示し、このゲート内の陰影が腫瘍影を示している。
The
これにより、標的座標出力部124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を強調画像データと共に示すことから、他の孤立影等と追跡対象である追放射線治療用マーカの識別を容易に行うことができる。
Thus, since the display form indicating the position of the tracking target is displayed together with the emphasized image data based on the two-dimensional position obtained by the target coordinate
以上のように、本実施形態に係るX線動体追跡装置によれば、画像処理部118Aで生成された強調画像データに基づいて標的座標出力部124が追放射線治療用マーカの2次元位置を検出することとした。このため、追放射線治療用マーカの位置をより精度よく取得することができる。
As described above, according to the X-ray moving body tracking apparatus according to the present embodiment, the target coordinate
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、方法およびシステムは、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、方法およびシステムの形態に対し、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。 Although several embodiments have been described above, these embodiments are presented as examples only and are not intended to limit the scope of the invention. The novel apparatus, methods and systems described herein can be implemented in various other forms. In addition, various omissions, substitutions, and changes can be made to the forms of the devices, methods, and systems described in the present specification without departing from the spirit of the invention. The appended claims and their equivalents are intended to include such forms and modifications as fall within the scope and spirit of the invention.
1:X線動体追跡装置、100A:第1の高電圧パルス発生部、100B:第2の高電圧パルス発生部、108:設定部、112A:第1のX線撮像部、114B:第2のX線撮像部、118A:第1の画像処理部、118B:第2の画像処理部、122:3次元変換部、124:標的座標出力部、126:照射許可判定部、204:インバータ回路、205:昇圧回路、206:インバータ回路、207:昇圧回路、300:呼吸モニタ部、302:呼吸波形生成部、304:撮影周期設定部、400:表示部 1: X-ray moving body tracking apparatus, 100A: first high-voltage pulse generator, 100B: second high-voltage pulse generator, 108: setting unit, 112A: first X-ray imaging unit, 114B: second X-ray imaging unit, 118A: first image processing unit, 118B: second image processing unit, 122: three-dimensional conversion unit, 124: target coordinate output unit, 126: irradiation permission determination unit, 204: inverter circuit, 205 : Booster circuit, 206: Inverter circuit, 207: Booster circuit, 300: Respiration monitor unit, 302: Respiration waveform generation unit, 304: Imaging cycle setting unit, 400: Display unit
Claims (15)
前記第1のパルス電圧と前記第2のパルス電圧とに基づき、第1のパルスX線と第2のパルスX線とを発生するX線発生部と、
被検体を透過した前記第1のパルスX線に対応する第1のX線画像データと、当該被検体を透過した前記第2のパルスX線に対応する第2のX線画像データとを撮像するX線撮像部と、
前記第1のX線画像データと、前記第2のX線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域を強調させた強調画像データを生成する画像処理部と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカ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。 A voltage generator for generating a first pulse voltage and a second pulse voltage different from the first pulse voltage at a predetermined interval;
An X-ray generator that generates a first pulse X-ray and a second pulse X-ray based on the first pulse voltage and the second pulse voltage;
Imaging first X-ray image data corresponding to the first pulse X-ray transmitted through the subject and second X-ray image data corresponding to the second pulse X-ray transmitted through the subject. An X-ray imaging unit,
An image processing unit that generates enhanced image data in which a radiotherapy marker region in the subject is enhanced using the first X-ray image data and the second X-ray image data;
A detection unit for detecting a position of the radiotherapy marker based on the enhanced image data;
An X-ray moving body tracking device comprising:
前記インバータ回路から入力される電圧を昇圧し、前記第1のパルス電圧、及び前記第2のパルス電圧として出力する昇圧回路と、を少なくとも有し、
前記第1のパルス電圧、及び前記第2のパルス電圧は、前記X線発生部の陽極及び陰極の少なくともいずれかに印加され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。 The pulse voltage generator includes an inverter circuit that converts a supplied voltage into a square voltage;
A voltage boosting circuit that boosts a voltage input from the inverter circuit and outputs the boosted voltage as the first pulse voltage and the second pulse voltage;
The X-ray moving body tracking device according to claim 1, wherein the first pulse voltage and the second pulse voltage are applied to at least one of an anode and a cathode of the X-ray generation unit.
当該発生頻度は、1Hz〜60Hzの範囲であることを特徴とする請求項1乃至4のいずれか一項に記載のX線動体追跡装置。 The pulse voltage generator repeatedly generates each of the first pulse voltage and the second pulse voltage at a predetermined generation frequency,
The X-ray moving body tracking device according to any one of claims 1 to 4, wherein the occurrence frequency is in a range of 1 Hz to 60 Hz.
前記撮影部位に応じて、前記第1のパルス電圧及び前記第2のパルス電圧それぞれの大きさを異ならせる第1モードと、前記第1のパルス電圧及び前記第2のパルス電圧を同等の大きさにする第2モードとのいずれかを設定し、
前記画像処理部は、前記第1モードが設定されると、前記第1のX画像データと前記第2のX画像データとの間の重み付け差分処理をおこない、前記第2モードが設定されると、前記第1のX画像データと前記第2のX画像データとの加算平均処理を行う設定部を更に備えることを特徴とする請求項1乃至6のいずれか一項に記載のX線動体追跡装置。 A setting unit configured to set a voltage value and a pulse width of each of the first pulse voltage and the second pulse voltage according to an imaging region of the subject;
The first mode in which the magnitudes of the first pulse voltage and the second pulse voltage are made different according to the imaging region, and the first pulse voltage and the second pulse voltage have the same magnitude. Set one of the second modes to
When the first mode is set, the image processing unit performs weighted difference processing between the first X image data and the second X image data, and when the second mode is set. The X-ray moving object tracking according to any one of claims 1 to 6, further comprising a setting unit that performs an averaging process of the first X image data and the second X image data. apparatus.
前記カラーイメージインテンシファイアの発光画像データを撮像するカラーカメラ部と、
を更に備えることを特徴とする請求項1乃至7のいずれか一項に記載のX線動体追跡装置。 The X imaging unit includes a color image intensifier,
A color camera unit that captures emission image data of the color image intensifier;
The X-ray moving body tracking device according to claim 1, further comprising:
前記画像処理部は、赤色、緑色、及び青色の中から選択された色に対応する画像データ間に重み付け差分処理を行うことを特徴とする請求項9に記載のX線動体追跡装置。 The first X-ray image data includes red image data, green image data, and blue image data, and the second X-ray image data includes red image data, green image data, and blue image data. And
The X-ray moving body tracking device according to claim 9, wherein the image processing unit performs weighted difference processing between image data corresponding to a color selected from red, green, and blue.
前記第3のパルス電圧と前記第4のパルス電圧とに基づき、第3のパルスX線と第4のパルスX線とを発生する第2のX線発生部と、
被検体を透過した前記第3のX線に対応する第3のX線画像データと、当該被検体を透過した前記第4のX線に対応する第4のX線画像データとを撮像する第2のX線撮像部と、
前記第3のX線画像データと、前記第4のX線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する第2の画像処理部と、
前記画像処理部で得られた画像データ及び前記2の画像処理部で得られた画像データに基づき、これら画像データを立体化する3次元変換部と、
立体化された画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカ領域の3次元位置を検出する検出部と、
を更に備え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。 A second voltage generator for generating a third pulse voltage and a fourth pulse voltage having a magnitude different from the third pulse voltage at a predetermined interval;
A second X-ray generator that generates a third pulse X-ray and a fourth pulse X-ray based on the third pulse voltage and the fourth pulse voltage;
The third X-ray image data corresponding to the third X-ray transmitted through the subject and the fourth X-ray image data corresponding to the fourth X-ray transmitted through the subject are captured. Two X-ray imaging units;
A second image processing unit that generates enhanced image data that enhances the contrast of the radiotherapy marker region in the subject using the third X-ray image data and the fourth X-ray image data. When,
Based on the image data obtained by the image processing unit and the image data obtained by the second image processing unit, a three-dimensional conversion unit that three-dimensionalizes the image data;
A detection unit that detects a three-dimensional position of the radiotherapy marker region based on the three-dimensional image data;
The X-ray moving body tracking device according to claim 1, further comprising:
前記第1のパルス電圧と前記第2のパルス電圧とに基づき、第1のパルスX線と第2のパルスX線とを発生するX線発生工程と、
被検体を透過した前記第1のパルスX線に対応する第1のX線画像データと、当該被検体を透過した前記第2のパルスX線に対応する第2のX線画像データとを撮像するX線撮像工程と、
前記第1のX線画像データと、前記第2のX線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像データ処工程と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカ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。 A pulse voltage generation step of generating a first pulse voltage and a second pulse voltage having a magnitude different from that of the first pulse voltage at a predetermined interval;
An X-ray generation step of generating a first pulse X-ray and a second pulse X-ray based on the first pulse voltage and the second pulse voltage;
Imaging first X-ray image data corresponding to the first pulse X-ray transmitted through the subject and second X-ray image data corresponding to the second pulse X-ray transmitted through the subject. X-ray imaging process
Using the first X-ray image data and the second X-ray image data, an image data processing step for generating enhanced image data for enhancing the contrast of the radiotherapy marker region in the subject;
A detection step of detecting a position of the radiotherapy marker based on the enhanced image data;
An X-ray moving object tracking method comprising:
前記第1の画像データの骨部領域から得られた画素値と、前記第2の画像データの前記骨部領域から得られた画素値とに基づく重み付け係数を演算する演算工程と、
前記重み付け係数を用いて前記第1のX画像データと前記第2のX画像データとの差分処理を行う差分処理工程と、
を備えることを特徴とする画像処理方法。 First image data corresponding to the first X-ray transmitted through the subject, and second X-ray having characteristics different from those of the first X-ray, and the second X-ray transmitted through the subject An acquisition step of acquiring second image data corresponding to the line;
A calculation step of calculating a weighting coefficient based on a pixel value obtained from the bone region of the first image data and a pixel value obtained from the bone region of the second image data;
A difference processing step for performing a difference process between the first X image data and the second X image data using the weighting coefficient;
An image processing method comprising:
前記第1の画像データは、第1の赤色画像データ、第1の緑色画像データ、及び第1の青色画像データのいずれかで有り、前記第2の画像データは、第2の赤色画像データ、第2の緑色画像データ、及び第2の青色画像データのいずれかで有り、且つ前記第1の画像データに対応する色の画像データであることを特徴とする請求項14に記載の画像処理方法。 Each of the first image data and the second image data is any of image data captured by an image sensor having R, G, and B pixels,
The first image data is any one of first red image data, first green image data, and first blue image data, and the second image data is second red image data, 15. The image processing method according to claim 14, wherein the image processing method is one of second green image data and second blue image data, and is image data of a color corresponding to the first image data. .
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