JP4119202B2

JP4119202B2 - Intensive irradiation type radiotherapy device

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Publication number: JP4119202B2
Application number: JP2002236506A
Authority: JP
Inventors: 真浩尾嵜
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-08-14
Filing date: 2002-08-14
Publication date: 2008-07-16
Anticipated expiration: 2022-08-14
Also published as: JP2004073406A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線コンピュータ断層撮影機能を備えた集中照射型放射線治療装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線を被検体に照射し、その透過データから画像データを再構成するＸ線コンピュータ断層撮影装置が知られている。このＸ線コンピュータ断層撮影装置を、高線量照射可能な仕様に改良し、またコリメータ（Ｘ線絞り）に、治療対象以外に放射線を当てないようにＸ線を任意形状にトリミングすることを可能とするマルチリーフコリメータを採用することにより、集中照射型放射線治療にも兼用しようとする動きがある。
【０００３】
この兼用機は、位置決め用の画像生成から治療までの一連の作業を、従来のようにＸ線コンピュータ断層撮影装置から放射線治療装置へ被検体を移し替える必要がなくなり、単一の機器に載置した状態のままで一貫して行うことができるので、治療時間を短縮することができ、また位置決めから治療開始までの期間、被検体が位置ズレを起こす機会が減少することから位置決め精度の向上を図ることができるという優位性を備えている。この優位性は格別なものであり、この種の兼用機はいっそうの普及を示すものと考えられる。
【０００４】
近年、放射線治療時に造影剤を投与しながら治療用Ｘ線の照射を行うと、光電効果により造影剤から放出される２次電子により治療効果が向上することが発見された。被治療部位にある程度の濃度で造影剤が存在している時に、治療用Ｘ線を照射することで、高い治療効率を得ることができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、集中照射型放射線治療装置において、治療開始の時間的なずれを軽減することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明の局面による集中照射型放射線治療装置は、造影剤を投与された被検体に向けて比較的高線量の治療用の放射線を発生する治療用の放射線源と、前記治療用の放射線源から前記治療用の放射線を発生させるために前記治療用の放射線源に印加される治療用の高電圧を発生する治療用の高電圧発生装置と、前記被検体に向けて比較的低線量の映像用の放射線を発生する映像用の放射線源と、前記映像用の放射線源から前記映像用の放射線を発生させるために前記映像用の放射線源に印加される映像用の高電圧を発生する映像用の高電圧発生装置と、前記被検体を透過した前記映像用の放射線を検出する多チャンネル型放射線検出器と、前記治療用及び映像用の放射線源を前記放射線検出器とともに前記被検体に対して移動する移動機構と、前記映像用の放射線検出器の出力に基づいて画像データを即時的に再構成する画像再構成部と、前記画像データから抽出した関心領域の画素値又は画素値から導かれる値を所定の治療開始用のしきい値に比較し、前記画素値又は画素値から導かれる値が前記治療開始用のしきい値に達する又は超過した時に、前記治療トリガ信号を発生する治療トリガ発生部と、前記治療トリガ信号に従って前記治療用の放射線源への前記治療用の高電圧の印加を開始させるために前記治療用の高電圧発生装置を制御する治療コントローラとを具備する。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による集中照射型放射線治療装置を好ましい実施形態により説明する。治療用の放射線としては、一般的なＸ線として説明するが、それに限定されることはない。集中照射型放射線治療装置は、被検体（患者）に対する放射線源の連続的な移動に連動してコリメータの開口を動的に制御することにより、細く絞った放射線を常に被検体の被治療部位に集中させることにより、被治療部位に対して選択的に高エネルギーで治療効果を与え、それ以外の健常部位への被曝をできるだけ抑えるようにした治療装置である。ここでは放射線源は、円周軌道上を移動する例で説明するが、放射線源の移動軌道はそれに限定されない。
【０００８】
この例では、集中照射型放射線治療装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置と共通する基本構造を備えている。集中照射型放射線治療装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置と同様に、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、時間分解能の点で有利なハーフスキャン法を例に説明する。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。
【０００９】
（第１実施形態）
図１は本発明の第１実施形態に係る集中照射型放射線治療装置の構成を示す図である。第１実施形態に係る集中照射型放射線治療装置は、２管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置と共通の基本構造を備えている。集中照射型放射線治療装置は、ガントリ１を有する。ガントリ１は、回転中心軸ＲＡを中心として回転自在に保持された回転リング１０を有する。回転リング１０には、第１と第２のスキャナ系統が装備されている。第１のスキャナ系統は、映像用であり、第２のスキャナ系統は映像と治療とで兼用される。第１のスキャナ系統は、回転リング１０に搭載された第１Ｘ線管１０１と多チャンネル型Ｘ線検出器１０３とを有する。第１Ｘ線管１０１は、回転中心軸ＲＡに正対する向き、つまりＸ線管１０１からのＸ線束の中心軸（Ｘ線中心軸）ＸＣ１が回転中心軸ＲＡと直交する位置に取り付けられている。第１Ｘ線管１０１は、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を第１高電圧発生装置１０７から受けて、映像用の比較的低い線量のＸ線をばく射する。
【００１０】
回転中心軸ＲＡを挟んでＸ線管１０１に対向する回転リング１０上の位置に多チャンネル型の第１Ｘ線検出器１０３が取り付けられている。第１Ｘ線検出器１０３は、回転中心軸ＲＡ及びＸ線中心軸ＸＣ１に略直交する方向、実際にはＸ線焦点を中心とした円弧上に沿って配列された複数のＸ線検出素子を有する。Ｘ線検出器１０３は、単一のＸ線検出素子配列又は複数のＸ線検出素子配列を有する。前者はシングルスライス対応のＸ線検出器と呼ばれ、後者はマルチスライス対応又は２次元アレイ型のＸ線検出器と呼ばれている。
【００１１】
なお、回転中心軸ＲＡをＺ軸として、Ｚ軸を中心とした回転座標系をＸＹＺ座標系で規定する。ＸＹＺ座標系は、第１、第２スキャン系統で個々に規定される。第１スキャン系統の場合、Ｘ線中心軸ＸＣ１をＹ軸、ＺＹ軸に直交する軸をＸ軸と定義する。第２スキャン系統の場合、Ｘ線中心軸ＸＣ２をＹ軸、ＺＹ軸に直交する軸をＸ軸と定義する。Ｚ軸は両座標系で共通である。
【００１２】
Ｘ線管１０１と回転中心軸ＲＡとの間には、スリット１０２が配置される。実際には、スリット１０２は、Ｘ線管１０１のＸ線放射窓に取り付けられる。Ｘ線検出器１０３のＸ線入射面には、一点で集束するように個々に角度調整された複数のコリメータ板を有するコンバージングコリメータ１０４が取り付けられる。コンバージングコリメータ１０４の幾何学的な集束点がＸ線管１０１のＸ線焦点に一致するのに最適な集束点深度を有するコンバージングコリメータ１０４が採用されている。コンバージングコリメータ１０４は、高い散乱線除去性能を獲得するために、６０ｍｍ以上で１００ｍｍ以下の中から選択された高さを有する。一般的な高さは３０ｍｍであり、第２スキャン系統のコリメータ２０４はこの一般的な３０ｍｍの高さを有している。そのため、コンバージングコリメータ１０４は、第２スキャン系統のコリメータ２０４よりも高い散乱線除去性能を備えている。
【００１３】
第１Ｘ線検出器１０３には、一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集回路１０５が接続されている。データ収集回路１０５は、Ｘ線検出器１０３の各チャンネルの出力（電流信号）を電圧信号に変換し、そして増幅するとともに、ディジタル信号に変換する機能を備えている。ＤＡＳ１０５には、光や磁気を媒体とした非接触型データ伝送装置１０６を経由して、ＤＡＳ出力のチャンネル間非均一性等を補正する前処理装置１０８が接続される。前処理を受けたデータ（投影データ）は、補助記憶装置５に記憶される。
【００１４】
映像と治療とで兼用される第２のスキャナ系統は、そのＸ線中心軸ＸＣ２が第１スキャンン系統のＸ線中心軸ＸＣ１と回転中心軸ＲＡ上で直交する回転リング１０上の位置に搭載された第２Ｘ線管２０１と多チャンネル型Ｘ線検出器２０３とを有する。第２高電圧発生装置２０７は、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する比較的低い管電圧及びフィラメント電流と、治療用の比較的高い線量のＸ線のばく射に対応する比較的高い管電圧及びフィラメント電流とを選択的に発生することが可能に構成されている。第２Ｘ線管２０１は、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を第２高電圧発生装置２０７から受けて、映像用の比較的低い線量のＸ線をばく射し、また治療用の比較的高い線量のＸ線のばく射に対応する管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を第２高電圧発生装置２０７から受けて、治療用の比較的高い線量のＸ線をばく射する。
【００１５】
第２Ｘ線検出器２０３は、回転中心軸ＲＡ及びＸ線中心軸ＸＣ２に略直交する方向、実際にはＸ線焦点を中心とした円弧上に沿って配列された複数のＸ線検出素子を有する。Ｘ線検出器２０３は、単一のＸ線検出素子配列又は複数のＸ線検出素子配列を有する。前者はシングルスライス対応のＸ線検出器と呼ばれ、後者はマルチスライス対応又は２次元アレイ型のＸ線検出器と呼ばれている。
【００１６】
第２Ｘ線管２０１と回転中心軸ＲＡとの間には、マルチリーフコリメータ２０２が配置される。実際には、マルチリーフコリメータ２０２は、第２Ｘ線管２０１のＸ線放射窓に取り付けられる。マルチリーフコリメータ２０２は、図２に示すように、Ｘ軸に沿って個々に進退自在に設けられた回転中心軸ＲＡ上での換算値で幅１ｍｍの短冊形状の複数のリーフ２１０を有している。実際には、Ｘ線中心軸ＸＣ２中心線として、この中心線を挟んで左右両開きで２枚のリーフ２１０がペアを構成し、このリーフペアがＺ軸方向に複数、ここでは１９個並列されている。
【００１７】
第２Ｘ線検出器２０３のＸ線入射面には、一点で集束するように個々に角度調整された複数のコリメータ板を有するコンバージングコリメータ２０４が取り付けられる。コンバージングコリメータ２０４の幾何学的な集束点が第２Ｘ線管２０１のＸ線焦点に一致するのに最適な集束点深度を有するコンバージングコリメータ２０４が採用されている。コンバージングコリメータ２０４は、一般的な３０ｍｍの高さを有する。
【００１８】
第２Ｘ線検出器２０３には、データ収集回路２０５が接続されている。データ収集回路２０５は、Ｘ線検出器２０３の各チャンネルの出力（電流信号）を電圧信号に変換し、そして増幅するとともに、ディジタル信号に変換する機能を備えている。ＤＡＳ２０５には、光や磁気を媒体とした非接触型データ伝送装置２０６を経由して、ＤＡＳ出力のチャンネル間非均一性等を補正する前処理装置２０８が接続される。前処理を受けたデータ（投影データ）は、補助記憶装置５に記憶される。
【００１９】
補助記憶装置５は、投影データから画像データを再構成するための画像再構成装置４、表示装置６、マウス等のポインティングデバイスやキーボードを装備した入力装置７、治療プランニングシステム８、治療トリガ発生部９、そして治療計画に従って治療実行するためにガントリ１及び高電圧発生装置１０７、２０７を制御するための治療／スキャンコントローラ３とともに、データ／制御バスを介してシステムコントローラ２に接続される。
【００２０】
治療プランニングシステム８は、Ｘ線出力線量特性データや断層画像データを基に放射線の体内線量分布の計算や、入力装置１１５から設定された被治療領域に対してマルチリーフコリメータ２０２の開口とＸ線管回転角度との関係を計算する等々の最適な照射を行うための治療専門的な支援機能を備えている。
【００２１】
治療トリガ発生部９は、治療前のプレスキャン中に、第１スキャン系統を介して収集した投影データから再構成装置４で即時的に再構成される画像データから被治療部位を含む関心領域内の複数画素の画素値（ＣＴ値）を抽出し、その画素値又は画素値から導かれる値、例えば画素値平均又は最大値を、所定の治療開始用のしきい値と比較し、被治療部位を含む関心領域内の複数画素の画素値又はその画素値から導かれる値が治療開始用のしきい値に達した又は超過した時点で、治療トリガ信号を発生する。また、治療トリガ発生部９は、治療期間中に、第１スキャン系統を介して収集した投影データから再構成装置４で即時的に再構成される画像データから抽出した関心領域内の複数画素の画素値（ＣＴ値）又は画素値から導かれる値（画素値平均又は最大値）を、所定の治療終了用のしきい値と比較し、その値が治療終了用のしきい値に達した又は超過した時点で、治療終了信号を発生する。
【００２２】
なお、治療期間中には、第２スキャン系統の第２Ｘ線管２０１から比較的高線量の治療用Ｘ線が発生され、その散乱線の一部が第１スキャン系統の第１Ｘ線検出器１０３に到達してしまう。第１スキャン系統の第１Ｘ線検出器１０３には上述したように６０ｍｍ以上の高いコンバージングコリメータ１０４を装着して散乱線除去性能を高めてはいるが、散乱線入射をゼロにすることは現実的には不可能である。そのため治療期間中には、第２スキャン系統の第２Ｘ線管２０１から発生される治療用Ｘ線の散乱線の一部が第１スキャン系統の第１Ｘ線検出器１０３に到達してしまい、そのＣＴ値を治療前のそれよりも高値に押し上げてしまうので、治療終了用のしきい値は、治療開始用のしきい値よりも高い値に設定される。
【００２３】
また、治療開始は治療開始用のしきい値との比較でタイミングをはかり、一方、治療終了は、治療終了用のしきい値との比較ではなく、治療開始からの経過時間により管理するようにしてもよく、つまり治療開始からの経過時間が、初期設定した治療時間に達した時に治療を終了するようにしても良い。
【００２４】
図３は、第１実施形態の治療に要する一連の作業の流れを示している。図４は、プレスキャン開始以降のＣＴ値平均の時間変化と、映像用の第１スキャン系統のＸ線管の管電圧と管電流の時間変化と、治療用の第２スキャン系統のＸ線管の管電圧と管電流の時間変化とを示している。図６にはプレスキャン開始時刻ｔ０から治療開始時刻ｔ１までの期間における第１、第２スキャン系統のＸ線照射状態を示している。
【００２５】
治療前に、被検体に造影剤が注入される。上述したように、造影剤を投与しながら治療用Ｘ線の照射を行うと、光電効果により造影剤から放出される２次電子により治療効果が向上することが知られている。治療効率を高めるには、被治療部位にある程度の濃度で造影剤が存在している期間に、治療用のＸ線を照射することが有効である。そのために、治療開始に先立って、第１スキャン系統で被治療部位の造影剤濃度を即時的に監視し、当該濃度がある程度まで高まった時点で治療を開始する。
【００２６】
まず、時刻ｔ０で、プレスキャンが開始される。プレスキャンでは第２スキャン系統の第２Ｘ線管２０１には高電圧が印加されず、比較的高線量の治療用のＸ線は発生されない。一方、第１スキャン系統ではスキャンが低線量で行われる。つまり、第１高電圧発生装置１０７から第１Ｘ線管１０１に、例えば１００ｋＶの比較的低い高電圧が印加され、フィラメント電流の供給制御により例えば１２０ｍＡの比較的低い管電流が流される。それにより、第１スキャン系統の第１Ｘ線管１０１から映像用の比較的低線量のＸ線が発生され、被検体を透過したＸ線が第１Ｘ線検出器１０３で検出され、その検出が回転リング１０の回転と共に一定の周波数で繰り返され、一定角度回転するごとに、画像データの再構成に要する角度分の投影データが収集される（Ｓ１）。収集された投影データに基づいて画像再構成装置４により画像データが即時的に再構成される（Ｓ２）。その画像データは表示装置６で表示されると共に治療トリガ発生部９に送られる。
【００２７】
治療トリガ発生部９では、入力装置７を介して事前に設定された図５に例示する被治療部位を含む関心領域内の複数の画素の画素値（ＣＴ値）が、画像データから抽出され、例えばその平均値ＣＴavg.が計算される（Ｓ３）。そして、治療トリガ発生部９において、計算された平均値ＣＴavg.が、所定の治療開始用のしきい値と比較される（Ｓ４）。平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値より低いことは、関心領域に造影剤が十分流入していないことを意味し、平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値に達した又は超過したことは、関心領域に造影剤が十分流入していることを意味する。
【００２８】
平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値より低いとき、Ｓ１乃至Ｓ４の処理が繰り返される。時間経過と共に、関心領域への造影剤の流入量が増加し、平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値に達した又は超過した時点で、治療トリガ発生部９から治療トリガ信号が発生される。この治療トリガ信号に従って治療／スキャンコントローラ３の制御のもとで、第２スキャン系統で治療が開始される。つまり、第２高電圧発生装置２０７から第２Ｘ線管２０１に、例えば２５０ｋＶの比較的低い高電圧が印加され、フィラメント電流の供給制御により例えば５００ｍＡの比較的高い管電流が流される。それにより、第２スキャン系統の第２Ｘ線管２０１から映像用の比較的高線量のＸ線が発生され、マルチリーフコリメータ２０２の開口で被治療部位に応じて細く成形された比較的高線量の治療用Ｘ線が被検体の被治療部位に照射される。マルチリーフコリメータ２０２の各リーフの開度は、図７に示すように、第２Ｘ線管２０１の回転角に応じて動的に変更される（Ｓ６）。それにより回転を伴って被治療部位に対して選択的に治療用Ｘ線が照射される。
【００２９】
この治療開始以後も、第１スキャン系統でのスキャニング、つまり投影データの収集（Ｓ７）、画像データの即時的な再構成（Ｓ８）、その画像データの即時的表示、そして関心領域のＣＴ値平均ＣＴavg.の計算（Ｓ９）が継続される。治療期間中には、治療トリガ発生部９において、計算された平均値ＣＴavg.が、所定の治療開始用のしきい値よりも高く設定されている治療終了用のしきい値ＴＨendと比較される（Ｓ１０）。平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値より高いことは、関心領域に一定の治療効果を発揮するのに十分な濃度で造影剤が存在していることを意味し、平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値に達した又は下回ることは、関心領域から造影剤が流出してその濃度が程度より下がり一定の治療効果を発揮することができなくなったことを意味する。平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値より高いとき、治療用Ｘ線の照射が継続され、そしてＳ６乃至Ｓ１０の処理が繰り返される。平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値に達した又は下回った時点で、治療トリガ発生部９から治療終了信号が発生される。この治療終了信号に従って治療／スキャンコントローラ３の制御のもとで、第２高電圧発生装置２０７から第２Ｘ線管２０１への高電圧の印加及びフィラメント電流の供給が停止され、またそれと共に第１高電圧発生装置１０７から第１Ｘ線管１０１への高電圧の印加及びフィラメント電流の供給が停止される。それにより治療が終了する（Ｓ１１）。
【００３０】
なお、治療開始は治療開始用のしきい値との比較でタイミングをはかり、一方、治療終了は、治療開始からの経過時間が、初期設定した治療時間に達した時に治療を終了するようにしても良い。
【００３１】
また、治療／スキャンコントローラ３で、図示しないインジェクタから造影剤の注入状態を示す信号を入力し、その注入状態に応じて治療停止及び照射停止するようにしてもよい。例えば、インジェクタから予定した量の造影剤の注入が完了した時、その時又はそれから所定時間経過後に治療／スキャンコントローラ３は、治療終了する。また、インジェクタの故障により、造影剤の注入が停止してしまったとき、治療／スキャンコントローラ３は、第２高電圧発生装置２０７から第２Ｘ線管２０１への高電圧の印加及びフィラメント電流の供給を緊急停止させて、治療用のＸ線の被検体への照射を緊急停止する。緊急停止は、第２高電圧発生装置２０７から第２Ｘ線管２０１への高電圧の印加及びフィラメント電流の供給の停止と共に、Ｘ線シャッター機構により照射停止するようにしても良い。
【００３２】
このように第１実施形態によれば、関心領域の造影剤濃度を監視し、その濃度が高まった時点で治療を開始し、また造影剤濃度が低下した時点で治療を終了するので、治療開始の時間的なずれを軽減することができ、それにより高い治療効率を実現することができる。また、プレスキャンから治療期間中にわたって、被治療部位を含む断面を画像で目視確認することができるので、治療の進行状況を術者が実際に目で見て確認することができる。
【００３３】
なお、上述の説明では、平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値に達した又は下回った時点で、治療を終了させるようにしているが、治療開始からの経過時間により治療終了時刻を決めるようにしても良い。
【００３４】
また、治療開始からの治療用Ｘ線照射の累計時間により治療終了時刻を管理し、それと共に造影剤濃度の監視を併用して、平均値ＣＴavg.が治療終了用しきい値（この場合、治療休止用しきい値）より高い期間に限り、治療用のＸ線を照射し、一方、平均値ＣＴavg.が治療休止用のしきい値に達した又は下回る期間には、治療用Ｘ線の照射を休止させることにより、つまり、高い治療効果を発揮できる期間に限り、治療用のＸ線を発生することにより、高い治療効率を維持することができる。
【００３５】
（第２実施形態）
上述の第１実施形態の集中照射型放射線治療装置は、２管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置と共通の基本構造を備えているが、本第２実施形態の集中照射型放射線治療装置は、１管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置と共通の基本構造を備えている。本実施形態の１管球型の集中照射型放射線治療装置は、第１実施形態と同様に、造影剤濃度の監視機能を実現する。
【００３６】
図８には、本第２実施形態の集中照射型放射線治療装置の構成を示している。図８において、図１と同じ構成要素には、同じ参照符号を付している。本第２実施形態の集中照射型放射線治療装置は、第１実施形態の映像と治療とで兼用される第２スキャン系統を単独で備えている。つまり、回転リング１０にはＸ線管２０１と多チャンネル型Ｘ線検出器２０３とが搭載され、そのＸ線管２０１には高電圧発生装置２０７から、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する比較的低い管電圧及びフィラメント電流と、治療用の比較的高い線量のＸ線のばく射に対応する比較的高い管電圧及びフィラメント電流とが選択的に供給される。Ｘ線管２０１は、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を高電圧発生装置２０７から受けて、映像用の比較的低い線量のＸ線をばく射し、また治療用の比較的高い線量のＸ線のばく射に対応する管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を高電圧発生装置２０７から受けて、治療用の比較的高い線量のＸ線をばく射する。Ｘ線検出器２０３のＸ線入射面には、高い散乱線除去性能を有する例えば高さ６０ｍｍのコンバージングコリメータ１０４が取り付けられる。
【００３７】
治療／スキャンコントローラ１１は、プレスキャン期間には高電圧発生装置２０７を制御して、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する比較的低い管電圧及びフィラメント電流をＸ線管２０１に供給させる。治療開始時点で、治療／スキャンコントローラ１１は、高電圧発生装置２０７を制御して、映像用の比較的低い線量のＸ線のばく射に対応する比較的低い管電圧及びフィラメント電流の供給から、治療用の比較的高い線量のＸ線のばく射に対応する比較的高い管電圧及びフィラメント電流の供給に切り替える。また、治療／スキャンコントローラ１１は、プレスキャン期間には、マルチリーフコリメータ２０２の中央の数枚のリーフを全開にすると共に、他のリーフを完全に閉じる。そして、治療開始時点で、治療／スキャンコントローラ１１は、マルチリーフコリメータ２０２の中央の１枚のリーフだけを全開に維持し、それと共に、他のリーフの開度を被治療部位の形状や位置に応じて調整する。
【００３８】
図９は、第２実施形態の治療に要する一連の作業の流れを示している。図１１は、プレスキャン開始以降のＣＴ値平均の時間変化と、Ｘ線管２０１の管電圧と管電流の時間変化とを示している。治療前に、被検体に造影剤が注入され、時刻ｔ０で、プレスキャンが開始される。このとき図１０（ａ）に示すように、マルチリーフコリメータ２０２の中央の数枚、ここでは３枚のリーフが全開に開けられ、他のリーフは完全に閉じられる（Ｓ２１）。
【００３９】
プレスキャンではＸ線管２０１には高電圧発生装置２０７からＸ線管２０１に、例えば１００ｋＶの比較的低い高電圧が印加され、フィラメント電流の供給制御により例えば１２０ｍＡの比較的低い管電流が流される。それにより、Ｘ線管２０１から映像用の比較的低線量のＸ線が発生され、３枚のリーフの全開により形成された細いスリット様の開口で薄く成形されたファン状のＸ線が被検体に照射され、そして被検体を透過したＸ線がＸ線検出器２０３で検出され、その検出が回転リング１０の回転と共に一定の周波数で繰り返され、一定角度回転するごとに、画像データの再構成に要する角度分の投影データが収集される（Ｓ２２）。収集された投影データに基づいて画像再構成装置４により画像データが即時的に再構成される（Ｓ２３）。その画像データは表示装置６で表示されると共に治療トリガ発生部９に送られる。
【００４０】
治療トリガ発生部９では、被治療部位を含む関心領域内の複数の画素の画素値（ＣＴ値）が、画像データから抽出され、例えばその平均値ＣＴavg.が計算される（Ｓ２４）。そして、治療トリガ発生部９において、計算された平均値ＣＴavg.が、所定の治療開始用のしきい値と比較される（Ｓ２５）。平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値より低いとき、Ｓ２２乃至Ｓ２５の処理が繰り返される。時間経過と共に、関心領域への造影剤の流入量が増加し、平均値ＣＴavg.が治療開始用のしきい値に達した又は超過した時点で、治療トリガ発生部９から治療トリガ信号が発生される。
【００４１】
この治療トリガ信号に従って治療／スキャンコントローラ１１の制御のもとで、高電圧発生装置２０７からＸ線管２０１に印加される管電圧が、映像用の比較的低い例えば１００ｋＶから治療用の比較的高い例えば２５０ｋＶに切り替えられ、また管電流も、映像用の比較的低い１２０ｍＡから治療用の比較的高い例えば５００ｍＡに切り替えられる。それにより、比較的高線量のＸ線により治療が開始される（Ｓ２６）。管電圧及び管電流の切り替えと共に、治療／スキャンコントローラ１１の制御のもとで、図１０（ｂ）に示すように、マルチリーフコリメータ２０２の中央の１枚のリーフだけが全開で維持され、他のリーフの開度は被治療部位の形状や位置に応じて調整される（Ｓ２７）。この開度調整により、図１１に示すように、薄いファン状の映像用のＸ線が、ビーム上の治療用のＸ線に重なった状態で被検体にＸ線が照射される。
【００４２】
治療期間中も、プレスキャンと同様に、投影データが収集され、収集された投影データに基づいて画像再構成装置４により画像データが即時的に再構成される（Ｓ２８）。
【００４３】
治療期間には、プリスキャン時よりも少ない中央のここでは１枚のリーフだけを全開に維持してＸ線を薄く絞り込むことにより、治療時の高線量のＸ線であっても、検出器２０３及びＤＡＳ２０５のダイナミックレンジが飽和することなく、画像化することができる。ただし、被治療部位の形状や位置に応じて開度調整された他のリーフにより形成される開口を通して照射されるＸ線はそれに対応するチャンネルのダイナミックレンジを飽和させるかもしれない。ダイナミックレンジの飽和により、細い治療用Ｘ線が集中する領域では、黒抜けを起こす。黒抜けを起こしている領域は、治療用Ｘ線が集中する領域として認識することができ、その領域と被治療部位との位置ズレを確認することができる。一方、細い治療用Ｘ線が集中する領域以外の領域では、Ｘ線吸収係数分布が画像化され得る。
【００４４】
再構成された画像データは表示装置６で表示されると共に治療トリガ発生部９に送られ、治療トリガ発生部９において、被治療部位を含む関心領域ではなく、その周辺の黒抜けしない領域内の複数の画素の画素値（ＣＴ値）が、画像データから抽出され、例えばその平均値ＣＴavg.が計算される（Ｓ２９）。そして、治療トリガ発生部９において、計算された平均値ＣＴavg.が、所定の治療終了用のしきい値ＴＨendと比較される（Ｓ３０）。平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値ＴＨendより高いとき、治療用Ｘ線の照射が継続され、そしてＳ２７乃至Ｓ３０の処理が繰り返される。平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値に達した又は下回った時点で、治療トリガ発生部９から治療終了信号が発生される。この治療終了信号に従って治療／スキャンコントローラ１１の制御のもとで、高電圧発生装置２０７からＸ線管２０１への高電圧の印加及びフィラメント電流の供給が停止される。それにより治療が終了する（Ｓ３１）。
【００４５】
このように第２実施形態によれば、関心領域の造影剤濃度を監視し、その濃度が高まった時点で治療を開始し、また造影剤濃度が低下した時点で治療を終了するので、治療開始の時間的なずれを軽減することができ、それにより高い治療効率を実現することができる。また、プレスキャンから治療期間中にわたって、被治療部位を含む断面を画像で目視確認することができるので、治療の進行状況を術者が実際に目で見て確認することができる。また、ビーム上の細い治療用Ｘ線が集中する領域が黒抜けを起こすので、その集中領域に対する被治療部位の位置ズレを目視確認することができる。
【００４６】
なお、第１実施形態の場合と同様に、上述では、平均値ＣＴavg.が治療終了用のしきい値に達した又は下回った時点で、治療を終了させるようにしているが、治療開始からの経過時間により治療終了時刻を決めるようにしても良い。
【００４７】
また、第１実施形態の場合と同様に、治療開始からの治療用Ｘ線照射の累計時間により治療終了時刻を管理し、それと共に造影剤濃度の監視を併用して、平均値ＣＴavg.が治療終了用しきい値（この場合、治療休止用しきい値）より高い期間に限り、治療用のＸ線を照射し、一方、平均値ＣＴavg.が治療休止用のしきい値に達した又は下回る期間には、治療用Ｘ線の照射を休止させることにより、つまり、高い治療効果を発揮できる期間に限り、治療用のＸ線を発生することにより、高い治療効率を維持することができる。
【００４８】
（変形例）
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００４９】
【発明の効果】
本発明によれば、治療開始の時間的なずれを軽減することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態による集中照射型放射線治療装置の構成を示す図。
【図２】図１のマルチリーフコリメータの構造を示す平面図。
【図３】第１実施形態において、プレスキャンから治療終了までの一連の流れを示すフローチャート。
【図４】第１実施形態において、プレスキャン開始以降のＣＴ値平均の時間変化と、映像用の第１スキャン系統のＸ線管の管電圧と管電流の時間変化と、治療用の第２スキャン系統のＸ線管の管電圧と管電流の時間変化とを示すタイムチャート。
【図５】図３のＳ３の関心領域（ＲＯＩ）の例を示す図。
【図６】図４のプレスキャン開始時刻ｔ０から治療開始時刻ｔ１までの期間における第１、第２スキャン系統のＸ線照射状態を示す図。
【図７】図４の治療開始時刻ｔ１から治療終了時刻ｔ２までの期間における第１、第２スキャン系統のＸ線照射状態を示す図。
【図８】本発明の第２実施形態による集中照射型放射線治療装置の構成を示す図。
【図９】第２実施形態において、プレスキャンから治療終了までの一連の流れを示すフローチャート。
【図１０】図９のＳ２１に対応するマルチリーフコリメータの開口と、Ｓ２７に対応するマルチリーフコリメータの開口とを示す図。
【図１１】第２実施形態において、プレスキャン開始以降のＣＴ値平均の時間変化と、Ｘ線管の管電圧と管電流の時間変化とを示すタイムチャート。
【図１２】第２実施形態において、治療開始時刻から治療終了時刻までの期間におけるＸ線照射状態を示す図。
【符号の説明】
１…ガントリ、
２…システムコントローラ、
３…治療／スキャンコントローラ、
４…再構成装置、
５…補助記憶装置、
６…表示装置、
７…入力装置、
８…治療プランニングシステム、
９…治療トリガ発生部、
１０…回転リング、
１０１…第１Ｘ線管（映像用）、
１０２…スリット、
１０３…第１多チャンネル型Ｘ線検出器、
１０４…第１コンバージングコリメータ、
１０５…第１データ収集回路（ＤＡＳ）、
１０６…第１非接触データ伝送装置、
１０７…第１高電圧発生装置（映像用）、
１０８…第１前処理装置、
２０１…第２Ｘ線管（映像／治療兼用）、
２０２…マルチリーフコリメータ、
２０３…第２多チャンネル型Ｘ線検出器、
２０４…第２コンバージングコリメータ、
２０５…第２データ収集回路（ＤＡＳ）、
２０６…第２非接触データ伝送装置、
２０７…第２高電圧発生装置（映像／治療切替型）、
２０８…第２前処理装置。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an intensive irradiation type radiotherapy apparatus having an X-ray computed tomography function.
[0002]
[Prior art]
An X-ray computed tomography apparatus that irradiates a subject with X-rays and reconstructs image data from transmission data is known. This X-ray computed tomography apparatus can be improved to a specification that allows high-dose irradiation, and the collimator (X-ray diaphragm) can be trimmed to an arbitrary shape so that no radiation other than the treatment target is irradiated. By adopting a multi-leaf collimator, there is a movement to try to combine it with intensive irradiation type radiotherapy.
[0003]
This dual-purpose machine eliminates the need to transfer the subject from the X-ray computed tomography apparatus to the radiation therapy apparatus in a series of operations from image generation for positioning to treatment, and is placed on a single device. The treatment time can be shortened and the positioning accuracy can be improved by reducing the chance that the subject will be displaced during the period from positioning to treatment start. It has the advantage of being able to plan. This advantage is exceptional, and this type of dual-purpose machine is considered to be more popular.
[0004]
In recent years, it has been discovered that when a therapeutic X-ray is irradiated while administering a contrast medium during radiotherapy, the therapeutic effect is improved by secondary electrons emitted from the contrast medium due to the photoelectric effect. When a contrast agent is present at a certain concentration at the site to be treated, high therapeutic efficiency can be obtained by irradiating therapeutic X-rays.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to reduce the time lag of the start of treatment in a concentrated irradiation radiotherapy apparatus.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
An intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to an aspect of the present invention includes a therapeutic radiation source that generates a relatively high dose of therapeutic radiation toward a subject administered with a contrast agent, and the therapeutic radiation source. A therapeutic high voltage generator for generating a therapeutic high voltage applied to the therapeutic radiation source to generate the therapeutic radiation, and a relatively low dose image for the subject An image radiation source for generating image radiation, and an image radiation source for generating an image high voltage applied to the image radiation source for generating the image radiation from the image radiation source. A high-voltage generator, a multi-channel radiation detector for detecting the imaging radiation transmitted through the subject, and the therapeutic and imaging radiation sources together with the radiation detector moved relative to the subject Moving mechanism and And an image reconstruction unit which immediately reconfigured image data based on the output of the radiation detector for the video, the value derived from the pixel values or pixel values of the extracted from the image data region of interest Is compared to a predetermined treatment start threshold, and the treatment trigger signal is generated when the pixel value or a value derived from the pixel value reaches or exceeds the treatment start threshold. A treatment trigger generator; and a treatment controller for controlling the treatment high voltage generator to start application of the treatment high voltage to the treatment radiation source according to the treatment trigger signal.
[0007]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of an intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. The therapeutic radiation is described as a general X-ray, but is not limited thereto. Intensive irradiation type radiotherapy equipment dynamically controls the aperture of the collimator in conjunction with the continuous movement of the radiation source relative to the subject (patient), so that finely focused radiation is always directed to the treatment site of the subject. By concentrating, it is a treatment device that selectively gives a treatment effect with high energy to a treatment site and suppresses exposure to other healthy sites as much as possible. Here, the radiation source is described as an example of moving on a circumferential trajectory, but the moving trajectory of the radiation source is not limited thereto.
[0008]
In this example, the intensive irradiation type radiotherapy apparatus has a basic structure common to the X-ray computed tomography apparatus. Similar to the X-ray computed tomography apparatus, the intensive irradiation type radiotherapy apparatus includes a rotation / rotation type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as one body, and a large number of detection elements in a ring shape. There are various types such as a fixed / rotation type in which only the X-ray tube rotates around the subject, and the present invention can be applied to any type. Here, the rotation / rotation type will be described. Further, to reconstruct one slice of tomographic image data, projection data for about 360 ° around the subject and about 360 ° is required, and projection data for 180 ° + fan angle is also required in the half scan method. . The present invention can be applied to any reconstruction method. Here, a half scan method that is advantageous in terms of time resolution will be described as an example. In addition, the mechanism for converting incident X-rays into electric charges is based on an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode. The generation of electron-hole pairs in semiconductors and their transfer to the electrode, that is, the direct conversion type utilizing a photoconductive phenomenon, is the mainstream. Any of these methods may be employed as the X-ray detection element, but here, the former indirect conversion type will be described.
[0009]
(First embodiment)
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to the first embodiment of the present invention. The intensive irradiation radiotherapy apparatus according to the first embodiment has a basic structure common to a two-tube X-ray computed tomography apparatus. The intensive irradiation type radiotherapy apparatus has a gantry 1. The gantry 1 has a rotating ring 10 that is rotatably held around a rotation center axis RA. The rotating ring 10 is equipped with first and second scanner systems. The first scanner system is used for video, and the second scanner system is used for both video and treatment. The first scanner system includes a first X-ray tube 101 and a multi-channel X-ray detector 103 mounted on the rotary ring 10. The first X-ray tube 101 is attached in a direction facing the rotation center axis RA, that is, a position where the center axis (X-ray center axis) XC1 of the X-ray bundle from the X-ray tube 101 is orthogonal to the rotation center axis RA. The first X-ray tube 101 receives from the first high-voltage generator 107 the application of a tube voltage and the supply of a filament current corresponding to the irradiation of a relatively low dose of X-rays for imaging, and is relatively low for imaging. Dose X-rays at a dose.
[0010]
A multi-channel first X-ray detector 103 is attached at a position on the rotary ring 10 facing the X-ray tube 101 across the rotation center axis RA. The first X-ray detector 103 has a plurality of X-ray detection elements arranged along a direction substantially orthogonal to the rotation center axis RA and the X-ray center axis XC1, in practice along an arc centered on the X-ray focal point. . The X-ray detector 103 has a single X-ray detection element array or a plurality of X-ray detection element arrays. The former is called a single-slice X-ray detector, and the latter is called a multi-slice or two-dimensional array X-ray detector.
[0011]
Note that a rotational coordinate system centered on the Z axis is defined by an XYZ coordinate system with the rotational center axis RA as the Z axis. The XYZ coordinate system is individually defined by the first and second scan systems. In the case of the first scan system, the X-ray central axis XC1 is defined as the Y axis, and the axis orthogonal to the ZY axis is defined as the X axis. In the case of the second scan system, the X-ray central axis XC2 is defined as the Y axis, and the axis orthogonal to the ZY axis is defined as the X axis. The Z axis is common to both coordinate systems.
[0012]
A slit 102 is disposed between the X-ray tube 101 and the rotation center axis RA. Actually, the slit 102 is attached to the X-ray emission window of the X-ray tube 101. A converging collimator 104 having a plurality of collimator plates whose angles are individually adjusted so as to converge at one point is attached to the X-ray incident surface of the X-ray detector 103. A converging collimator 104 having an optimum focal point depth is adopted so that the geometric focal point of the converging collimator 104 coincides with the X-ray focal point of the X-ray tube 101. The converging collimator 104 has a height selected from 60 mm to 100 mm in order to obtain high scattered radiation removal performance. The general height is 30 mm, and the collimator 204 of the second scan system has this general height of 30 mm. Therefore, the converging collimator 104 has a higher scattered ray removal performance than the collimator 204 of the second scan system.
[0013]
The first X-ray detector 103 is connected to a data acquisition circuit 105 generally called a DAS (data acquisition system). The data acquisition circuit 105 has a function of converting the output (current signal) of each channel of the X-ray detector 103 into a voltage signal, amplifying it, and converting it into a digital signal. The DAS 105 is connected to a pre-processing device 108 for correcting non-uniformity between channels of the DAS output and the like via a non-contact type data transmission device 106 using light or magnetism as a medium. Data that has undergone preprocessing (projection data) is stored in the auxiliary storage device 5.
[0014]
The second scanner system that is used for both image and treatment is mounted at a position on the rotary ring 10 whose X-ray central axis XC2 is orthogonal to the X-ray central axis XC1 of the first scanning system on the rotational center axis RA. The second X-ray tube 201 and the multi-channel X-ray detector 203 are provided. The second high voltage generator 207 supports relatively low tube voltage and filament current corresponding to relatively low dose X-ray radiation for imaging and relatively high dose X-ray radiation for treatment. It is possible to selectively generate a relatively high tube voltage and filament current. The second X-ray tube 201 receives tube voltage application and filament current supply from the second high voltage generator 207 corresponding to X-ray irradiation of a relatively low dose for video, and is relatively low for video. A dose of X-rays is applied and a tube voltage and a filament current are supplied from the second high-voltage generator 207 corresponding to the radiation of a relatively high dose of X-rays for treatment. A relatively high dose of X-rays is emitted.
[0015]
The second X-ray detector 203 has a plurality of X-ray detection elements arranged along a direction substantially orthogonal to the rotation center axis RA and the X-ray center axis XC2, in practice, on an arc centered on the X-ray focal point. . The X-ray detector 203 has a single X-ray detection element array or a plurality of X-ray detection element arrays. The former is called a single-slice X-ray detector, and the latter is called a multi-slice or two-dimensional array X-ray detector.
[0016]
A multi-leaf collimator 202 is disposed between the second X-ray tube 201 and the rotation center axis RA. In practice, the multi-leaf collimator 202 is attached to the X-ray emission window of the second X-ray tube 201. As shown in FIG. 2, the multi-leaf collimator 202 has a plurality of strip-shaped leaves 210 each having a width of 1 mm in terms of a converted value on the rotation center axis RA provided to be individually movable back and forth along the X axis. Yes. Actually, as the X-ray center axis XC2 center line, two leaves 210 form a pair by opening left and right across this center line, and a plurality of these 19 leaf pairs are arranged in the Z-axis direction, here 19 in parallel. .
[0017]
A converging collimator 204 having a plurality of collimator plates whose angles are individually adjusted so as to converge at one point is attached to the X-ray incident surface of the second X-ray detector 203. A converging collimator 204 having an optimum focal point depth is employed so that the geometric focal point of the converging collimator 204 coincides with the X-ray focal point of the second X-ray tube 201. The converging collimator 204 has a typical height of 30 mm.
[0018]
A data acquisition circuit 205 is connected to the second X-ray detector 203. The data acquisition circuit 205 has a function of converting the output (current signal) of each channel of the X-ray detector 203 into a voltage signal, amplifying it, and converting it into a digital signal. The DAS 205 is connected to a pre-processing device 208 that corrects non-uniformity between channels of the DAS output and the like via a non-contact data transmission device 206 using light or magnetism as a medium. Data that has undergone preprocessing (projection data) is stored in the auxiliary storage device 5.
[0019]
The auxiliary storage device 5 includes an image reconstruction device 4 for reconstructing image data from projection data, a display device 6, an input device 7 equipped with a pointing device such as a mouse and a keyboard, a treatment planning system 8, and a treatment trigger generator. 9 and connected to the system controller 2 via a data / control bus together with a treatment / scan controller 3 for controlling the gantry 1 and the high voltage generators 107, 207 to perform treatment according to the treatment plan.
[0020]
The treatment planning system 8 calculates the in-vivo dose distribution of the radiation based on the X-ray output dose characteristic data and tomographic image data, and the opening of the multi-leaf collimator 202 and the X-ray with respect to the treatment area set from the input device 115. It has a specialized treatment support function for optimal irradiation, such as calculating the relationship with the tube rotation angle.
[0021]
The treatment trigger generation unit 9 is arranged in a region of interest including a treatment site from image data that is immediately reconstructed by the reconstruction device 4 from projection data collected through the first scan system during pre-scan before treatment. A pixel value (CT value) of a plurality of pixels is extracted, and the pixel value or a value derived from the pixel value, for example, a pixel value average or maximum value is compared with a predetermined threshold value for starting treatment, When a pixel value of a plurality of pixels in the region of interest including or a value derived from the pixel value reaches or exceeds a threshold value for starting treatment, a treatment trigger signal is generated. In addition, the treatment trigger generation unit 9 includes a plurality of pixels in the region of interest extracted from the image data immediately reconstructed by the reconstruction device 4 from the projection data collected via the first scan system during the treatment period. The pixel value (CT value) or a value derived from the pixel value (pixel value average or maximum value) is compared with a predetermined treatment end threshold, and the value reaches the treatment end threshold or When exceeded, a treatment end signal is generated.
[0022]
During the treatment period, a relatively high dose of therapeutic X-rays is generated from the second X-ray tube 201 of the second scan system, and part of the scattered radiation is the first X-ray detector 103 of the first scan system. Will reach. As described above, the first X-ray detector 103 of the first scan system is equipped with the high-converging collimator 104 of 60 mm or more to improve the scattered radiation removal performance. Is impossible. Therefore, during the treatment period, a part of the scattered X-rays of the treatment X-rays generated from the second X-ray tube 201 of the second scan system reaches the first X-ray detector 103 of the first scan system. Since the CT value is pushed up to a value higher than that before treatment, the threshold value for treatment end is set higher than the threshold value for treatment start.
[0023]
The start of treatment is timed by comparison with the threshold value for starting treatment, while the end of treatment is managed by the elapsed time from the start of treatment, not by comparison with the threshold value for finishing treatment. In other words, the treatment may be terminated when the elapsed time from the start of the treatment reaches the initially set treatment time.
[0024]
FIG. 3 shows a flow of a series of operations required for the treatment according to the first embodiment. FIG. 4 shows the time variation of the average CT value after the start of prescan, the time variation of the tube voltage and tube current of the first scan system for video, and the X-ray tube of the second scan system for treatment. The tube voltage and the time change of the tube current are shown. FIG. 6 shows X-ray irradiation states of the first and second scan systems in the period from the pre-scan start time t0 to the treatment start time t1.
[0025]
Prior to treatment, a contrast agent is injected into the subject. As described above, it is known that when a therapeutic X-ray is irradiated while administering a contrast agent, the therapeutic effect is improved by secondary electrons emitted from the contrast agent due to the photoelectric effect. In order to increase the treatment efficiency, it is effective to irradiate therapeutic X-rays during a period in which a contrast medium is present at a certain concentration at the site to be treated. Therefore, prior to the start of treatment, the contrast agent concentration at the site to be treated is immediately monitored by the first scan system, and the treatment is started when the concentration increases to some extent.
[0026]
First, pre-scanning is started at time t0. In the prescan, a high voltage is not applied to the second X-ray tube 201 of the second scan system, and a relatively high dose of therapeutic X-rays is not generated. On the other hand, scanning is performed at a low dose in the first scan system. That is, a relatively low high voltage of, for example, 100 kV is applied from the first high voltage generator 107 to the first X-ray tube 101, and a relatively low tube current of, for example, 120 mA is caused to flow by the filament current supply control. Thereby, a relatively low dose X-ray for video is generated from the first X-ray tube 101 of the first scan system, the X-ray transmitted through the subject is detected by the first X-ray detector 103, and the detection is rotated. Repeated with the rotation of the ring 10 at a constant frequency, each time a certain angle is rotated, projection data corresponding to the angle required to reconstruct the image data is collected (S1). Image data is immediately reconstructed by the image reconstruction device 4 based on the collected projection data (S2). The image data is displayed on the display device 6 and sent to the treatment trigger generator 9.
[0027]
In the treatment trigger generation unit 9, pixel values (CT values) of a plurality of pixels in the region of interest including the treatment site illustrated in FIG. 5 set in advance via the input device 7 are extracted from the image data, For example, the average value CTavg. Is calculated (S3). Then, in the treatment trigger generation unit 9, the calculated average value CTavg. Is compared with a predetermined treatment start threshold (S4). If the average value CTavg. Is lower than the threshold value for starting treatment, it means that there is not enough contrast agent flowing into the region of interest, and the average value CTavg. Has reached or exceeded the threshold value for starting treatment. This means that the contrast agent has sufficiently flowed into the region of interest.
[0028]
When the average value CTavg. Is lower than the threshold value for starting treatment, the processes of S1 to S4 are repeated. As time passes, the amount of contrast medium flowing into the region of interest increases, and a treatment trigger signal is generated from the treatment trigger generator 9 when the average value CTavg. Reaches or exceeds the threshold value for starting treatment. The Under the control of the treatment / scan controller 3 in accordance with this treatment trigger signal, treatment is started in the second scan system. That is, a relatively low high voltage of, for example, 250 kV is applied from the second high voltage generator 207 to the second X-ray tube 201, and a relatively high tube current of, for example, 500 mA is caused to flow by the filament current supply control. As a result, a relatively high dose of X-rays for video is generated from the second X-ray tube 201 of the second scan system, and the relatively high dose of X-rays that are shaped thinly according to the treatment site at the opening of the multi-leaf collimator 202. The therapeutic X-ray is irradiated to the treatment site of the subject. As shown in FIG. 7, the opening degree of each leaf of the multi-leaf collimator 202 is dynamically changed according to the rotation angle of the second X-ray tube 201 (S6). Thereby, treatment X-rays are selectively irradiated to the treatment site with rotation.
[0029]
After the start of treatment, scanning in the first scan system, that is, collection of projection data (S7), immediate reconstruction of image data (S8), immediate display of the image data, and average CT value of the region of interest Calculation of CTavg. (S9) is continued. During the treatment period, the treatment trigger generation unit 9 compares the calculated average value CTavg. With the treatment end threshold value THend set higher than a predetermined treatment start threshold value. (S10). If the average value CTavg. Is higher than the threshold value for the end of treatment, it means that the contrast agent is present in the region of interest at a concentration sufficient to exert a certain therapeutic effect, and the average value CTavg. When the threshold value for ending treatment is reached or below, it means that the contrast medium flows out from the region of interest, and its concentration falls below the level, making it impossible to exert a certain therapeutic effect. When the average value CTavg. Is higher than the treatment end threshold value, the treatment X-ray irradiation is continued, and the processes of S6 to S10 are repeated. When the average value CTavg. Reaches or falls below the treatment end threshold, a treatment end signal is generated from the treatment trigger generator 9. Under the control of the treatment / scan controller 3 according to this treatment end signal, the application of the high voltage and the supply of the filament current from the second high voltage generator 207 to the second X-ray tube 201 are stopped, and the first Application of high voltage and supply of filament current from the high voltage generator 107 to the first X-ray tube 101 are stopped. Thereby, the treatment ends (S11).
[0030]
The start of treatment is timed by comparison with the threshold for starting treatment, while the end of treatment is to end treatment when the elapsed time from the start of treatment reaches the initially set treatment time. Also good.
[0031]
Alternatively, the treatment / scan controller 3 may input a signal indicating the injection state of the contrast agent from an injector (not shown), and stop the treatment and stop the irradiation according to the injection state. For example, when the injection of a predetermined amount of contrast medium from the injector is completed, the treatment / scan controller 3 ends the treatment at that time or after a predetermined time has elapsed. Further, when the injection of the contrast agent is stopped due to the failure of the injector, the treatment / scan controller 3 applies the high voltage from the second high voltage generator 207 to the second X-ray tube 201 and supplies the filament current. Is urgently stopped to irradiate therapeutic X-rays on the subject. In the emergency stop, the irradiation may be stopped by the X-ray shutter mechanism together with the high voltage application from the second high voltage generator 207 to the second X-ray tube 201 and the supply of the filament current.
[0032]
As described above, according to the first embodiment, the contrast agent concentration in the region of interest is monitored, the treatment is started when the concentration is increased, and the treatment is ended when the contrast agent concentration is decreased. The time lag of can be reduced, and thereby high treatment efficiency can be realized. Further, since the cross section including the treatment site can be visually confirmed from the pre-scan to the treatment period, the progress of the treatment can be visually confirmed by the surgeon.
[0033]
In the above description, the treatment is terminated when the average value CTavg. Reaches or falls below the treatment end threshold, but the treatment end time is determined by the elapsed time from the start of treatment. You may do it.
[0034]
Also, the treatment end time is managed by the cumulative time of treatment X-ray irradiation from the start of treatment, and together with the monitoring of the contrast agent concentration, the average value CTavg. Is the threshold value for treatment end (in this case, treatment Irradiation of therapeutic X-rays only during a period higher than the threshold for cessation, while irradiation of therapeutic X-rays occurs during a period when the average value CTavg. It is possible to maintain a high therapeutic efficiency by generating X-rays for treatment only during a period in which a high therapeutic effect can be exhibited.
[0035]
(Second Embodiment)
Although the intensive irradiation type radiotherapy apparatus of the first embodiment described above has a basic structure common to the two-tube X-ray computed tomography apparatus, the intensive irradiation type radiotherapy apparatus of the second embodiment is It has the same basic structure as a one-tube X-ray computed tomography apparatus. As in the first embodiment, the one-tube intensive irradiation type radiotherapy apparatus of the present embodiment realizes a contrast agent concentration monitoring function.
[0036]
FIG. 8 shows the configuration of the concentrated irradiation type radiotherapy apparatus of the second embodiment. In FIG. 8, the same components as those in FIG. The concentrated irradiation type radiotherapy apparatus according to the second embodiment includes a second scan system that is used for both the image and the treatment according to the first embodiment. That is, an X-ray tube 201 and a multi-channel X-ray detector 203 are mounted on the rotating ring 10, and the X-ray tube 201 receives a relatively low dose of X-rays for video from a high voltage generator 207. A relatively low tube voltage and filament current corresponding to radiation and a relatively high tube voltage and filament current corresponding to radiation of a relatively high dose of X-rays for treatment are selectively provided. The X-ray tube 201 receives a tube voltage application and filament current supply from the high voltage generator 207 corresponding to the irradiation of a relatively low dose of X-rays for imaging, and receives a relatively low dose of X for imaging. Receiving a tube voltage corresponding to radiation of a relatively high dose of X-rays for treatment and supply of a filament current from the high voltage generator 207 to receive a relatively high dose of the treatment X-rays are emitted. On the X-ray incident surface of the X-ray detector 203, a converging collimator 104 having a high scattered ray removal performance, for example, having a height of 60 mm is attached.
[0037]
The therapy / scan controller 11 controls the high voltage generator 207 during the pre-scan period to provide a relatively low tube voltage and filament current corresponding to the exposure of a relatively low dose of x-rays for imaging. 201 is supplied. At the start of treatment, the treatment / scan controller 11 controls the high voltage generator 207 to supply a relatively low tube voltage and filament current corresponding to a relatively low dose X-ray exposure for imaging. Switch to a relatively high tube voltage and filament current supply to accommodate a relatively high dose of X-ray radiation for treatment. Further, during the pre-scan period, the treatment / scan controller 11 fully opens several leaves at the center of the multi-leaf collimator 202 and completely closes other leaves. Then, at the start of treatment, the treatment / scan controller 11 keeps only one leaf at the center of the multi-leaf collimator 202 fully open, and at the same time, opens the other leaves to the shape and position of the treatment site. Adjust accordingly.
[0038]
FIG. 9 shows a flow of a series of operations required for the treatment of the second embodiment. FIG. 11 shows the time variation of the CT value average after the start of pre-scanning, and the time variation of the tube voltage and tube current of the X-ray tube 201. Prior to treatment, a contrast medium is injected into the subject, and pre-scanning is started at time t0. At this time, as shown in FIG. 10 (a), several leaves at the center of the multi-leaf collimator 202, here, three leaves are fully opened, and the other leaves are completely closed (S21).
[0039]
In the prescan, a relatively low high voltage of, for example, 100 kV is applied to the X-ray tube 201 from the high voltage generator 207 to the X-ray tube 201, and a relatively low tube current of, for example, 120 mA is caused to flow by the filament current supply control. . As a result, a relatively low dose X-ray for image generation is generated from the X-ray tube 201, and a fan-shaped X-ray thinly formed by a thin slit-like opening formed by fully opening three leaves is examined. X-rays that are irradiated on the subject and transmitted through the subject are detected by the X-ray detector 203, and the detection is repeated at a constant frequency along with the rotation of the rotating ring 10. Projection data corresponding to the angle required for is collected (S22). Based on the collected projection data, the image reconstruction device 4 immediately reconstructs the image data (S23). The image data is displayed on the display device 6 and sent to the treatment trigger generator 9.
[0040]
In the treatment trigger generation unit 9, pixel values (CT values) of a plurality of pixels in the region of interest including the treatment site are extracted from the image data, and for example, an average value CTavg. Is calculated (S24). Then, the treatment trigger generation unit 9 compares the calculated average value CTavg. With a predetermined treatment start threshold value (S25). When the average value CTavg. Is lower than the threshold value for starting treatment, the processes of S22 to S25 are repeated. As time passes, the amount of contrast medium flowing into the region of interest increases, and a treatment trigger signal is generated from the treatment trigger generator 9 when the average value CTavg. Reaches or exceeds the threshold value for starting treatment. The
[0041]
Under the control of the treatment / scan controller 11 in accordance with this treatment trigger signal, the tube voltage applied from the high voltage generator 207 to the X-ray tube 201 is relatively low, for example, 100 kV for video, and relatively high for treatment. For example, it is switched to 250 kV, and the tube current is also switched from a relatively low 120 mA for video to a relatively high, for example 500 mA, for treatment. Thereby, treatment is started by a relatively high dose of X-rays (S26). As shown in FIG. 10 (b), along with switching of the tube voltage and tube current, under the control of the treatment / scan controller 11, only one leaf at the center of the multi-leaf collimator 202 is maintained fully open, The opening degree of the leaf is adjusted according to the shape and position of the treatment site (S27). By adjusting the opening degree, as shown in FIG. 11, the subject is irradiated with X-rays while the thin fan-shaped video X-rays overlap the therapeutic X-rays on the beam.
[0042]
During the treatment period, similarly to the pre-scan, projection data is collected, and the image data is immediately reconstructed by the image reconstruction device 4 based on the collected projection data (S28).
[0043]
During the treatment period, only one leaf in the center, which is smaller than that at the time of pre-scanning, is kept fully open and the X-rays are narrowed down. And the dynamic range of the DAS 205 can be imaged without saturation. However, X-rays irradiated through an opening formed by another leaf whose opening is adjusted according to the shape and position of the treatment site may saturate the dynamic range of the corresponding channel. Due to the saturation of the dynamic range, black spots occur in the area where the thin therapeutic X-rays are concentrated. A region where black spots are generated can be recognized as a region where therapeutic X-rays are concentrated, and a positional deviation between the region and the treatment site can be confirmed. On the other hand, the X-ray absorption coefficient distribution can be imaged in a region other than the region where the thin therapeutic X-rays are concentrated.
[0044]
The reconstructed image data is displayed on the display device 6 and is sent to the treatment trigger generation unit 9. In the treatment trigger generation unit 9, not the region of interest including the treatment site, Pixel values (CT values) of a plurality of pixels are extracted from the image data, and for example, an average value CTavg. Is calculated (S29). Then, the treatment trigger generation unit 9 compares the calculated average value CTavg. With a predetermined treatment end threshold value THend (S30). When the average value CTavg. Is higher than the threshold value THend for treatment termination, the treatment X-ray irradiation is continued, and the processing of S27 to S30 is repeated. When the average value CTavg. Reaches or falls below the treatment end threshold, a treatment end signal is generated from the treatment trigger generator 9. Under the control of the treatment / scan controller 11 according to this treatment end signal, the application of a high voltage from the high voltage generator 207 to the X-ray tube 201 and the supply of the filament current are stopped. Thereby, the treatment ends (S31).
[0045]
As described above, according to the second embodiment, the contrast agent concentration in the region of interest is monitored, the treatment starts when the concentration increases, and the treatment ends when the contrast agent concentration decreases. The time lag of can be reduced, and thereby high treatment efficiency can be realized. Further, since the cross section including the treatment site can be visually confirmed from the pre-scan to the treatment period, the progress of the treatment can be visually confirmed by the surgeon. Further, since the region where the thin therapeutic X-rays on the beam concentrate is blackened, it is possible to visually confirm the positional deviation of the treatment site with respect to the concentration region.
[0046]
As in the case of the first embodiment, in the above description, the treatment is terminated when the average value CTavg. Reaches or falls below the threshold for treatment termination. The treatment end time may be determined by the elapsed time.
[0047]
Similarly to the case of the first embodiment, the treatment end time is managed by the cumulative time of therapeutic X-ray irradiation from the start of treatment, and together with the monitoring of the contrast agent concentration, the average value CTavg. Treatment X-rays are applied only for a period higher than the termination threshold (in this case, the treatment suspension threshold), while the mean value CTavg. Reaches or falls below the treatment suspension threshold. In the period, high therapeutic efficiency can be maintained by stopping the irradiation of therapeutic X-rays, that is, generating therapeutic X-rays only during a period in which a high therapeutic effect can be exhibited.
[0048]
(Modification)
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the invention at the stage of implementation. Furthermore, the above embodiment includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. For example, some constituent requirements may be deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment.
[0049]
【The invention's effect】
According to the present invention, a time lag in starting treatment can be reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to a first embodiment of the present invention.
2 is a plan view showing the structure of the multi-leaf collimator shown in FIG.
FIG. 3 is a flowchart showing a series of flow from pre-scan to treatment end in the first embodiment.
FIG. 4 shows a temporal change in CT value average after the start of pre-scan, a temporal change in tube voltage and tube current of the X-ray tube of the first scan system for video, and a second treatment for the first embodiment. The time chart which shows the time change of the tube voltage and tube current of the X-ray tube of a scanning system | strain.
5 is a diagram showing an example of a region of interest (ROI) in S3 of FIG.
6 is a diagram showing X-ray irradiation states of the first and second scan systems in a period from a pre-scan start time t0 to a treatment start time t1 in FIG.
7 is a diagram showing X-ray irradiation states of the first and second scan systems in a period from a treatment start time t1 to a treatment end time t2 in FIG.
FIG. 8 is a diagram showing a configuration of an intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a flowchart showing a series of flow from pre-scan to treatment end in the second embodiment.
10 is a diagram showing an opening of a multi-leaf collimator corresponding to S21 in FIG. 9 and an opening of a multi-leaf collimator corresponding to S27. FIG.
FIG. 11 is a time chart showing temporal change of CT value average after the start of prescan and temporal change of tube voltage and tube current of the X-ray tube in the second embodiment.
FIG. 12 is a diagram showing an X-ray irradiation state in a period from a treatment start time to a treatment end time in the second embodiment.
[Explanation of symbols]
1 ... Gantry,
2 ... System controller,
3 ... treatment / scan controller,
4 ... Reconstruction device,
5. Auxiliary storage device,
6 ... display device,
7 ... Input device,
8 ... Treatment planning system,
9 ... treatment trigger generator,
10 ... rotating ring,
101 ... 1st X-ray tube (for video),
102 ... slit,
103. First multi-channel X-ray detector,
104 ... 1st converging collimator,
105. First data acquisition circuit (DAS),
106: First contactless data transmission device,
107 ... 1st high voltage generator (for images),
108: First pretreatment device,
201 ... 2nd X-ray tube (for image / treatment),
202 ... multi-leaf collimator,
203 ... the second multi-channel X-ray detector,
204 ... the second converging collimator,
205 ... Second data acquisition circuit (DAS),
206 ... second contactless data transmission device,
207 ... Second high voltage generator (video / treatment switching type),
208: Second pretreatment device.

Claims

A therapeutic radiation source that generates a relatively high dose of therapeutic radiation toward a subject to which a contrast agent has been administered;
A therapeutic high voltage generator for generating a therapeutic high voltage applied to the therapeutic radiation source to generate the therapeutic radiation from the therapeutic radiation source;
An imaging radiation source for generating a relatively low dose imaging radiation toward the subject; and
A high voltage generator for video that generates a high voltage for video applied to the radiation source for video in order to generate radiation for the video from the radiation source for video;
A multi-channel radiation detector for detecting the imaging radiation transmitted through the subject;
A moving mechanism for moving the therapeutic and imaging radiation sources with the radiation detector relative to the subject;
An image reconstruction unit for immediately reconstructing image data based on the output of the image radiation detector;
The pixel value of the region of interest extracted from the image data or a value derived from the pixel value is compared with a predetermined threshold value for starting treatment, and the pixel value or the value derived from the pixel value is the threshold value for starting treatment. A treatment trigger generator for generating the treatment trigger signal when a value is reached or exceeded ;
A concentration controller comprising: a treatment controller that controls the treatment high voltage generator to initiate application of the treatment high voltage to the treatment radiation source in accordance with the treatment trigger signal; Type radiotherapy device.

The treatment trigger generation unit compares the pixel value or a value derived from the pixel value with the treatment end threshold value that is higher than the treatment start threshold value, and derives from the pixel value or the pixel value. When the value to be reached reaches or exceeds the threshold for the end of treatment, a treatment end signal is generated,
The treatment controller, wherein, wherein the benzalkonium controls the high voltage generator for the treatment in order to terminate the application of a high voltage for the treatment of the radiation source for the treatment according to the treatment termination signal Item 4. The focused irradiation type radiotherapy apparatus according to Item 1 .

The treatment controller is configured to terminate the application of the treatment high voltage to the treatment radiation source according to an elapsed time from the start of application of the treatment high voltage. The focused irradiation type radiotherapy apparatus according to claim 1, wherein the generation apparatus is controlled.

2. The concentrated irradiation type according to claim 1, wherein the treatment trigger generation unit obtains an average or maximum value of pixel values of a plurality of pixels included in the region of interest as a value derived from a pixel value of the region of interest. Radiotherapy device.

The intensive irradiation radiation therapy apparatus according to claim 1, wherein the multi-channel radiation detector is equipped with a converging collimator having a height of 60 mm or more.

A relatively low dose of radiation for imaging is generated toward the subject who has received the contrast agent by receiving a high voltage for imaging, and a relatively high dose of therapy is received by applying a high voltage for treatment. A radiation source for directing radiation for the treatment site of the subject;
A high voltage generator for selectively generating the high voltage for video and the high voltage for treatment;
A multi-channel radiation detector for detecting the imaging radiation transmitted through the subject;
A moving mechanism for moving the radiation source with the radiation detector relative to the subject;
An image reconstruction unit that immediately reconstructs image data based on the output of the radiation detector;
The pixel value of the region of interest extracted from the image data or a value derived from the pixel value is compared with a predetermined threshold value for starting treatment, and the pixel value or the value derived from the pixel value is the threshold value for starting treatment. A treatment trigger generator for generating the treatment trigger signal when a value is reached or exceeded ;
A intensive irradiation radiotherapy comprising: a treatment controller for controlling the high voltage generator to switch from the application of the high voltage for video to the application of the high voltage for treatment according to the treatment trigger signal apparatus.

A multi-leaf collimator that is disposed between the radiation source and the subject and has a plurality of leaves that are individually movable forward and backward;
In accordance with the treatment trigger signal, the treatment controller opens one or a few leaves in the center among the plurality of leaves, and opens one or a few leaves in the center from a state in which the other leaves are closed, and the other The intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to claim 6 , wherein the multi-leaf collimator is controlled so as to shift to a state where the leaf is opened at an opening degree corresponding to the treatment site.

The treatment trigger generation unit compares the pixel value or a value derived from the pixel value with the treatment end threshold value that is higher than the treatment start threshold value, and derives from the pixel value or the pixel value. When the value to be reached reaches or exceeds the threshold for the end of treatment, a treatment end signal is generated,
The treatment controller, wherein, wherein the benzalkonium controls the high voltage generator for the treatment in order to terminate the application of a high voltage for the treatment of the radiation source for the treatment according to the treatment termination signal Item 6. The focused irradiation type radiotherapy apparatus according to Item 6 .

The therapy controller sets the high voltage generator to end the application of the therapy high voltage to the therapy radiation source according to an elapsed time from the start of application of the therapy high voltage. The intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to claim 6, which is controlled.

In the intensive irradiation type radiotherapy apparatus that irradiates a relatively high dose of radiation from a plurality of directions to a treatment site of a subject to which a contrast agent is administered,
Means for collecting projection data relating to a cross-section including the treatment site using a relatively low dose of radiation;
Means for instantly reconstructing image data based on the projection data;
A pixel value in a region including the treatment site from the image data or a value derived from the pixel value is compared with a predetermined threshold value for starting treatment, and the value derived from the pixel value or pixel value is the treatment start And a means for generating a relatively high dose of radiation when a threshold for use is reached or exceeded .

An injector for administering the contrast medium to the subject; and means for stopping irradiation of the subject and the treatment site with the relatively high dose of radiation according to a state of administration of the contrast medium by the injector. The intensive irradiation type radiotherapy apparatus according to claim 10 .