JP3748531B2 - 放射線治療装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、機構系の絶対精度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減できる、Ｘ線、電子線、陽子線、重粒子線等の放射線を照射する放射線治療装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１６は、例えば特開平１−２４２０７４号公報に示された従来の放射線治療装置の構成を示す図である。
【０００３】
図１６において、１は治療台、５は患者、６及び７は支持架レール、８はＸ線ＴＶカメラ入力装置である。このＸ線ＴＶカメラ入力装置８は、支持架レール６に設置されたＸ線管８ａと、支持架レール７に設置されたイメージインテンシファイア８ｂとから構成される。
【０００４】
また、同図において、９はイメージインテンシファイア８ｂに接続されたデジタルイメージプロセッサ、１０はこのデジタルイメージプロセッサ９に接続された電子計算機、１１は電子計算機１０に接続され、かつ治療台１に連結された治療台コントローラ、１２及び１３は共に電子計算機１０に接続された画像ディスプレイ、１４は電子計算機１０に接続されたタブレットである。
【０００５】
つぎに、従来の放射線治療装置の動作について図面を参照しながら説明する。
【０００６】
図１７は、従来の放射線治療装置のＸ線管８ａと患者５の患部Ｓとの位置関係を説明するための図である。また、図１８は、患部ＳのＸ線ＴＶ画像を示す図である。
【０００７】
図１７において、座標軸は、治療台１の長辺方向がＸ軸、鉛直方向がＺ軸、Ｘ軸とＺ軸に直角な方向がＹ軸である。原点Ｏは、治療台１の中心の真下でかつ初期位置ＡのＸ線管８ａを通る鉛直線上に定める。Ｘ線管８ａと治療台１との間の高さをＨとすると、初期位置Ａの座標は（０，０，Ｈ）である。位置Ｂを通る鉛直軸と治療台１の真下のＸ軸との交点はＱとする。Ｘ線管８ａの初期位置ＡとＸ軸方向の平行移動後の初期位置Ｂの間の距離はａと定める。
【０００８】
図１８（ａ）及び（ｂ）において、Ｘ線管８ａの初期位置Ａ及び平行移動後の位置Ｂにおける患者５の患部Ｓの値は、それぞれＳ１、Ｓ２と表す。患者５の患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２の座標位置は、患部Ｓの特定の一点（患部の中心または周辺）で表現する。
【０００９】
まず、Ｘ線管８ａの初期位置Ａにおいて、患者５の患部ＳのＸ線ＴＶ画像がＸ線ＴＶカメラ入力装置８によって撮像され、デジタルイメージプロセッサ９によってデジタル化された後、糸巻き歪みなどの画像歪み補正が施されて、電子計算機１０を介して画像ディスプレイ１２に表示される。
【００１０】
つづいて、Ｘ線管８ａ及びイメージインテンシファイア８ｂは、支持架レール６及び７上をＸ軸方向に距離ａだけ同時に並行移動される。平行移動後の位置Ｂにおいて、患者５の患部ＳのＸ線ＴＶ画像がＸ線ＴＶカメラ入力装置８によって再度撮像され、デジタルイメージプロセッサ９、電子計算機１０を介して画像ディスプレイ１３に表示される。
【００１１】
そして、オペレータは、タブレット１４により画像ディスプレイ１２及び１３上の患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２を表示（ポインティング）する。
【００１２】
電子計算機１０は、支持された患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２の情報に基づいて、次の（１）〜（４）の演算を実行する。なお、座標ａ−ｂ間のベクトルを「→ａ・ｂ」と表す。
【００１３】
（１）患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２のＸ軸上での距離ｌは、ベクトル→Ｏ・Ｓ１とベクトル→Ｏ・Ｓ２との差より求める。
（２）患部ＳのＺ軸方向の高さｈは、ｈ＝ｌ・Ｈ／（ａ＋ｌ）より求まる。
（３）患部ＳのＸ、Ｙ、Ｚ座標Ｓｘ、Ｓｙ、Ｓｚは、図１８（ａ）に示すように、患部Ｓの像Ｓ１のＸ、Ｙ座標値をＸ１、Ｙ１とすると、以下の式より求まる。
Ｓｘ＝（１−ｈ／Ｈ）・Ｘ１
Ｓｙ＝（１―ｈ／Ｈ）・Ｙ１
Ｓｚ＝ｈ
（４）治療台１の平行移動量は、所望の患者５の位置と患部Ｓの位置（Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚ）との差より求める。
【００１４】
上述した演算処理が終了した後、電子計算機１０の指令に基づいて治療台１が治療台コントローラ１１によって所望の位置まで水平、垂直方向に平行移動される。こうして、患者５の患部Ｓの位置を所定の３次元座標位置にあわせることが可能となる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
上述したような従来の放射線治療装置では、３次元座標を求めるにはＸ線ＴＶカメラ入力装置（Ｘ線透視装置）をその都度移動させる必要があり、また３次元座標を求めたい位置をその都度手動で指示しなければならず、更に３次元座標計算はＸ線ＴＶカメラ入力装置取り付けの機械的精度や患者の絶対位置に依存しているという問題点があり、実時間での３次元座標取得への適用は困難であった。
【００１６】
また、従来の他の位置決め装置では、複数の体表面上のマーカ位置の測定によってアイソセンタ位置のみを補正することを目的としていることから、体内で腫瘍部の回転移動があった場合、適切な照射野が得られないという問題点があり、また、体表面上に設置されたマーカを使用しているので、体内の腫瘍の位置は非常に間接的に得ることができるに過ぎず、特に治療中に体内の腫瘍が動き回るような場合には、体表面マーカは腫瘍部の動きに対して時間的なずれを生ずることから補正が難しいという問題点があった。
【００１７】
この発明は、前述した問題点を解決するためになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置と腫瘍に対して設定すべき照射野を実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依存せずに実質必要な精度を確保することができる放射線治療装置を得ることを目的とする。
【００１８】
また、この発明は、選択的に大線量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができる放射線治療装置を得ることを目的とする。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
この発明に係る放射線治療装置は、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求め、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけは、治療ビームイネーブル信号を送出する中央演算処理部と、前記治療ビームイネーブル信号に基づき前記Ｃ型のアームを有するライナックに治療ビームを照射するように指示を行う照射制御部とを備えたものである。
【００２０】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を駆動制御する各駆動軸駆動制御部をさらに備え、前記各駆動軸駆動制御部により体幹部内で動き回る腫瘍に実時間で位置補正を行いながら、前記照射制御部により治療ビームを追尾照射するものである。
【００２１】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すための前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸の補正量が制御対象となる駆動軸毎に予め決められた駆動可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる駆動範囲判定部をさらに備えたものである。
【００２２】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量がそれぞれ予め決められた追尾可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる追尾範囲判定部をさらに備えたものである。
【００２３】
この発明に係る放射線治療装置は、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求める中央演算処理部とを備え、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、治療前に前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を位置合わせするものである。
【００２４】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記腫瘍マーカを４個以上使用し、前記中央演算処理部は、４個以上の腫瘍マーカ座標を統計的に処理し、算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状の確からしさを高める統計処理機能を有するものである。
【００２５】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記Ｃ型のアームを有するライナックの代わりに通常ライナックを備えたものである。
【００２６】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記中央演算処理部が、補正後のガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定し、ずれ量が前記許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして計算するものである。
【００２７】
【発明の実施の形態】
実施の形態１．
この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１は、この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の構成を示す図である。なお、各図中、同一符号は同一又は相当部分を示す。
【００２８】
図１において、１５はＣ型のアームを有するライナック（以降、実施の形態の説明、符号の説明ではＣＡＲＭライナックと記載する。）、１６はＣＡＲＭライナック１５より照射される治療ビーム、１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃは患者体内の腫瘍に埋め込まれた直径１〜２ｍｍ度のＡｕ，Ｐｔ，或いはＩｒ等の人体に害が少なく、かつＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカ、１８は体内にある腫瘍、１９は患者、２０はＣＦＲＰ等Ｘ線吸収の少ない材質でできた天板を備えた治療台である。
【００２９】
また、同図において、２１ａは治療室床下に設置されたＸ線管Ａ、２１ｂはＸ線管Ａ（２１ａ）より照射されるＸ線を絞るためのコリメータＡ、２１ｃはＸ線管Ａ（２１ａ）より照射されるＸ線Ａ、２１ｄはアイソセンタを挟んでこのＸ線管Ａ（２１ａ）の対角にあたる治療室天井に設置されたイメージインテンシファイアＡ、２１ｅはイメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）に接続されたＴＶカメラＡ、２１ｆはＸ線管Ａ（２１ａ）を制御するＸ線高電圧装置Ａである。なお、Ｘ線透視装置Ａ（２１）は、上記のＸ線管Ａ（２１ａ）〜Ｘ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）により構成されている。
【００３０】
また、同図において、２２ａは治療室床下に設置されたＸ線管Ｂ、２２ｂはＸ線管Ｂ（２２ａ）より照射されるＸ線を絞るためのコリメータＢ、２２ｃはＸ線管Ｂ（２２ａ）より照射されるＸ線Ｂ、２２ｄはアイソセンタを挟んでこのＸ線管Ｂ（２２ａ）の対角にあたる治療室天井に設置されたイメージインテンシファイアＢ、２２ｅはイメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）に接続されたＴＶカメラＢ、２２ｆはＸ線管Ｂ（２２ａ）を制御するＸ線高電圧装置Ｂである。なお、Ｘ線透視装置Ｂ(２２)は、上記のＸ線管Ｂ(２２ａ)〜Ｘ線高電圧装置Ｂ(２２ｆ)により構成されている。
【００３１】
さらに、同図において、２３はＣＡＲＭライナック１５の治療ビーム１６を直接オン／オフ制御する照射制御部、２４はカメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ａ、２５はカメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ｂ、２６は画像入力部Ａ、２７は認識処理部Ａ、２８は画像入力部Ｂ、２９は認識処理部Ｂ、３０は中央演算処理部、３１はトリガ制御部、３２は画像表示部、３３はモニタである。
【００３２】
つぎに、この実施の形態１に係る放射線治療装置の動作について図面を参照しながら説明する。
【００３３】
図２及び図３は、この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【００３４】
まず、中央演算処理部３０の指示に基づき、トリガ制御部３１よりＸ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）、及びＸ線高電圧装置Ｂ（２２ｆ）にＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ａ（２１ａ）、及びＸ線管Ｂ（２２ａ）よりＸ線が照射される。
【００３５】
同時に、トリガ制御部３１からカメラコントロールユニットＡ（２４）、カメラコントロールユニットＢ（２５）、画像入力部Ａ（２６）、及び画像入力部Ｂ（２８）に対して同期信号が送られ、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）、及びＴＶカメラＢ（２２ｅ）の画像が一定周期で同期しながら認識処理部Ａ（２７）、認識処理部Ｂ（２９）に送られる。
【００３６】
Ｘ線管Ａ（２１ａ）より照射されたＸ線Ａ（２１ｃ）は、ＣＦＲＰ治療台２０上の患者１９の体内の腫瘍１８の近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃ付近を通り、イメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）の管面に、図２（ａ）に示すような、透視像Ａを形成する。
【００３７】
この透視像Ａは、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＡ（２４）を通じ、画像入力部Ａ（２６）に入力され、図２（ｃ）に示すように、１０２４×１０２４程度の解像度、１ピクセルあたり２５６段階程度の階調にデジタイズされた上で認識処理部Ａ（２７）に送られる。
【００３８】
この認識処理部Ａ（２７）では、図２（ｂ）に示す、あらかじめ記憶されている腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃのリファレンス画像であるテンプレート画像Ａと、図２（ｃ）に示す、デジタイズされた透視像Ａとの間で濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そして、デジタイズされた透視像Ａ上でもっとも相関度の高い腫瘍マーカ座標Ａを求め、その結果を中央演算処理部３０に送る。
【００３９】
同様に、Ｘ線管Ｂ（２２ａ）より照射されたＸ線Ｂ（２２ｃ）は、治療台２０上の患者１９の体内の腫瘍１８近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ１７付近を通り、イメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）の管面に、図３（ａ）に示すような、透視像Ｂを形成する。
【００４０】
この透視像Ｂは、ＴＶカメラＢ（２２ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＢ（２５）を通じ、画像入力部Ｂ（２８）に入力され、図３（ｃ）に示すように、１０２４×１０２４程度の解像度、１ピクセルあたり２５６段階程度の階調にデジタイズされた上で認識処理部Ｂ（２９）に送られる。
【００４１】
この認識処理部Ｂ（２９）では、図３（ｂ）に示す、あらかじめ記憶されている腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃのリファレンス画像であるテンプレート画像Ｂと、図３（ｃ）に示す、デジタイズされた透視像Ｂとの間で濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そして、デジタイズされた透視像Ｂ上でもっとも相関度の高い腫瘍マーカ座標Ｂを求め、その結果を中央演算処理部３０に送る。
【００４２】
なお、濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチング法は、あらかじめ登録されたリファレンス画像（テンプレート）と、マーカが存在する（と思われる）画像間で次の式の演算を行うことにより、検査画像内のマーカの存在度を求めるものである。
【００４３】
【数１】
【００４４】
実際は、座標（ｘ，ｙ）から開始されるテンプレートと同じ大きさの局所領域Ｓｘ，ｙを順にずらしながら、テンプレート画像Ｇｉと探索画像（デジタイズ後の透視像）Ｆｉの相関値Ｑｘ，ｙを計算し、得られた相関値の値によって座標（ｘ，ｙ）にテンプレートと同等の物体が存在するか否かを判断する。
【００４５】
なお、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃは、Ａｕ、Ｐｔ、Ｉｒ等の人体に無害、かつＸ線に対して不透明な物質からなり、臓器や骨などによる複雑な透視映像の中でも高い識別性を得ることができる。また、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの形状は、直径１〜２mmの球状であり、体内にどのように置かれても、どの方向から透視を行っても、透視映像上に球状に記録される効果がある。このことは一般のテンプレートマッチング法においては、被認識物が回転などによって探索画像内でその形を変える場合にいろいろな角度に応じた複数のテンプレートを順次試行し、最も高い認識度を得る操作を行うのに対して、一回の試行で完全な結果を得られるという点で処理速度の低減に大きな効果がある。
【００４６】
次に、中央演算処理部３０において、腫瘍マーカ座標Ａａ、Ａｂ、及びＡｃは、あらかじめ記憶されている透視系Ａの透視変換行列ＭAによりアイソセンタ付近において腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃがその上に存在すると考えられる直線の方程式に変換される。
【００４７】
同様に、中央演算処理部３０において、腫瘍マーカ座標Ｂａ、Ｂｂ、及びＢｃは、あらかじめ記憶されている透視系Ｂの透視変換行列ＭBによりアイソセンタ付近において腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃがその上に存在すると考えられる直線の方程式に変換される。
【００４８】
更に、中央演算処理部３０では、このようにして得られた２つの直線の方程式の交点を求めることにより腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標を得る。
【００４９】
中央演算処理部３０は、得られた３つの腫瘍マーカの３次元座標より腫瘍部に対して当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を求め、これらを正常化するための６つの補正量、即ち、治療台ＬＯＮＧ軸座標、治療台ＬＡＴ軸座標、治療台ＶＥＲＴ軸座標、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、及びコリメータ角を算出する。
【００５０】
中央演算処理部３０は、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた範囲内にある場合は、照射制御部２３に対して治療ビームイネーブル信号を送出し、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に治療ビーム１６を照射するように指示を行う。
【００５１】
逆に、得られた腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標の比較演算より算出されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲にない場合には、照射制御部２３に対する治療ビームイネーブル信号は送出されず、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に対して治療ビーム照射の中断を指示する。
【００５２】
このようにして、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標の比較演算より算出されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけＣＡＲＭライナック１５による治療ビーム１６の照射が行われることになる。
【００５３】
中央演算処理部３０が必要とする透視変換行列Ｍは、次のようにして求める。
【００５４】
図４は、この実施の形態１に係る放射線治療装置において使用する空間座標校正器を示す図である。
【００５５】
空間座標校正器４０は、図４（ａ）に示すように、アクリル等のＸ線に対して比較的透明な材質でできた一辺長４０〜８０mm程度の立方体の頂点付近にＡｕ、Ｗ、或いはＰｂ等のＸ線に対して不透明な直径１〜２mm程度の球状物質（マーカ）Ｍ１〜Ｍ８を各頂点から一定位置になるように精度良く埋め込み、かつ各面において対辺の中点間にケガキ線を入れたものである。
【００５６】
図５及び図６は、透視装置によって空間座標校正器４０をＸ線が通る透視パスを示す図である。
【００５７】
図６において、例えば（ａ）は空間座標校正器４０のマークＭ５からマークＭ３を通る透視パス１を中心とした空間座標校正器４０の透視像を示す。同様に、（ｂ）〜（ｄ）は、透視パス２〜４を示す。
【００５８】
まず、空間座標校正器４０を治療台２０上に置き、空間座標校正器４０の各面に記されたケガキ線をガイドに、治療位置決めで用いるレーザポインタを使用して空間座標校正器４０の中心がアイソセンタになるように位置あわせを行う。
【００５９】
次に、中央演算処理部３０の指示により、トリガ制御部３１からＸ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）に対してＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ａ（２１ａ）よりＸ線が照射され、イメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）上に空間座標校正器４０の透視像Ａを結像する。
【００６０】
この透視像Ａは、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＡ（２４）を通じ、画像入力部Ａ（２６）によりデジタイズされて中央演算処理部３０に取り込まれ、画像表示部３２によりモニタ３３に表示される。
【００６１】
操作者は、モニタ３３に表示された空間座標校正器４０の８頂点（マーカ）の透視画像のうち６点の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対応づけて中央演算処理部３０に対して指示する。
【００６２】
中央演算処理部３０は、透視画像上の位置指定により、腫瘍マーカ１７の透視画像上の座標（ｘAi，ｙAi）｜ｉ＝１，６を得ると共に、対応づけて与えられたアイソセンタを原点とした３次元座標（ＸAi，ＹAi，ＺAi）｜ｉ＝１，６を得て、透視系Ａにおける射影幾何学における透視変換行列ＭAを算出する。
【００６３】
この透視変換行列ＭAは、腫瘍マーカ１７の３次元空間上の実座標に対する斉次座標［ａA］と、その透視画像上の座標に対する斉次座標［ｂA］とすれば、４×３，ｒａｎｋ３の行列ＭAにより［ａAＭA］＝［ｂA］と表すことができる。行列ＭAを一般的に求めるには、［ａ］と［ｂ］の６点の組み合わせ情報が必要であり、空間座標校正器４０の６頂点座標を使用する所以である。
【００６４】
同様にして、中央演算処理部３０の指示により、トリガ制御部３１からＸ線高電圧装置Ｂ（２２ｆ）に対してＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ｂ（２２ａ）よりＸ線が照射され、イメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）上に空間座標校正器４０の透視像Ｂを結像する。
【００６５】
この透視像Ｂは、ＴＶカメラＢ（２２ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＢ（２５）を通じ、画像入力部Ｂ（２８）によりデジタイズされて中央演算処理部３０に取り込まれ、画像表示部３２によりモニタ３３に表示される。
【００６６】
操作者は、モニタ３３に表示された空間座標校正器４０の８頂点の透視画像のうち６点の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対応づけて中央演算処理部３０に対して指示する。
【００６７】
中央演算処理部３０は、透視画像上の位置指定により、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの透視画像上の座標（ｘBi，ｙBi）｜ｉ＝１，６を得ると共に、対応づけて与えられたアイソセンタを原点とした３次元座標（ＸBi，ＹBi，ＺBi）｜ｉ＝１，６を得て、透視系Ｂにおける射影幾何学における透視変換行列ＭBを算出する。
【００６８】
この透視変換行列ＭBは、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元空間上の実座標に対する斉次座標［ａB］とその透視画像上の座標に対する斉次座標［ｂB］とすれば。４×３，ｒａｎｋ３の行列ＭBにより［ａBＭB］＝［ｂB］と表すことができる。
【００６９】
透視変換行列Ｍが定まっている時、透視像上の点の座標が求まると上記変換式によって３次元空間内での対応点が存在できる座標群（直線の方程式）が求まる。従って、透視系Ａ、透視系Ｂにより３つの腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃを透視して得られる透視像Ａ、透視像Ｂからはそれぞれ空間内の３つの腫瘍マーカ座標を通る３組の二つの直線の方程式が得られ、これらの交点を計算することにより３つの腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標を求めることができる。
【００７０】
３点ある個々のマーカの識別は、画像の連続性から行い、対応するもう一方の透視画像から得られる位置情報によって整合性を判断する。
【００７１】
アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状は、３点マーカの空間座標から次のようにして算出する。このとき、治療室座標系｛Ａ｝、ＣＴ座標系｛Ｂ｝として扱う。
【００７２】
まず、３個のマーカをＰ，Ｑ，Ｒとし、これらからなるマーカフレーム｛Ｃ｝を以下のように定義する。図７に示すように、２つのベクトル（→）ＱＰ、（→）ＱＲとして、次のようになる。
【００７３】
【数２】
【００７４】
次に、腫瘍フレーム｛Ｄ｝を図８のように定義する。治療室座標系と腫瘍フレームの関係は、ＣＡＲＭライナック１５の場合、回転分のみ示せば次のようになる。即ち、ガントリ角φ、ＣＡＲＭ角ξ、コリメータ角θとして、以下のようになる。
【００７５】
【数３】
【００７６】
つまり、A DＲが既知であるとき、対応するガントリ角φ、ＣＡＲＭ角ξ、コリメータ角θを求めることが可能となる。
【００７７】
腫瘍フレームの回転変位後の姿勢A D ’Ｔは、A DＲに平行移動を付加したものであり、対応する回転変位後のマーカフレームA C ’Ｔがわかると次のようにして計算することができる。A C ’Ｔは３点マーカの実測によって得られ、計画マーカフレームの姿勢A CＴと対応させることによって回転変位量を求めることができる。A D ’Ｔが求まれば、これに対応したガントリ角φ’、ＩＲＯＴ角ψ’、コリメータ角θ’を求めることが可能となる。
【００７８】
まず、計画マーカフレーム｛Ｃ｝は、ＣＴ座標系｛Ｂ｝に従って定義されている。即ち、
【００７９】
【数４】
【００８０】
よって、
【００８１】
【数５】
【００８２】
である。次に、実測マーカフレーム｛Ｃ’｝は、治療室座標系｛Ａ｝に従って得られる。
【００８３】
【数６】
【００８４】
これらによって、
【００８５】
【数７】
【００８６】
と計算することが可能となる。
【００８７】
実施の形態２．（追尾照射）
この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図９は、この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００８８】
上記実施の形態１では、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた範囲内にある時、中央演算処理部３０は、照射制御部２３に対して治療ビームイネーブル信号を送出し、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に治療ビーム１６を照射するように指示を行う。
【００８９】
この実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することで、体内で腫瘍が動き回っても治療ビーム１６を停止させることなく精度の高い治療を継続することが可能となる。
【００９０】
このとき、ＣＡＲＭライナック１５では、治療ビーム方向の変動に対し、ガントリ角とＣＡＲＭ角の２軸駆動により連続で滑らかな補正が可能であるという特徴がある。
【００９１】
実施の形態３．（駆動範囲の限定）
この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１０は、この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００９２】
上記実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することとしたが、この実施の形態３では、各軸の駆動範囲を限定するものである。
【００９３】
すなわち、各々の駆動軸について予め駆動可能範囲を設定し、駆動範囲判定部３５は、上記駆動可能範囲をこえる補正量が必要になった場合は、一時的に、各駆動軸駆動制御部３４による駆動軸補正と、照射制御部２３による治療ビーム１６の照射を停止させ、駆動可能範囲内で補正を行える状況となったところで治療ビーム１６の照射を自動的に再開させる。
【００９４】
このことによって、各駆動軸が互いに干渉することを未然に防ぐ効果がある。
【００９５】
実施の形態４．（追尾範囲の限定）
この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１１は、この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００９６】
上記実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することとしたが、この実施の形態４では、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の許容範囲（追尾範囲）を限定するものである。
【００９７】
すなわち、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれについて予め追尾可能範囲を設定し、追尾範囲判定部３６は、上記追尾可能範囲をこえる補正量が必要になった場合は、一時的に、各駆動軸駆動制御部３４による駆動軸補正と、照射制御部２３による治療ビームの照射を停止させ、追尾可能範囲内で補正を行える状況となったところで治療ビームの照射を自動的に再開させる。
【００９８】
このことによって、例えば治療ビーム方向が大きくずれた場合でも、ずれを無理に補正しようとして体厚の変化等を生じ腫瘍部の線量分布に大きな変動を生じることを未然に防止できる効果がある。
【００９９】
実施の形態５．（位置決め機能）
この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１２は、この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１００】
これまでの各実施の形態は、治療中の腫瘍の動きを捉え、必要に応じて間歇的な照射を行う、或いは追尾照射を行うが、この実施の形態５では、治療前位置決めに使用するものである。
【０１０１】
即ち、動きがほとんどない腫瘍の治療では治療中に常時、モニタしなくても良く、治療前の位置確認の意味で３点マーカによる位置決めが有効である。この場合でも、ＣＡＲＭライナック１５であることがアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の修正に適していることに変わりはない。
【０１０２】
このことによって、照射制御部２３、各駆動軸駆動制御部３４が不要となり、装置の小型化、低コスト化が得やすいという効果がある。
【０１０３】
実施の形態６．（４点以上のマーカの使用）
この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１３は、この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１０４】
上記実施の形態１や、他の実施の形態では、使用する腫瘍マーカ１７の数量は３個であるが、この実施の形態６では、腫瘍マーカ１７を４個以上使用するものである。
【０１０５】
体内の腫瘍の平行移動量、回転量を求めるのに最低３個の腫瘍マーカが必要であるが、４個以上使用することによって、中央演算処理部３０の統計処理機能３０ａでは、マーカ座標を統計的に処理することができ、これらの座標から算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の確からしさが高まる効果がある。
【０１０６】
実施の形態７．（通常ライナックでの補正）
この発明の実施の形態７に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１４は、この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１０７】
上記実施の形態１や、他の実施の形態では、治療装置としてＣＡＲＭライナック１５を使用しているが、この実施の形態７では、通常のライナック１５Ａを使用するものである。
【０１０８】
通常ライナック１５Ａの場合は回転補正軸として、ガントリ、ＩＲＯＴ、コリメータの回転量を出力し、補正を行うことは可能であるが、ガントリ角が０、πである場合にＩＲＯＴ角とコリメータ角の解が位相差だけになり、ガントリ角が０、π付近ではＩＲＯＴ角とコリメータ角の解が誤差の影響を大きく受け、不安定になるという問題はあるが、この点を除けばＣＡＲＭライナック１５と同様の効果を得ることができる。
【０１０９】
通常ライナック１５Ａの場合、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状は、３点マーカの空間座標から次のようにして算出する。このとき、治療室座標系｛Ａ｝、ＣＴ座標系｛Ｂ｝として扱う。
【０１１０】
まず、３個のマーカをＰ、Ｑ、Ｒとし、これらからなるマーカフレーム｛Ｃ｝を以下のように定義する。図７に示すように、２つのベクトル（→）ＱＰ、（→）ＱＲとして、以下のようになる。
【０１１１】
【数８】
【０１１２】
次に、腫瘍フレーム｛Ｄ｝を図８のように定義する。
【０１１３】
治療室座標系と腫瘍フレームの関係は、通常ライナック１５Ａの場合、回転分のみ示せば次のようになる。即ち、ガントリ角φ、ＩＲＯＴ角ψ、コリメータ角θとして、以下のようになる。
【０１１４】
【数９】
【０１１５】
つまり、A DＲが既知であるとき、対応するガントリ角φ、ＩＲＯＴ角ψ、コリメータ角θを求めることが可能となる。
【０１１６】
腫瘍フレームの回転変位後の姿勢A D ’Ｔは、A DＲに平行移動を付加したものであり、対応する回転変位後のマーカフレームA C ’Ｔがわかると次のようにして計算することができる。A C ’Ｔは３点マーカの実測によって得られ、計画マーカフレームの姿勢A CＴと対応させることによって回転変位量を求めることができる。A D ’Ｔが求まれば、これに対応したガントリ角φ’、ＩＲＯＴ角ψ’、コリメータ角θ’を求めることが可能となる。
【０１１７】
まず、計画マーカフレーム｛Ｃ｝は、ＣＴ座標系｛Ｂ｝に従って定義されている。即ち、
【０１１８】
【数１０】
【０１１９】
よって、
【０１２０】
【数１１】
【０１２１】
である。次に、実測マーカフレーム｛Ｃ’｝は、治療室座標系｛Ａ｝に従って得られる。
【０１２２】
【数１２】
【０１２３】
これらによって、
【０１２４】
【数１３】
【０１２５】
と計算することが可能となる。
【０１２６】
実施の形態８．（ガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合の処理）
この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１５は、この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置の処理内容を示す図である。
【０１２７】
上記実施の形態７では、通常のライナック１５Ａを使用した場合について説明したが、ガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合に、治療ビーム方向のわずかな変動に対してＩＲＯＴ角が大きく変動する場合がある。
【０１２８】
例えば、治療ビーム方向が計画時には治療室座標系でＺ軸方向であったものが、実測時にＸ軸まわりにわずかに回転していた場合、ＩＲＯＴ角の変動量は９０ｄｅｇに達し、治療が困難になる場合がある。このような場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定できる機構とし、ずれ量が許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして、中央演算処理部３０で計算する。
【０１２９】
このように、特定ガントリ角に対するまるめ処理を行うことで不必要な治療台２０の操作を防ぐことができる。
【０１３０】
【発明の効果】
この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求め、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけは、治療ビームイネーブル信号を送出する中央演算処理部と、前記治療ビームイネーブル信号に基づき前記Ｃ型のアームを有するライナックに治療ビームを照射するように指示を行う照射制御部とを備えたので、平行移動に加え回転移動も含む体幹部内の腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏する。
【０１３１】
また、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を駆動制御する各駆動軸駆動制御部をさらに備え、前記各駆動軸駆動制御部により体幹部内で動き回る腫瘍に実時間で位置補正を行いながら、前記照射制御部により治療ビームを追尾照射するので、体幹部内で腫瘍が動き回っても治療ビームを停止させることなく精度の高い治療を継続することができるという効果を奏する。
【０１３２】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すための前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸の補正量が制御対象となる駆動軸毎に予め決められた駆動可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる駆動範囲判定部をさらに備えたので、各駆動軸が互いに干渉することを未然に防ぐことができるという効果を奏する。
【０１３３】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量がそれぞれ予め決められた追尾可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる追尾範囲判定部をさらに備えたので、線量分布の差が無視できぬほど腫瘍が大きく変位てしまっている状態で治療を継続してしまうということを未然に防ぐことができるという効果を奏する。
【０１３４】
この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求める中央演算処理部とを備え、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、治療前に前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を位置合わせするので、装置の小型化、低コスト化を図ることができるという効果を奏する。
【０１３５】
また、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカを４個以上使用し、前記中央演算処理部は、４個以上の腫瘍マーカ座標を統計的に処理し、算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状の確からしさを高める統計処理機能を有するので、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の確度を高めることができるという効果を奏する。
【０１３６】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記Ｃ型のアームを有するライナックの代わりに通常ライナックを備えても、同様の効果を奏する。
【０１３７】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記中央演算処理部が、補正後のガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定し、ずれ量が前記許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして計算するので、不必要な治療台の操作を防ぐことができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図２】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【図３】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【図４】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器を示す図である。
【図５】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器の透視パスを示す図である。
【図６】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器の透視パスを示す図である。
【図７】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置のマーカフレームを示す図である。
【図８】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の腫瘍フレームを示す図である。
【図９】 この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１０】 この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１１】 この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１２】 この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１３】 この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１４】 この発明の実施の形態７に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１５】 この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置の処理内容を示す図である。
【図１６】 従来の放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１７】 従来の放射線治療装置の動作を示す図である。
【図１８】 従来の放射線治療装置の動作を示す図である。
【符号の説明】
１５ ＣＡＲＭライナック、１５Ａ 通常ライナック、１６ 治療ビーム、１７ 腫瘍マーカ、１８ 腫瘍、１９ 患者、２０ 治療台、２１ａ Ｘ線管Ａ、２１ｂ コリメータＡ、２１ｃ Ｘ線Ａ、２１ｄ イメージインテンシファイアＡ、２１ｅ ＴＶカメラＡ、２１ｆ Ｘ線高電圧装置Ａ、２２ａ Ｘ線管Ｂ、２２ｂ コリメータＢ、２２ｃ Ｘ線Ｂ、２２ｄ イメージインテンシファイアＢ、２２ｅ ＴＶカメラＢ、２２ｆ Ｘ線高電圧装置Ｂ、２３ 照射制御部、２４カメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ａ、２５ カメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ｂ、２６ 画像入力部Ａ、２７ 認識処理部Ａ、２８ 画像入力部Ｂ、２９ 認識処理部Ｂ、３０ 中央演算処理部、３０ａ 統計処理機能、３１トリガ制御部、３２ 画像表示部、３３ モニタ、３４ 各駆動軸駆動制御部、３５ 駆動範囲判定部、３６ 追尾範囲判定部。
【発明の属する技術分野】
この発明は、機構系の絶対精度に依存せずに、体幹部内で動き回る腫瘍の位置を実時間で、かつ自動的に算出し、腫瘍に対して選択的に大線量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減できる、Ｘ線、電子線、陽子線、重粒子線等の放射線を照射する放射線治療装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１６は、例えば特開平１−２４２０７４号公報に示された従来の放射線治療装置の構成を示す図である。
【０００３】
図１６において、１は治療台、５は患者、６及び７は支持架レール、８はＸ線ＴＶカメラ入力装置である。このＸ線ＴＶカメラ入力装置８は、支持架レール６に設置されたＸ線管８ａと、支持架レール７に設置されたイメージインテンシファイア８ｂとから構成される。
【０００４】
また、同図において、９はイメージインテンシファイア８ｂに接続されたデジタルイメージプロセッサ、１０はこのデジタルイメージプロセッサ９に接続された電子計算機、１１は電子計算機１０に接続され、かつ治療台１に連結された治療台コントローラ、１２及び１３は共に電子計算機１０に接続された画像ディスプレイ、１４は電子計算機１０に接続されたタブレットである。
【０００５】
つぎに、従来の放射線治療装置の動作について図面を参照しながら説明する。
【０００６】
図１７は、従来の放射線治療装置のＸ線管８ａと患者５の患部Ｓとの位置関係を説明するための図である。また、図１８は、患部ＳのＸ線ＴＶ画像を示す図である。
【０００７】
図１７において、座標軸は、治療台１の長辺方向がＸ軸、鉛直方向がＺ軸、Ｘ軸とＺ軸に直角な方向がＹ軸である。原点Ｏは、治療台１の中心の真下でかつ初期位置ＡのＸ線管８ａを通る鉛直線上に定める。Ｘ線管８ａと治療台１との間の高さをＨとすると、初期位置Ａの座標は（０，０，Ｈ）である。位置Ｂを通る鉛直軸と治療台１の真下のＸ軸との交点はＱとする。Ｘ線管８ａの初期位置ＡとＸ軸方向の平行移動後の初期位置Ｂの間の距離はａと定める。
【０００８】
図１８（ａ）及び（ｂ）において、Ｘ線管８ａの初期位置Ａ及び平行移動後の位置Ｂにおける患者５の患部Ｓの値は、それぞれＳ１、Ｓ２と表す。患者５の患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２の座標位置は、患部Ｓの特定の一点（患部の中心または周辺）で表現する。
【０００９】
まず、Ｘ線管８ａの初期位置Ａにおいて、患者５の患部ＳのＸ線ＴＶ画像がＸ線ＴＶカメラ入力装置８によって撮像され、デジタルイメージプロセッサ９によってデジタル化された後、糸巻き歪みなどの画像歪み補正が施されて、電子計算機１０を介して画像ディスプレイ１２に表示される。
【００１０】
つづいて、Ｘ線管８ａ及びイメージインテンシファイア８ｂは、支持架レール６及び７上をＸ軸方向に距離ａだけ同時に並行移動される。平行移動後の位置Ｂにおいて、患者５の患部ＳのＸ線ＴＶ画像がＸ線ＴＶカメラ入力装置８によって再度撮像され、デジタルイメージプロセッサ９、電子計算機１０を介して画像ディスプレイ１３に表示される。
【００１１】
そして、オペレータは、タブレット１４により画像ディスプレイ１２及び１３上の患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２を表示（ポインティング）する。
【００１２】
電子計算機１０は、支持された患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２の情報に基づいて、次の（１）〜（４）の演算を実行する。なお、座標ａ−ｂ間のベクトルを「→ａ・ｂ」と表す。
【００１３】
（１）患部Ｓの像Ｓ１及びＳ２のＸ軸上での距離ｌは、ベクトル→Ｏ・Ｓ１とベクトル→Ｏ・Ｓ２との差より求める。
（２）患部ＳのＺ軸方向の高さｈは、ｈ＝ｌ・Ｈ／（ａ＋ｌ）より求まる。
（３）患部ＳのＸ、Ｙ、Ｚ座標Ｓｘ、Ｓｙ、Ｓｚは、図１８（ａ）に示すように、患部Ｓの像Ｓ１のＸ、Ｙ座標値をＸ１、Ｙ１とすると、以下の式より求まる。
Ｓｘ＝（１−ｈ／Ｈ）・Ｘ１
Ｓｙ＝（１―ｈ／Ｈ）・Ｙ１
Ｓｚ＝ｈ
（４）治療台１の平行移動量は、所望の患者５の位置と患部Ｓの位置（Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚ）との差より求める。
【００１４】
上述した演算処理が終了した後、電子計算機１０の指令に基づいて治療台１が治療台コントローラ１１によって所望の位置まで水平、垂直方向に平行移動される。こうして、患者５の患部Ｓの位置を所定の３次元座標位置にあわせることが可能となる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
上述したような従来の放射線治療装置では、３次元座標を求めるにはＸ線ＴＶカメラ入力装置（Ｘ線透視装置）をその都度移動させる必要があり、また３次元座標を求めたい位置をその都度手動で指示しなければならず、更に３次元座標計算はＸ線ＴＶカメラ入力装置取り付けの機械的精度や患者の絶対位置に依存しているという問題点があり、実時間での３次元座標取得への適用は困難であった。
【００１６】
また、従来の他の位置決め装置では、複数の体表面上のマーカ位置の測定によってアイソセンタ位置のみを補正することを目的としていることから、体内で腫瘍部の回転移動があった場合、適切な照射野が得られないという問題点があり、また、体表面上に設置されたマーカを使用しているので、体内の腫瘍の位置は非常に間接的に得ることができるに過ぎず、特に治療中に体内の腫瘍が動き回るような場合には、体表面マーカは腫瘍部の動きに対して時間的なずれを生ずることから補正が難しいという問題点があった。
【００１７】
この発明は、前述した問題点を解決するためになされたもので、体幹部内で動き回る腫瘍の位置と腫瘍に対して設定すべき照射野を実時間で、かつ自動的に算出し、機構系の絶対精度に依存せずに実質必要な精度を確保することができる放射線治療装置を得ることを目的とする。
【００１８】
また、この発明は、選択的に大線量の照射を正確に行い、正常組織への被爆を低減することができる放射線治療装置を得ることを目的とする。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
この発明に係る放射線治療装置は、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求め、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけは、治療ビームイネーブル信号を送出する中央演算処理部と、前記治療ビームイネーブル信号に基づき前記Ｃ型のアームを有するライナックに治療ビームを照射するように指示を行う照射制御部とを備えたものである。
【００２０】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を駆動制御する各駆動軸駆動制御部をさらに備え、前記各駆動軸駆動制御部により体幹部内で動き回る腫瘍に実時間で位置補正を行いながら、前記照射制御部により治療ビームを追尾照射するものである。
【００２１】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すための前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸の補正量が制御対象となる駆動軸毎に予め決められた駆動可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる駆動範囲判定部をさらに備えたものである。
【００２２】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量がそれぞれ予め決められた追尾可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる追尾範囲判定部をさらに備えたものである。
【００２３】
この発明に係る放射線治療装置は、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求める中央演算処理部とを備え、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、治療前に前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を位置合わせするものである。
【００２４】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記腫瘍マーカを４個以上使用し、前記中央演算処理部は、４個以上の腫瘍マーカ座標を統計的に処理し、算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状の確からしさを高める統計処理機能を有するものである。
【００２５】
また、この発明に係る放射線治療装置は、前記Ｃ型のアームを有するライナックの代わりに通常ライナックを備えたものである。
【００２６】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記中央演算処理部が、補正後のガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定し、ずれ量が前記許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして計算するものである。
【００２７】
【発明の実施の形態】
実施の形態１．
この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１は、この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の構成を示す図である。なお、各図中、同一符号は同一又は相当部分を示す。
【００２８】
図１において、１５はＣ型のアームを有するライナック（以降、実施の形態の説明、符号の説明ではＣＡＲＭライナックと記載する。）、１６はＣＡＲＭライナック１５より照射される治療ビーム、１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃは患者体内の腫瘍に埋め込まれた直径１〜２ｍｍ度のＡｕ，Ｐｔ，或いはＩｒ等の人体に害が少なく、かつＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカ、１８は体内にある腫瘍、１９は患者、２０はＣＦＲＰ等Ｘ線吸収の少ない材質でできた天板を備えた治療台である。
【００２９】
また、同図において、２１ａは治療室床下に設置されたＸ線管Ａ、２１ｂはＸ線管Ａ（２１ａ）より照射されるＸ線を絞るためのコリメータＡ、２１ｃはＸ線管Ａ（２１ａ）より照射されるＸ線Ａ、２１ｄはアイソセンタを挟んでこのＸ線管Ａ（２１ａ）の対角にあたる治療室天井に設置されたイメージインテンシファイアＡ、２１ｅはイメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）に接続されたＴＶカメラＡ、２１ｆはＸ線管Ａ（２１ａ）を制御するＸ線高電圧装置Ａである。なお、Ｘ線透視装置Ａ（２１）は、上記のＸ線管Ａ（２１ａ）〜Ｘ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）により構成されている。
【００３０】
また、同図において、２２ａは治療室床下に設置されたＸ線管Ｂ、２２ｂはＸ線管Ｂ（２２ａ）より照射されるＸ線を絞るためのコリメータＢ、２２ｃはＸ線管Ｂ（２２ａ）より照射されるＸ線Ｂ、２２ｄはアイソセンタを挟んでこのＸ線管Ｂ（２２ａ）の対角にあたる治療室天井に設置されたイメージインテンシファイアＢ、２２ｅはイメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）に接続されたＴＶカメラＢ、２２ｆはＸ線管Ｂ（２２ａ）を制御するＸ線高電圧装置Ｂである。なお、Ｘ線透視装置Ｂ(２２)は、上記のＸ線管Ｂ(２２ａ)〜Ｘ線高電圧装置Ｂ(２２ｆ)により構成されている。
【００３１】
さらに、同図において、２３はＣＡＲＭライナック１５の治療ビーム１６を直接オン／オフ制御する照射制御部、２４はカメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ａ、２５はカメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ｂ、２６は画像入力部Ａ、２７は認識処理部Ａ、２８は画像入力部Ｂ、２９は認識処理部Ｂ、３０は中央演算処理部、３１はトリガ制御部、３２は画像表示部、３３はモニタである。
【００３２】
つぎに、この実施の形態１に係る放射線治療装置の動作について図面を参照しながら説明する。
【００３３】
図２及び図３は、この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【００３４】
まず、中央演算処理部３０の指示に基づき、トリガ制御部３１よりＸ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）、及びＸ線高電圧装置Ｂ（２２ｆ）にＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ａ（２１ａ）、及びＸ線管Ｂ（２２ａ）よりＸ線が照射される。
【００３５】
同時に、トリガ制御部３１からカメラコントロールユニットＡ（２４）、カメラコントロールユニットＢ（２５）、画像入力部Ａ（２６）、及び画像入力部Ｂ（２８）に対して同期信号が送られ、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）、及びＴＶカメラＢ（２２ｅ）の画像が一定周期で同期しながら認識処理部Ａ（２７）、認識処理部Ｂ（２９）に送られる。
【００３６】
Ｘ線管Ａ（２１ａ）より照射されたＸ線Ａ（２１ｃ）は、ＣＦＲＰ治療台２０上の患者１９の体内の腫瘍１８の近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃ付近を通り、イメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）の管面に、図２（ａ）に示すような、透視像Ａを形成する。
【００３７】
この透視像Ａは、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＡ（２４）を通じ、画像入力部Ａ（２６）に入力され、図２（ｃ）に示すように、１０２４×１０２４程度の解像度、１ピクセルあたり２５６段階程度の階調にデジタイズされた上で認識処理部Ａ（２７）に送られる。
【００３８】
この認識処理部Ａ（２７）では、図２（ｂ）に示す、あらかじめ記憶されている腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃのリファレンス画像であるテンプレート画像Ａと、図２（ｃ）に示す、デジタイズされた透視像Ａとの間で濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そして、デジタイズされた透視像Ａ上でもっとも相関度の高い腫瘍マーカ座標Ａを求め、その結果を中央演算処理部３０に送る。
【００３９】
同様に、Ｘ線管Ｂ（２２ａ）より照射されたＸ線Ｂ（２２ｃ）は、治療台２０上の患者１９の体内の腫瘍１８近傍に埋め込まれた腫瘍マーカ１７付近を通り、イメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）の管面に、図３（ａ）に示すような、透視像Ｂを形成する。
【００４０】
この透視像Ｂは、ＴＶカメラＢ（２２ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＢ（２５）を通じ、画像入力部Ｂ（２８）に入力され、図３（ｃ）に示すように、１０２４×１０２４程度の解像度、１ピクセルあたり２５６段階程度の階調にデジタイズされた上で認識処理部Ｂ（２９）に送られる。
【００４１】
この認識処理部Ｂ（２９）では、図３（ｂ）に示す、あらかじめ記憶されている腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃのリファレンス画像であるテンプレート画像Ｂと、図３（ｃ）に示す、デジタイズされた透視像Ｂとの間で濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチングを実行する。そして、デジタイズされた透視像Ｂ上でもっとも相関度の高い腫瘍マーカ座標Ｂを求め、その結果を中央演算処理部３０に送る。
【００４２】
なお、濃淡正規化相互相関によるテンプレートマッチング法は、あらかじめ登録されたリファレンス画像（テンプレート）と、マーカが存在する（と思われる）画像間で次の式の演算を行うことにより、検査画像内のマーカの存在度を求めるものである。
【００４３】
【数１】
実際は、座標（ｘ，ｙ）から開始されるテンプレートと同じ大きさの局所領域Ｓｘ，ｙを順にずらしながら、テンプレート画像Ｇｉと探索画像（デジタイズ後の透視像）Ｆｉの相関値Ｑｘ，ｙを計算し、得られた相関値の値によって座標（ｘ，ｙ）にテンプレートと同等の物体が存在するか否かを判断する。
【００４５】
なお、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃは、Ａｕ、Ｐｔ、Ｉｒ等の人体に無害、かつＸ線に対して不透明な物質からなり、臓器や骨などによる複雑な透視映像の中でも高い識別性を得ることができる。また、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの形状は、直径１〜２mmの球状であり、体内にどのように置かれても、どの方向から透視を行っても、透視映像上に球状に記録される効果がある。このことは一般のテンプレートマッチング法においては、被認識物が回転などによって探索画像内でその形を変える場合にいろいろな角度に応じた複数のテンプレートを順次試行し、最も高い認識度を得る操作を行うのに対して、一回の試行で完全な結果を得られるという点で処理速度の低減に大きな効果がある。
【００４６】
次に、中央演算処理部３０において、腫瘍マーカ座標Ａａ、Ａｂ、及びＡｃは、あらかじめ記憶されている透視系Ａの透視変換行列ＭAによりアイソセンタ付近において腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃがその上に存在すると考えられる直線の方程式に変換される。
【００４７】
同様に、中央演算処理部３０において、腫瘍マーカ座標Ｂａ、Ｂｂ、及びＢｃは、あらかじめ記憶されている透視系Ｂの透視変換行列ＭBによりアイソセンタ付近において腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃがその上に存在すると考えられる直線の方程式に変換される。
【００４８】
更に、中央演算処理部３０では、このようにして得られた２つの直線の方程式の交点を求めることにより腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標を得る。
【００４９】
中央演算処理部３０は、得られた３つの腫瘍マーカの３次元座標より腫瘍部に対して当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を求め、これらを正常化するための６つの補正量、即ち、治療台ＬＯＮＧ軸座標、治療台ＬＡＴ軸座標、治療台ＶＥＲＴ軸座標、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、及びコリメータ角を算出する。
【００５０】
中央演算処理部３０は、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた範囲内にある場合は、照射制御部２３に対して治療ビームイネーブル信号を送出し、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に治療ビーム１６を照射するように指示を行う。
【００５１】
逆に、得られた腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標の比較演算より算出されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲にない場合には、照射制御部２３に対する治療ビームイネーブル信号は送出されず、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に対して治療ビーム照射の中断を指示する。
【００５２】
このようにして、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標の比較演算より算出されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけＣＡＲＭライナック１５による治療ビーム１６の照射が行われることになる。
【００５３】
中央演算処理部３０が必要とする透視変換行列Ｍは、次のようにして求める。
【００５４】
図４は、この実施の形態１に係る放射線治療装置において使用する空間座標校正器を示す図である。
【００５５】
空間座標校正器４０は、図４（ａ）に示すように、アクリル等のＸ線に対して比較的透明な材質でできた一辺長４０〜８０mm程度の立方体の頂点付近にＡｕ、Ｗ、或いはＰｂ等のＸ線に対して不透明な直径１〜２mm程度の球状物質（マーカ）Ｍ１〜Ｍ８を各頂点から一定位置になるように精度良く埋め込み、かつ各面において対辺の中点間にケガキ線を入れたものである。
【００５６】
図５及び図６は、透視装置によって空間座標校正器４０をＸ線が通る透視パスを示す図である。
【００５７】
図６において、例えば（ａ）は空間座標校正器４０のマークＭ５からマークＭ３を通る透視パス１を中心とした空間座標校正器４０の透視像を示す。同様に、（ｂ）〜（ｄ）は、透視パス２〜４を示す。
【００５８】
まず、空間座標校正器４０を治療台２０上に置き、空間座標校正器４０の各面に記されたケガキ線をガイドに、治療位置決めで用いるレーザポインタを使用して空間座標校正器４０の中心がアイソセンタになるように位置あわせを行う。
【００５９】
次に、中央演算処理部３０の指示により、トリガ制御部３１からＸ線高電圧装置Ａ（２１ｆ）に対してＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ａ（２１ａ）よりＸ線が照射され、イメージインテンシファイアＡ（２１ｄ）上に空間座標校正器４０の透視像Ａを結像する。
【００６０】
この透視像Ａは、ＴＶカメラＡ（２１ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＡ（２４）を通じ、画像入力部Ａ（２６）によりデジタイズされて中央演算処理部３０に取り込まれ、画像表示部３２によりモニタ３３に表示される。
【００６１】
操作者は、モニタ３３に表示された空間座標校正器４０の８頂点（マーカ）の透視画像のうち６点の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対応づけて中央演算処理部３０に対して指示する。
【００６２】
中央演算処理部３０は、透視画像上の位置指定により、腫瘍マーカ１７の透視画像上の座標（ｘAi，ｙAi）｜ｉ＝１，６を得ると共に、対応づけて与えられたアイソセンタを原点とした３次元座標（ＸAi，ＹAi，ＺAi）｜ｉ＝１，６を得て、透視系Ａにおける射影幾何学における透視変換行列ＭAを算出する。
【００６３】
この透視変換行列ＭAは、腫瘍マーカ１７の３次元空間上の実座標に対する斉次座標［ａA］と、その透視画像上の座標に対する斉次座標［ｂA］とすれば、４×３，ｒａｎｋ３の行列ＭAにより［ａAＭA］＝［ｂA］と表すことができる。行列ＭAを一般的に求めるには、［ａ］と［ｂ］の６点の組み合わせ情報が必要であり、空間座標校正器４０の６頂点座標を使用する所以である。
【００６４】
同様にして、中央演算処理部３０の指示により、トリガ制御部３１からＸ線高電圧装置Ｂ（２２ｆ）に対してＸ線照射許可信号が印加され、Ｘ線管Ｂ（２２ａ）よりＸ線が照射され、イメージインテンシファイアＢ（２２ｄ）上に空間座標校正器４０の透視像Ｂを結像する。
【００６５】
この透視像Ｂは、ＴＶカメラＢ（２２ｅ）により電気信号に変換され、カメラコントロールユニットＢ（２５）を通じ、画像入力部Ｂ（２８）によりデジタイズされて中央演算処理部３０に取り込まれ、画像表示部３２によりモニタ３３に表示される。
【００６６】
操作者は、モニタ３３に表示された空間座標校正器４０の８頂点の透視画像のうち６点の透視画像上の位置と、それぞれのアイソセンタからの実座標を対応づけて中央演算処理部３０に対して指示する。
【００６７】
中央演算処理部３０は、透視画像上の位置指定により、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの透視画像上の座標（ｘBi，ｙBi）｜ｉ＝１，６を得ると共に、対応づけて与えられたアイソセンタを原点とした３次元座標（ＸBi，ＹBi，ＺBi）｜ｉ＝１，６を得て、透視系Ｂにおける射影幾何学における透視変換行列ＭBを算出する。
【００６８】
この透視変換行列ＭBは、腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元空間上の実座標に対する斉次座標［ａB］とその透視画像上の座標に対する斉次座標［ｂB］とすれば。４×３，ｒａｎｋ３の行列ＭBにより［ａBＭB］＝［ｂB］と表すことができる。
【００６９】
透視変換行列Ｍが定まっている時、透視像上の点の座標が求まると上記変換式によって３次元空間内での対応点が存在できる座標群（直線の方程式）が求まる。従って、透視系Ａ、透視系Ｂにより３つの腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃを透視して得られる透視像Ａ、透視像Ｂからはそれぞれ空間内の３つの腫瘍マーカ座標を通る３組の二つの直線の方程式が得られ、これらの交点を計算することにより３つの腫瘍マーカ１７ａ、１７ｂ、及び１７ｃの３次元座標を求めることができる。
【００７０】
３点ある個々のマーカの識別は、画像の連続性から行い、対応するもう一方の透視画像から得られる位置情報によって整合性を判断する。
【００７１】
アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状は、３点マーカの空間座標から次のようにして算出する。このとき、治療室座標系｛Ａ｝、ＣＴ座標系｛Ｂ｝として扱う。
【００７２】
まず、３個のマーカをＰ，Ｑ，Ｒとし、これらからなるマーカフレーム｛Ｃ｝を以下のように定義する。図７に示すように、２つのベクトル（→）ＱＰ、（→）ＱＲとして、次のようになる。
【００７３】
【数２】
次に、腫瘍フレーム｛Ｄ｝を図８のように定義する。治療室座標系と腫瘍フレームの関係は、ＣＡＲＭライナック１５の場合、回転分のみ示せば次のようになる。即ち、ガントリ角φ、ＣＡＲＭ角ξ、コリメータ角θとして、以下のようになる。
【００７５】
【数３】
つまり、A DＲが既知であるとき、対応するガントリ角φ、ＣＡＲＭ角ξ、コリメータ角θを求めることが可能となる。
【００７７】
腫瘍フレームの回転変位後の姿勢A D ’Ｔは、A DＲに平行移動を付加したものであり、対応する回転変位後のマーカフレームA C ’Ｔがわかると次のようにして計算することができる。A C ’Ｔは３点マーカの実測によって得られ、計画マーカフレームの姿勢A CＴと対応させることによって回転変位量を求めることができる。A D ’Ｔが求まれば、これに対応したガントリ角φ’、ＩＲＯＴ角ψ’、コリメータ角θ’を求めることが可能となる。
【００７８】
まず、計画マーカフレーム｛Ｃ｝は、ＣＴ座標系｛Ｂ｝に従って定義されている。即ち、
【００７９】
【数４】
よって、
【００８１】
【数５】
である。次に、実測マーカフレーム｛Ｃ’｝は、治療室座標系｛Ａ｝に従って得られる。
【００８３】
【数６】
これらによって、
【００８５】
【数７】
と計算することが可能となる。
【００８７】
実施の形態２．（追尾照射）
この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図９は、この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００８８】
上記実施の形態１では、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた範囲内にある時、中央演算処理部３０は、照射制御部２３に対して治療ビームイネーブル信号を送出し、照射制御部２３は、ＣＡＲＭライナック１５に治療ビーム１６を照射するように指示を行う。
【００８９】
この実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することで、体内で腫瘍が動き回っても治療ビーム１６を停止させることなく精度の高い治療を継続することが可能となる。
【００９０】
このとき、ＣＡＲＭライナック１５では、治療ビーム方向の変動に対し、ガントリ角とＣＡＲＭ角の２軸駆動により連続で滑らかな補正が可能であるという特徴がある。
【００９１】
実施の形態３．（駆動範囲の限定）
この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１０は、この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００９２】
上記実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することとしたが、この実施の形態３では、各軸の駆動範囲を限定するものである。
【００９３】
すなわち、各々の駆動軸について予め駆動可能範囲を設定し、駆動範囲判定部３５は、上記駆動可能範囲をこえる補正量が必要になった場合は、一時的に、各駆動軸駆動制御部３４による駆動軸補正と、照射制御部２３による治療ビーム１６の照射を停止させ、駆動可能範囲内で補正を行える状況となったところで治療ビーム１６の照射を自動的に再開させる。
【００９４】
このことによって、各駆動軸が互いに干渉することを未然に防ぐ効果がある。
【００９５】
実施の形態４．（追尾範囲の限定）
この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１１は、この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【００９６】
上記実施の形態２では、各駆動軸駆動制御部３４により、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、各駆動軸（治療台ＬＯＮＧ軸、治療台ＬＡＴ軸、治療台ＶＥＲＴ軸、ガントリ角、ＣＡＲＭ角、コリメータ角）を位置制御することとしたが、この実施の形態４では、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の許容範囲（追尾範囲）を限定するものである。
【００９７】
すなわち、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれについて予め追尾可能範囲を設定し、追尾範囲判定部３６は、上記追尾可能範囲をこえる補正量が必要になった場合は、一時的に、各駆動軸駆動制御部３４による駆動軸補正と、照射制御部２３による治療ビームの照射を停止させ、追尾可能範囲内で補正を行える状況となったところで治療ビームの照射を自動的に再開させる。
【００９８】
このことによって、例えば治療ビーム方向が大きくずれた場合でも、ずれを無理に補正しようとして体厚の変化等を生じ腫瘍部の線量分布に大きな変動を生じることを未然に防止できる効果がある。
【００９９】
実施の形態５．（位置決め機能）
この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１２は、この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１００】
これまでの各実施の形態は、治療中の腫瘍の動きを捉え、必要に応じて間歇的な照射を行う、或いは追尾照射を行うが、この実施の形態５では、治療前位置決めに使用するものである。
【０１０１】
即ち、動きがほとんどない腫瘍の治療では治療中に常時、モニタしなくても良く、治療前の位置確認の意味で３点マーカによる位置決めが有効である。この場合でも、ＣＡＲＭライナック１５であることがアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の修正に適していることに変わりはない。
【０１０２】
このことによって、照射制御部２３、各駆動軸駆動制御部３４が不要となり、装置の小型化、低コスト化が得やすいという効果がある。
【０１０３】
実施の形態６．（４点以上のマーカの使用）
この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１３は、この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１０４】
上記実施の形態１や、他の実施の形態では、使用する腫瘍マーカ１７の数量は３個であるが、この実施の形態６では、腫瘍マーカ１７を４個以上使用するものである。
【０１０５】
体内の腫瘍の平行移動量、回転量を求めるのに最低３個の腫瘍マーカが必要であるが、４個以上使用することによって、中央演算処理部３０の統計処理機能３０ａでは、マーカ座標を統計的に処理することができ、これらの座標から算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の確からしさが高まる効果がある。
【０１０６】
実施の形態７．（通常ライナックでの補正）
この発明の実施の形態７に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１４は、この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【０１０７】
上記実施の形態１や、他の実施の形態では、治療装置としてＣＡＲＭライナック１５を使用しているが、この実施の形態７では、通常のライナック１５Ａを使用するものである。
【０１０８】
通常ライナック１５Ａの場合は回転補正軸として、ガントリ、ＩＲＯＴ、コリメータの回転量を出力し、補正を行うことは可能であるが、ガントリ角が０、πである場合にＩＲＯＴ角とコリメータ角の解が位相差だけになり、ガントリ角が０、π付近ではＩＲＯＴ角とコリメータ角の解が誤差の影響を大きく受け、不安定になるという問題はあるが、この点を除けばＣＡＲＭライナック１５と同様の効果を得ることができる。
【０１０９】
通常ライナック１５Ａの場合、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状は、３点マーカの空間座標から次のようにして算出する。このとき、治療室座標系｛Ａ｝、ＣＴ座標系｛Ｂ｝として扱う。
【０１１０】
まず、３個のマーカをＰ、Ｑ、Ｒとし、これらからなるマーカフレーム｛Ｃ｝を以下のように定義する。図７に示すように、２つのベクトル（→）ＱＰ、（→）ＱＲとして、以下のようになる。
【０１１１】
【数８】
次に、腫瘍フレーム｛Ｄ｝を図８のように定義する。
【０１１３】
治療室座標系と腫瘍フレームの関係は、通常ライナック１５Ａの場合、回転分のみ示せば次のようになる。即ち、ガントリ角φ、ＩＲＯＴ角ψ、コリメータ角θとして、以下のようになる。
【０１１４】
【数９】
つまり、A DＲが既知であるとき、対応するガントリ角φ、ＩＲＯＴ角ψ、コリメータ角θを求めることが可能となる。
【０１１６】
腫瘍フレームの回転変位後の姿勢A D ’Ｔは、A DＲに平行移動を付加したものであり、対応する回転変位後のマーカフレームA C ’Ｔがわかると次のようにして計算することができる。A C ’Ｔは３点マーカの実測によって得られ、計画マーカフレームの姿勢A CＴと対応させることによって回転変位量を求めることができる。A D ’Ｔが求まれば、これに対応したガントリ角φ’、ＩＲＯＴ角ψ’、コリメータ角θ’を求めることが可能となる。
【０１１７】
まず、計画マーカフレーム｛Ｃ｝は、ＣＴ座標系｛Ｂ｝に従って定義されている。即ち、
【０１１８】
【数１０】
よって、
【０１２０】
【数１１】
である。次に、実測マーカフレーム｛Ｃ’｝は、治療室座標系｛Ａ｝に従って得られる。
【０１２２】
【数１２】
これらによって、
【０１２４】
【数１３】
と計算することが可能となる。
【０１２６】
実施の形態８．（ガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合の処理）
この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置について図面を参照しながら説明する。図１５は、この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置の処理内容を示す図である。
【０１２７】
上記実施の形態７では、通常のライナック１５Ａを使用した場合について説明したが、ガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合に、治療ビーム方向のわずかな変動に対してＩＲＯＴ角が大きく変動する場合がある。
【０１２８】
例えば、治療ビーム方向が計画時には治療室座標系でＺ軸方向であったものが、実測時にＸ軸まわりにわずかに回転していた場合、ＩＲＯＴ角の変動量は９０ｄｅｇに達し、治療が困難になる場合がある。このような場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定できる機構とし、ずれ量が許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして、中央演算処理部３０で計算する。
【０１２９】
このように、特定ガントリ角に対するまるめ処理を行うことで不必要な治療台２０の操作を防ぐことができる。
【０１３０】
【発明の効果】
この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求め、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけは、治療ビームイネーブル信号を送出する中央演算処理部と、前記治療ビームイネーブル信号に基づき前記Ｃ型のアームを有するライナックに治療ビームを照射するように指示を行う照射制御部とを備えたので、平行移動に加え回転移動も含む体幹部内の腫瘍に対しても選択的に大線量の照射を行い、正常組織への被爆を低減できるという効果を奏する。
【０１３１】
また、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を駆動制御する各駆動軸駆動制御部をさらに備え、前記各駆動軸駆動制御部により体幹部内で動き回る腫瘍に実時間で位置補正を行いながら、前記照射制御部により治療ビームを追尾照射するので、体幹部内で腫瘍が動き回っても治療ビームを停止させることなく精度の高い治療を継続することができるという効果を奏する。
【０１３２】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すための前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸の補正量が制御対象となる駆動軸毎に予め決められた駆動可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる駆動範囲判定部をさらに備えたので、各駆動軸が互いに干渉することを未然に防ぐことができるという効果を奏する。
【０１３３】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量がそれぞれ予め決められた追尾可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる追尾範囲判定部をさらに備えたので、線量分布の差が無視できぬほど腫瘍が大きく変位てしまっている状態で治療を継続してしまうということを未然に防ぐことができるという効果を奏する。
【０１３４】
この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求める中央演算処理部とを備え、前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、治療前に前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を位置合わせするので、装置の小型化、低コスト化を図ることができるという効果を奏する。
【０１３５】
また、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記腫瘍マーカを４個以上使用し、前記中央演算処理部は、４個以上の腫瘍マーカ座標を統計的に処理し、算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状の確からしさを高める統計処理機能を有するので、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量の確度を高めることができるという効果を奏する。
【０１３６】
さらに、この発明に係る放射線治療装置は、以上説明したとおり、前記Ｃ型のアームを有するライナックの代わりに通常ライナックを備えても、同様の効果を奏する。
【０１３７】
またさらに、この発明に係る放射線治療装置は、前記中央演算処理部が、補正後のガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定し、ずれ量が前記許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして計算するので、不必要な治療台の操作を防ぐことができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図２】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【図３】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の透視像を示す図である。
【図４】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器を示す図である。
【図５】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器の透視パスを示す図である。
【図６】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の位置決め方法で使用する空間座標校正器の透視パスを示す図である。
【図７】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置のマーカフレームを示す図である。
【図８】 この発明の実施の形態１に係る放射線治療装置の腫瘍フレームを示す図である。
【図９】 この発明の実施の形態２に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１０】 この発明の実施の形態３に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１１】 この発明の実施の形態４に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１２】 この発明の実施の形態５に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１３】 この発明の実施の形態６に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１４】 この発明の実施の形態７に係る放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１５】 この発明の実施の形態８に係る放射線治療装置の処理内容を示す図である。
【図１６】 従来の放射線治療装置の構成を示す図である。
【図１７】 従来の放射線治療装置の動作を示す図である。
【図１８】 従来の放射線治療装置の動作を示す図である。
【符号の説明】
１５ ＣＡＲＭライナック、１５Ａ 通常ライナック、１６ 治療ビーム、１７ 腫瘍マーカ、１８ 腫瘍、１９ 患者、２０ 治療台、２１ａ Ｘ線管Ａ、２１ｂ コリメータＡ、２１ｃ Ｘ線Ａ、２１ｄ イメージインテンシファイアＡ、２１ｅ ＴＶカメラＡ、２１ｆ Ｘ線高電圧装置Ａ、２２ａ Ｘ線管Ｂ、２２ｂ コリメータＢ、２２ｃ Ｘ線Ｂ、２２ｄ イメージインテンシファイアＢ、２２ｅ ＴＶカメラＢ、２２ｆ Ｘ線高電圧装置Ｂ、２３ 照射制御部、２４カメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ａ、２５ カメラコントロールユニット（ＣＣＵ）Ｂ、２６ 画像入力部Ａ、２７ 認識処理部Ａ、２８ 画像入力部Ｂ、２９ 認識処理部Ｂ、３０ 中央演算処理部、３０ａ 統計処理機能、３１トリガ制御部、３２ 画像表示部、３３ モニタ、３４ 各駆動軸駆動制御部、３５ 駆動範囲判定部、３６ 追尾範囲判定部。
Claims (8)
- 腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、
前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、
前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、
前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、
前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、
前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、
前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求め、アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量のそれぞれがあらかじめ与えられた許容範囲内にある場合だけは、治療ビームイネーブル信号を送出する中央演算処理部と、
前記治療ビームイネーブル信号に基づき前記Ｃ型のアームを有するライナックに治療ビームを照射するように指示を行う照射制御部と
を備えたことを特徴とする放射線治療装置。 - 前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を駆動制御する各駆動軸駆動制御部をさらに備え、
前記各駆動軸駆動制御部により体幹部内で動き回る腫瘍に実時間で位置補正を行いながら、前記照射制御部により治療ビームを追尾照射する
ことを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。 - 前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すための前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸の補正量が制御対象となる駆動軸毎に予め決められた駆動可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる駆動範囲判定部
をさらに備えたことを特徴とする請求項２記載の放射線治療装置。 - 前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量がそれぞれ予め決められた追尾可能範囲をこえる場合には前記各駆動軸駆動制御部、及び前記照射制御部の動作を停止させる追尾範囲判定部
をさらに備えたことを特徴とする請求項２記載の放射線治療装置。 - 腫瘍に治療ビームを照射する、Ｃ型のアームを有するライナックと、
前記腫瘍近傍に埋め込まれた少なくとも３個のＸ線の吸収が大きい材質からなる球状の腫瘍マーカと、
前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記治療ビームの照射方向と異なる第１の方向から撮像する第１のＸ線透視装置と、
前記少なくとも３個の腫瘍マーカを前記第１の方向と直交する第２の方向から前記第１のＸ線透視装置と同時に撮像する第２のＸ線透視装置と、
前記第１及び第２のＸ線透視装置から出力される第１及び第２の透視像を、それぞれデジタイズする第１及び第２の画像入力部と、
前記第１及び第２の画像入力部によってそれぞれデジタイズされた第１及び第２の透視像と、前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された腫瘍マーカの第１及び第２のテンプレート画像との間で濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを所定フレームレートの実時間レベルでそれぞれ実行し、デジタイズされた第１及び第２の透視像上でもっとも相関度の高い少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を、それぞれ求める第１及び第２の認識処理部と、
前記第１及び第２の認識処理部で算出された少なくとも３個の腫瘍マーカの第１及び第２の２次元座標を前記第１及び第２のＸ線透視装置にそれぞれ対応し予め登録された第１及び第２の透視変換行列によりそれぞれ第１及び第２の直線の方程式に変換し、少なくとも３組の２つの直線の方程式の交点を求めることにより前記少なくとも３個の腫瘍マーカの３次元座標を計算し、これらの腫瘍マーカの３次元座標より得られるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状を計算して、当初計画されたアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状とのずれ量を求める中央演算処理部と
を備え、
前記アイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状のずれ量を打ち消すように、治療前に前記Ｃ型のアームを有するライナックの各駆動軸を位置合わせする
ことを特徴とする放射線治療装置。 - 前記腫瘍マーカを４個以上使用し、
前記中央演算処理部は、
４個以上の腫瘍マーカ座標を統計的に処理し、算出されるアイソセンタ位置、治療ビーム方向、及び照射野形状の確からしさを高める統計処理機能を有する
ことを特徴とする請求項１記載の放射線治療装置。 - 前記Ｃ型のアームを有するライナックの代わりに通常ライナック
を備えたことを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれかに記載の放射線治療装置。 - 前記中央演算処理部は、補正後のガントリ角が０ｄｅｇ、１８０ｄｅｇ付近である場合、ガントリ角の０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇに対する許容値を設定し、ずれ量が前記許容値以下であればガントリ角を０ｄｅｇ、或いは１８０ｄｅｇとみなして計算する
ことを特徴とする請求項７記載の放射線治療装置。
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