JP4425879B2 - ベッド位置決め装置及びその位置決め方法並びに粒子線治療装置 - Google Patents

Description

本発明は、ベッド位置決め装置及びその位置決め方法に係り、特に、陽子及び炭素イオン等の荷電粒子ビーム（イオンビーム）を患部に照射して治療する粒子線治療装置に適用するのに好適なベッド位置決め装置及びその位置決め方法並びに粒子線治療装置に関する。

癌などの患者の患部にアイソセンタ（照射目標中心）を設定して陽子等のイオンビームを照射する治療方法が知られている。この治療に用いる装置は、荷電粒子ビーム発生装置、ビーム輸送系、及び回転式の照射装置を備えている。荷電粒子ビーム発生装置で加速されたイオンビームは、第１ビーム輸送系を経て照射装置に達し、照射装置に備えられた第２ビーム輸送系を通って照射ノズルから患者の患部に照射される。

この場合、イオンビームがアイソセンタのみに放射され正常な細胞を傷つけないように、照射ノズルに対し患者が正しい位置に配置されなければならない。粒子線照射用患者ベッド位置決め装置は、このための患者ベッドの位置決めを行う装置である（例えば、特許文献１参照）。特に、例えばイオンビームである陽子ビームの照射では、陽子が停止するに至ったときに陽子エネルギーの大部分が放出される（＝ブラッグピーク）という特性を利用し、陽子ビームの起動エネルギーを選択することで陽子をアイソセンタで停止させてエネルギーの大部分をアイソセンタに位置する患部の細胞にのみ与える。このため、上記位置決めは非常に重要である。

ここで、上記従来の患者ベッド位置決め装置においては、照射ノズルに対する患者の正確な配置を確実に行うため、予め、患者の体における特定のモニュメント（又はランドマーク、解剖学的基準点；例えば患者の骨格上の部分等）に対するアイソセンタの位置が決定される。通常は、例えば腫瘍のような傷んだ組織を含むアイソセンタの位置が例えばデジタル再構成ラジオグラフ(DRR : digitally reconstructed radiograph)上においてマーキングされ、必要に応じて他の方向から見た表示用の像が編集される。

陽子ビームの照射に先立って患者が患者ベッドに横臥すると、陽子ビームの進路上にＸ線源が配置されるとともに、陽子ビームの進路に沿って患者と反対側にＸ線受像器が配置される。Ｘ線受像器は、患者の患部及びその周辺のＸ線画像を生成する。このとき、照射ノズル中において陽子ビームが通るビームラインにあるアイソセンタにある患部を位置決めさせるために、Ｘ線画像における上記特定のモニュメントからのＸ線ビーム中心までのオフセット距離と、上記ＤＲＲ上における同じモニュメントからのアイソセンタまでのオフセット距離とを用いて、患者ベッドの照射ノズルに対しての移動方向及び移動距離を求めなければならない。この位置決め方向及び移動距離を用いて患者ベッドの位置決め制御が行われる。

特表２０００−５１００２３号公報（第27−31頁、図1，6，7A，7B）

上記従来技術では、例えば医者等の操作者が、表示装置に表示された基準画像であるＤＲＲ上で、患者の骨格上の複数のモニュメント位置をいくつか指定すると共に、表示装置に表示された、Ｘ線受像器による上記Ｘ線画像であるキャプチャー画像上でも、同じ複数のモニュメントの同じ位置を指定する。このため、操作者が両画面上での同じ複数のモニュメントの同じ位置を指定したつもりであっても、ＤＲＲ上とキャプチャー画像上において対応するそれぞれの指定位置が一致せず、ずれる恐れがある。ＤＲＲ及びキャプチャー画像上で一致すべき各指定位置がずれた場合には、これらを元に位置決めされる患者ベッド（特に患部）のビームラインに対する位置決め精度が悪くなる。

本発明の目的は、ベッドの位置決め精度を更に向上できるベッド位置決め装置及びその位置決め方法並びに粒子線治療装置を提供することにある。

上記した目的を達成する本発明の特徴は、演算処理装置で、アイソセンタを含む基準となる第１画像情報に対して、この第１画像情報の表示領域より小さくかつアイソセンタを含む第１設定領域を設定し、荷電粒子ビーム進路内に位置する患者の部位に対する第２画像情報に対して、この第２画像情報の表示領域より小さくかつ荷電粒子ビーム進路に対応する位置を含む第２設定領域を設定するとともに、第１設定領域を示す枠と第２設定領域を示す枠を表示装置に表示し、第２画像情報の表示領域内で第２設定領域を、順次、移動させて、第２設定領域のそれぞれの位置で、第１設定領域内の第１画像情報と第２設定領域内の第２画像情報とのパターンマッチングを行って、第１設定領域の第１画像情報と最も類似した第２画像情報を持つ第２設定領域を抽出し、この抽出した第２設定領域に基づいてベッドの位置決めに用いる情報を生成することにある。第１設定領域内の第１画像情報と第２設定領域内の第２画像情報とのパターンマッチングにより位置決め用情報を生成することにより、操作者が位置を指定したモニュメントに基づき位置決め用情報を生成する場合のように、モニュメントの位置指定といった操作者技量が位置決め用情報の生成精度に影響を与えることはない。すなわち、操作者の技量に関係なく、位置決め精度を向上できる。

本発明によれば、操作者の技量に関係なく常に十分な位置決め精度を確保することができる。

以下、本発明の一実施形態を図面を参照しつつ説明する。

本実施形態の患者ベッド位置決め装置の適用対象である医療用粒子線照射装置を、図１及び図２を用いて説明する。

医療用粒子線照射装置４０は、荷電粒子ビーム発生装置４１及び回転ガントリー１を備える。荷電粒子ビーム発生装置（粒子線発生装置）４１は、イオン源（図示せず）、前段加速器４２及びシンクロトロン４３を有する。イオン源で発生したイオン（例えば、陽子イオン（または炭素イオン））は前段加速器（例えば直線加速器）４２で加速される。前段加速器４２から出射されたイオンビーム（陽子ビーム）はシンクロトロン４３に入射される。本実施形態では、イオンビームとして陽子ビームが用いられる。荷電粒子ビーム（粒子線）であるそのイオンビームは、シンクロトロン４３で、高周波加速空胴４４から印加される高周波電力によってエネルギーを与えられて加速される。シンクロトロン４３内を周回するイオンビームのエネルギーが設定されたエネルギー（通常は１００〜２００ＭｅＶ）までに高められた後、出射用の高周波印加装置４５から高周波がイオンビームに印加される。安定限界内で周回しているイオンビームは、この高周波の印加によって安定限界外に移行し、出射用デフレクタ５０を通ってシンクロトロン４３から出射される。イオンビームの出射の際には、シンクロトロン４３に設けられた四極電磁石４６及び偏向電磁石４７等の電磁石に導かれる電流が設定値に保持され、安定限界もほぼ一定に保持されている。高周波印加装置４５への高周波電力の印加を停止することによって、シンクロトロン４３からのイオンビームの出射が停止される。

シンクロトロン４３から出射されたイオンビームは、ビーム輸送系４９を経てイオンビームを出射する粒子線照射部（粒子線照射装置）４に達する。イオンビームは、粒子線照射部４から治療用ベッド（患者ベッド）５９に載っている患者８の患部（癌の患部）に照射される。粒子線照射部４は、粒子線治療に最適な線量分布を形成するイオンビームを生成する。

回転ガントリー１は、フロントリング２を有する略筒状の回転胴（回転体）３及び図示されていないが回転胴３を回転させるモータ（回転装置、（図示せず））を備える。回転胴３の一端部に設けられたフロントリング２は、回転可能な複数のサポートロール６によって支持される。これらのサポートロール６は、図３に示されるように、回転ガントリー設置領域（建屋基礎）９に設置された支持装置１０に回転自在に取り付けられる。図示されていないが、回転胴３の他端部に設けられた他のリング（外径はフロントリング２のそれに等しい）も、別の支持装置１０に回転自在に取り付けられた複数のサポートロール６によって支持される。ビーム輸送系４９の一部である逆Ｕ字状のビーム輸送装置５、及び粒子線照射部４は、回転胴３に設置され、回転ガントリー１の回転に伴って回転する。ビーム輸送装置５は偏向電磁石５１，５２等の電磁石を有する。治療ゲージ（治療室）１４が回転胴３内に形成される。

図４は、粒子線照射部４の縦断面構造を表す模式図である。この図４において、粒子線照射部４は、回転胴３に取り付けられ前述の逆Ｕ字状のビーム輸送装置５に接続されるケーシング２０とさらにこのケーシング２０のノズル先端側に設けられるスノート２１を有している。ケーシング２０及びスノート２１内には、ビーム輸送装置５より導入されるイオンビーム進行方向の上流側より、例えば散乱体装置（図示せず）、リングコリメータ２２、患者コリメータ２３、ボーラス２５を配置する。これらは、イオンビームが通るビームラインｍに沿って配置される。それらのほかに、例えばリッジフィルタタイプのＳＯＢＰ形成装置、及び２枚一組の楔型ブロックを備えた飛程調整装置等をビームラインｍ上に配置してもよい。

リングコリメータ２２はイオンビームの照射野を粗くコリメートするものであり、図示しない取付け部材を介しスノート２１に取りつけられている。患者コリメータ２３は、ビームラインｍと直行する方向における患部形状に合わせてビームを整形するものであり、図示しない取付け部材を介しスノート２１に取りつけられている。

以上のような構成の粒子線照射部４により形成された照射野を有するイオンビームは、患者８の患部においてそのエネルギーを放出し、高線量領域を形成する。

なお、Ｘ線源であるＸ線放出装置（Ｘ線管）２６については、後述する。

図２及び図３に戻り、医療用粒子線照射装置４０は、粒子線治療用照射室５５を回転ガントリー１の回転胴３内に設けている。粒子線治療用照射室５５は、固定された環状フレーム（リング部材）１５を備える。この環状フレーム１５は、回転胴３のフロントリング２側に配置され、回転ガントリー設置領域９に設置された架台１８に固定されている。このとき、環状フレーム１５との間に粒子線照射部４の移動経路を挟むように、回転胴３の他端部側に他の環状フレーム（図示せず）が配置される。この他の環状フレームは、回転胴３の内面に固定されたサポートフレーム１９に回転自在に取り付けられた複数のサポートロール２０に支持される。すなわち、この他の環状フレームはサポートロール２０によって回転胴３と相対的に回転可能になっている。これら環状フレーム１５等は、対向するそれぞれ側面側に、下側に水平部及び上側に円弧部を有するガイド溝（図示せず）を備えている。ガイド溝は、その水平部及び円弧部によりかまぼこ状の溝になっている。

粒子線治療用照射室５５はまた、移動床１７を備える。この移動床１７は、多数の板２４を有し、隣接する板２４どうしをリンク（図示せず）で連結し屈曲自在な連設構造となっている。移動床１７の一端部は環状フレーム１５の上記ガイド溝と係合し、移動床１７の他端部は前述の他の環状フレームのガイド溝と係合している。また、移動床１７は、その円周方向両端部それぞれが粒子線照射部４に接続されている。回転ガントリー１がモータの駆動により回転した場合、粒子線照射部４もその回転方向へ移動する。粒子線照射部４に接続されている移動床１７も引っ張られてその回転方向へ移動する。移動床１７の移動は、上記環状フレーム１５等の各ガイド溝に沿って円滑に行われる。移動床１７は、各ガイド溝の水平部によって環状フレーム１５等の下側に水平床部５７、各ガイド溝の円弧部によって環状フレーム１５等の上側に円弧壁部５８を形成する。治療ゲージ１４がその移動床１７の内側に形成される。治療用ベッド５９が、粒子線照射部４からイオンビームを照射するときには、治療ゲージ１４内に挿入される。

図５に示すように、治療台７は、ベッド駆動装置１２及びベッド駆動装置１２に設置された治療用ベッド５９を有する。治療台７は、回転ガントリー１の外側でフロントリング１に対向して設けられ、回転ガントリー設置領域９（図３参照）より一段高くなった治療台取付領域（図示せず)の上面に設置される。ベッド駆動装置１２は、図５に概念的に示すように、４つの関節軸１２Ａ，１２Ｂ，１２Ｃ，１２Ｄを備え、治療用ベッド５９を駆動するモータ１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄを備える。治療用ベッド５９はモータ１１ａの駆動によりフロントリング１と平行で水平方向に伸びる関節軸１２Ａ（Ｘ軸）の方向に移動される。治療用ベッド５９はモータ１１ｂの駆動により関節軸１２Ａに対して垂直な関節軸１２Ｂ（Ｚ軸）の方向に移動される。治療用ベッド５９はモータ１１ｃの駆動により関節軸１２Ａ（Ｘ軸）及び関節軸１２Ｂ（Ｚ軸）のそれぞれに対して直角で回転ガントリー１の回転軸の方向に伸びる関節軸１２Ｃ（Ｙ軸）の方向に移動される。すなわち、治療用ベッド５９はモータ１１ｃの駆動により治療ゲージ１４内に出し入れされる。治療用ベッド５９はモータ１１ｄの駆動により関節軸１２Ｃ（Ｙ軸）に対して垂直な関節軸１２Ｄ（Ψ軸）まわりに回転される。

以上のような基本構成の医療用粒子線照射装置４０に、本実施形態の患者ベッド位置決め装置が設けられている。以下、その構成及び機能を詳細に説明する。

本実施形態の患者ベッド位置決め装置２８は、図６に示すように、Ｘ線放出装置（Ｘ線源）２６、Ｘ線透視画像撮影装置（画像情報発生装置）２９、Ｘ線源制御装置３６、図示しない入力手段（キーボード、マウス等）を有する位置決めデータ生成装置（位置決め情報生成装置）３７、医療画像アーカイブサーバ１７、ベッド制御装置３８、及びディスプレイ装置３９Ａ，３９Ｂを備える。位置決めデータ生成装置３７はワークステーション（演算処理装置）である。

Ｘ線透視画像撮影装置２９は、Ｘ線蛍光増倍管（Ｘ線イメージインテンシファイア）３０、光学系３３及びＣＣＤカメラ（画像情報生成装置）３４を有する。Ｘ線蛍光増倍管３０は、図７に示すように、真空の容器３１内で、蛍光膜基板３２を入力窓６４側に、出力蛍光膜５３を出力窓６３側に配置している。蛍光膜基板３２は、裏面（入力窓６４と反対側の面）に入力蛍光膜（Ｘ線入射装置、Ｘ線変換装置）４８を有する。出力蛍光膜５３の直径は入力蛍光膜４８のそれよりも小さい。光電陰極５０が入力蛍光膜４８に接触して配置される。集束電極５４が光電子通路６５を取り囲むように容器３１内に設置される。出力蛍光膜５３を取り囲む陽極６０が容器３１内に設置される。光電陰極５０と集束電極５４との間には、集束電源５６より電圧が印加される。また、光電陰極５と陽極６０との間には陽極電源６１より電圧が印加される。

Ｘ線透視画像撮影装置２９は、回転ガントリー１の回転胴３に取り付けられ、回転ガントリー１の回転と共に回転する。Ｘ線透視画像撮影装置２９は、ビームラインｍ上に位置しており、治療用ベッド５９を基準として粒子線照射部４の反対側に配置される。

Ｘ線放出装置２６は、図４に示したように、スノート２１に取り付けられた支持部材１６上にビームラインｍと直交する方向に移動可能に設けられている。支持部材１６は、イオンビーム及びＸ線が通る開口部を有する。Ｘ線放出装置２６は、通常（例えば、イオンビームの照射中等の治療用ベッド５９の位置合せ以外のとき）、ビームラインｍから離れた位置Ｐ_１に退避している。

イオンビーム照射による治療を開始するために患者８が治療用ベッド５９に横臥すると、医者等の操作者は、患者８の体表面に描かれた十字マーク（患部の真上にレーザーで表示）がビームラインｍ上に位置させるように、ベッド制御装置３８の入力装置（図示せず）を用いてベッド制御装置３８に治療用ベッド５９の移動指令を入力する。ベッド制御装置３８は、その移動指令に基づいてベッド駆動装置１２を制御して治療用ベッド５９を移動させ、体表面の十字マークをビームラインｍに一致させる。この位置合わせにより、患部とビームラインｍとのずれ量はミリメートルオーダの範囲内となる。

操作者は、Ｘ線放出装置２６の前進駆動の開始指令を、入力手段（図示せず）を介して例えばパソコンであるＸ線源制御装置３６に入力する。開始指令を入力したＸ線源制御装置３６は、Ｘ線源移動信号をＸ線放出装置２６の図示されていない駆動装置（例えば、モータ）に出力する。これにより、Ｘ線放出装置２６がビームラインｍ上の位置Ｐ_２まで前進移動される。その後、操作者がＸ線照射開始指令をＸ線源制御装置３６に入力したとき、Ｘ線源制御装置３６から出力されたＸ線照射開始信号がＸ線放出装置２６へ入力され、これに応じてＸ線放出装置２６がＸ線ビームをビームラインｍに沿い患者８に向かって照射する。

患者８を透過したＸ線は、入力窓６４から容器３１内に入力され、蛍光膜基板３２を通って入力蛍光膜５３に達して可視光像に変換される。可視光像の光は光電陰極５０で光電子に変換される。この光電子は集束電極５４によって集束され、光電子通路６５及び陽極６０内を通って出力蛍光膜５３に到達して明るい可視光像に変換される。この可視光像は光学系３３内のレンズ６２を介してＣＣＤカメラ３４によって撮影される。ＣＣＤカメラ３４によって撮影された画像は、第１演算装置としてのパソコン（画像処理装置）３５に入力される。画像処理装置３５は、その画像に対して所定の演算処理が行われ、画像処理（例えば色彩的な修正、ぼけの修正等）が施される。このような画像処理が施された、患部を含む画像データ（現在画像データ（キャプチャ画像データ））が、画像処理装置３５から位置決めデータ生成装置３７に入力される。

位置決めデータ生成装置３７は、Ｘ線透視画像装置２９から出力された現在画像データ、及び医療画像アーカイブサーバ１７に記憶されている画像データを用いて、治療用ベッド５９の位置決めデータを生成し、この位置決めデータをベッド位置決め制御装置３８に出力する。以下、位置決めデータ生成装置３７で実行される位置決めデータを生成する処理の手順を、図８を参照しつつ以下に説明する。上記の処理手順は、プログラムとして位置決めデータ生成装置３７内のメモリ（例えば図示しないＲＯＭ等の記録媒体）に格納されている。

まず、医療画像アーカイブサーバ１７には、Ｘ線ＣＴによって得られた当該患者８の断層画像（ＤＲＲ画像、あるいは図６に示すこの装置にて例えば前日までに予め撮影したＸ線画像等でもよいし、さらにそれらを公知の方法で今回イオンビームを照射する方向に合わせて編集した画像でもよい）のデータが、位置決めの基準となる基準画像データ（参照画像データ）として蓄積、格納されている。患者８の患部をビームラインｍ上に位置決めするに際し、まず、その基準画像データが、医療画像アーカイブサーバ１７より位置決めデータ生成装置３７の図示していないメモリに取り込まれる（ステップ７１）。以下、「位置決めデータ生成装置３７にデータ（または情報）を入力」と言った場合には、そのデータ（または情報）が位置決めデータ生成装置３７の上記メモリに記憶されることを意味する。

前述の画像処理が行われて画像処理装置３５から出力された患部の現在画像データが、位置決めデータ生成装置３７に入力される（ステップ７２）。

その後、位置決めデータ生成装置３７に取り込まれた基準画像データがディスプレイ装置（第２表示装置）３９Ａに出力され（ステップ７３）、位置決めデータ生成装置３７に取り込まれた現在画像データがディスプレイ装置（第１表示装置）３９Ｂに出力される（ステップ７４）。これにより、基準画像がディスプレイ装置３９Ａに表示され、現在画像がディスプレイ装置３９Ｂに表示される。図９（Ａ）はディスプレイ装置３９Ａに表示される基準画像の表示状態例を示し、図９（Ｂ）がディスプレイ装置３９Ｂに表示される現在画像の表示状態例を示している。ステップ７４によってディスプレイ装置３９Ａに表示される基準画像は比較領域Ａの枠を表示していない。ステップ７４によってディスプレイ装置３９Ｂに表示される現在画像は比較領域Ｂの枠を表示していない。なお、それら基準画像及び現在画像を別々のディスプレイ装置３９Ａ，３９Ｂに別個に表示するのではなく、１つのディスプレイ装置に例えば横並び、あるいは重ね合わせるようにして表示してもよい。また、基準画像及び現在画像を画像処理装置３５のディスプレイに表示してもよい。

この後、操作者は、ディスプレイ装置３９Ａ，３９Ｂに表示された基準画像及び現在画像を見つつ、ディスプレイ装置３９Ａに表示された基準画像内に、アイソセンタを中心とする所定の比較領域（クリッピング領域）Ａを設定する。この比較領域Ａ（具体的には比較領域Ａの枠）は位置決めデータ生成装置３７の入力手段を用いて設定入力（クリッピング）される。比較領域Ａは、ビームラインｍの位置と一致した現在画像の中心を含む現在画像とパターンマッチングで比較する領域である。比較領域Ａの設定入力データは、位置決めデータ生成装置３７へ取り込まれ（ステップ７６）、設定された比較領域Ａ（比較領域Ａの枠）の表示情報（比較領域Ａの枠の表示情報）がディスプレイ装置３９Ａに出力される（ステップ７６）。これにより、比較領域Ａの枠のデータがアイソセンタを合わせて基準画像と重ねられてディスプレイ装置３９Ａに表示される。図９（Ａ）は具体的な基準画像上に比較領域Ａの枠のデータを表示した例である。比較領域Ａの枠の内側の領域が比較領域Ａである。なお、この比較領域Ａの設定を上記のように操作者の手動入力とせず、位置決めデータ生成装置３７によって自動的に設定する（例えばアイソセンタを中心に予め定めた所定の大きさ範囲あるいは医療画像アーカイブサーバ１７からの治療計画情報等に応じて可変の大きさ範囲に自動設定する等）ようにしてもよい。

また、比較領域Ａの設定に応じて、位置決めデータ生成装置３７はディスプレイ装置に表示されている現在画像に対しても比較領域Ａに対応した大きさの例えば現在画像の中心（ビームラインｍ）を原点とする比較領域Ｂ（具体的には比較領域Ｂの枠）を設定する（ステップ７７）。この比較領域Ｂの設定は、比較領域Ａの設定のために位置決めデータ生成装置３７の入力手段を用いて入力した設定入力データを用いて自動的に行われる。設定された比較領域Ｂ（比較領域Ｂの枠）のデータがディスプレイ装置３９Ｂに出力される（ステップ７８）。比較領域Ｂの枠のデータが現在画像の中心を合わせて現在画像と共に、ディスプレイ装置３９Ｂに表示される。図９（Ｂ）は具体的な現在画像上に比較領域Ｂの枠を表示した例である。比較領域Ｂの枠の内側が比較領域Ｂである。なお、比較領域Ｂは、操作者の手動入力により設定してもよい。

その後、位置決めデータ生成装置３７が、比較領域Ａと比較領域Ｂとについて、まず、画像間の相関を利用した類似画像探索（例えば画素情報を比較するパターンマッチング）による１次パターンマッチングを行う（ステップ７９）。比較領域Ａ及び比較領域Ｂは、Ｘ方向及びＹ方向における画素数が同じであり、それらの領域全体における画素数も同じである。ステップ７９の詳細な処理を、図１１を用いて説明する。まず、現在画像よりも狭くて比較領域Ｂよりも広い探索領域７０（図９（Ｂ）参照）が設定される（ステップ７９Ａ）。比較領域Ａの枠の内側に存在する基準画像（比較領域Ａの基準画像という）の画素情報と比較領域Ｂの枠の内側に存在する現在画像（比較領域Ｂの現在画像）の画素情報とを比較するパターンマッチングを行う（ステップ７９Ｂ）。一般的には、画像は、メッシュ上に二次元配列された多数の画素（図１０（Ａ），（Ｂ）参照）を有しており、それぞれの画素に画素情報（画素値）が格納されていると考えられている。本実施形態は、それらの画素値を利用して現在画像と基準画像とのパターンマッチングを行う。まず、スッテプ７９Ｂにおいては、探索領域７０内で比較領域Ｂの枠をＸ方向及びＹ方向に、順次、例えば平行移動させ、比較領域Ｂの枠内に含まれた現在画像の全画素の画素値（スカラ量）と比較領域Ａ内の基準画像の全画素の画素値とを対象にしたパターンマッチングが行われる。すなわち、最初に、図９（Ｂ）において比較領域Ｂの枠の上端を探索領域７０の上端に合せて比較領域Ｂの枠の左上の角を探索領域７０の左上の角に一致させる。この状態で、比較領域Ａ内の基準画像の各画素の画素値と、比較領域Ｂ内の現在画像の各画素の画素値とを画素が一対一となるように関係付けて比較する。この比較は、比較領域Ａの基準画像内のある画素の画素値と、比較領域Ｂ内の現在画像内における、その画素と対応する画素の画素値の差の２乗値を、両領域内の対応する各画素全てに対して演算し、得られた全２乗値を加算する。この加算によって得られた値は比較領域Ａ内の基準画像と上記した位置にある比較領域Ｂ内の現在画像との偏差を表しており、両画像を比較する上記の演算は両画像に含まれる比較対象となった全画素の画素値の偏差を算出する演算である。次に、比較領域Ｂの枠を右に画素１つ分だけ平行移動した後における比較領域Ｂの現在画像の各画像を対象に、比較領域Ａ内の基準画像内の対応する各画素との間で上記の演算を行って、前述の偏差を算出する。この偏差は、比較領域Ｂの枠を右側（Ｘ軸方向）に画素１つ分ごとに平行移動させながら、それぞれの比較領域Ｂの位置で順次算出される。Ｘ軸方向への移動によって比較領域Ｂの枠の右端が探索領域７０の右端に達した場合には、比較領域Ｂの枠の上端を下側（Ｙ軸方向）に画素１つ分平行移動させる。その後、比較領域Ｂの枠を右側（Ｘ軸方向）に画素１つ分ごとに平行移動させながら、上記したように、それぞれの比較領域Ｂの位置における各偏差を順次算出する。上記した比較領域Ｂの枠の移動が繰り返される。比較領域Ｂの枠の移動は、比較領域Ｂの枠の下端及び右下の角が探索領域７０の下端及び右下の角に一致するまで行われ、各比較領域Ｂの枠の位置で上記の偏差がそれぞれ算出される。

次に、比較領域Ａ内の基準画像と類似する画像を有する１次マッチング領域を抽出する（ステップ７９Ｃ）。ステップ７９Ｂにおいて、比較領域Ｂの枠の各位置でのパターンマッチングで得られた全偏差のうち、最も小さい値を示す偏差の比較領域Ｂを抽出する。抽出された比較領域Ｂを、以下、最終比較領域Ｂと称する。この最終比較領域Ｂ内の現在画像が、比較領域Ａ内の基準画像と最も類似している。最終比較領域Ｂが１次マッチング領域である。現在画像の中心（ビームラインｍ）と最終比較領域Ｂ（１次マッチング領域）の中心との位置ずれを算出する（ステップ７９Ｄ）。現在画像の中心の座標（Ｘｃ，Ｙｃ）及び最終比較領域Ｂの中心の座標（Ｘｒｃ，Ｙｒｃ）を用いて位置ずれの量が算出され、現在画像の中心と最終比較領域Ｂの中心とのＸ方向における位置ずれ量ΔＸ１、及び現在画像の中心と最終比較領域Ｂの中心とのＹ方向における位置ずれ量ΔＹ１が求められる。位置ずれ量ΔＸ１、ΔＹ１は、位置決めデータ生成装置３７のメモリに記憶される。

本実施形態は、１次パターンマッチングにおいて範囲を限定した比較領域Ａ内の基準画像及び比較領域Ｂ内の現在画像を用いているため、パターンマッチングに要する時間を短縮できる。特に、１次パターンマッチングでは比較領域ＢをＸ方向及びＹ方向に移動させ比較領域Ｂを回転させないで、パターンマッチングを行っていることも、パターンマッチングに要する時間を短縮させることにつながる。

本実施形態では、比較領域Ｂの枠をＸ方向及びＹ方向に並行に移動させたが、比較領域Ｂの枠を回転させてもよい。

パターンマッチングの具体的な手法としては、本実施形態で述べた手法以外に以下の６つがある。（１）〜（６）のいずれかを本実施形態に適用してもよい。

（１）残差マッチング
比較領域Ｂ（ターゲットパターン）と比較領域Ａ（マスターパターン）とについて、全メッシュの画素情報の重ね合わせ偏差（残差）を算出する。そして、比較領域Ｂを上下左右に移動させながら、その残差が最小になるような比較領域Ｂの位置を求める。

（２）正規化相関法
比較領域Ｂ（ターゲットパターン）及び比較領域Ａ（マスターパターン）について、それぞれ個別に全メッシュの画素情報の正規化分布を算出する。そして、比較領域Ｂを上下左右に移動させながら、両者の正規化相関値が最も大きくなるような比較領域Ｂの位置を求めるものである。上記（１）の残差マッチングに比べれば演算時間が長くなるものの、階層化による高速化を利用すれば実際上の演算処理は可能である。

（３）位相限定相関
比較領域Ｂ（ターゲットパターン）及び比較領域Ａ（マスターパターン）について、それぞれ個別に全メッシュの画素情報パターンをフーリエ変換する。そして、フーリエ変換面で位相限定処理を行い、両者のマッチング点を算出するものである。

（４）幾何マッチング
近年提唱されているエッジ点列を用いたマッチング手法であり、この場合、比較領域Ａ（ターゲットパターン）の回転やリサイズの影響を受けることなくマッチングを行うことが可能である。

（５）ベクトル相関
上記（４）と同様のエッジ点列を用いたマッチング手法であり、重なりや隠れの影響を受けることなくマッチングを行うことが可能である。

（６）一般化ハフ変換
直線検出のハフ変換を一般に拡張したものであり、主に幾何学図形を対象とするものである。上記（４）（５）同様、エッジ点列を用いたマッチング手法であり、重なりや隠れ、回転、リサイズの影響を受けることなくマッチングを行うことが可能である。

なお、上記（１）〜（６）の手法に限らず、他の手法、例えば後述のステップ８１で用いる最小自乗法を用いて１次マッチングを行ってもよい。

１次パターンマッチングによって抽出した最終比較領域Ｂの枠のデータがディスプレイ装置３９Ｂに出力される（ステップ８０）。最終比較領域Ｂの枠が現在画像の情報と合わせてディスプレイ装置３９Ｂに表示される（図９Ｃ参照）。

最終比較領域Ｂ内の現在画像に対する２次パターンマッチングの処理を比較領域Ａ内の基準画像と最終比較領域Ｂ内の現在画像のみを使用し実行する（ステップ８１）。すなわち，基準画像及び現在画像の全域は使用しない。２次パターンマッチングでは、上記の１次パターンマッチングで得られた１次マッチング領域（最終比較領域Ｂ）を２次マッチング候補領域として、位置決めデータ生成装置３７が、比較領域Ａ内の基準画像と、２次マッチング候補領域（最終比較領域Ｂ）内の現在画像を対象にして最終比較領域Ｂ内の現在画像を座標変換し、両画像が最も一致するＸ方向及びＹ方向の平行移動量及び回転角度量を精密に求める。具体的には、２次パターンマッチングは最小自乗法を用いてパターンマッチングを行う。

ステップ８１の詳細な処理を図１２に基づいて説明する。まず、類似領域、すなわち最終比較領域Ｂ内の現在画像を移動及び回転させる（ステップ８１Ａ）。実際には，座標変換係数を用いて座標変換する。座標変換係数には，平行移動量と回転角度量が指定できる。この最終比較領域Ｂの移動は、最終比較領域Ｂの中心（最終比較領域Ｂの２本の対角線の交点の位置）（図９（Ｃ）参照）が現在画像の中心（ビームラインｍ）に一致するまで、最終比較領域Ｂ内の現在画像をＸ方向及びＹ方向への平行移動及び回転させることである（図１０（Ｂ）参照）。次に、パターンマッチングを行う（ステップ８１Ｂ）。このパターンマッチングは、最小自乗法を用いて、比較領域Ａ内の基準画像と最終比較領域Ｂ内の現在画像の類似度（一致度）を評価する。すなわち、図１０（Ｂ）の状態で、ステップ８１Aにおいて比較領域Ａ内の基準画像を基準に、最終比較領域Ｂ内の現在画像をＸ方向及びＹ方向に平行移動及び回転させ、移動後における最終比較領域Ｂ内の現在画像と比較領域Ａ内の現在画像の一致度を評価する。本実施形態は、範囲を限定した比較領域Ａ内の基準画像と比較領域Ｂ（最終比較領域Ｂ）内の現在画像をパターンマッチングしているため、それらをパターンマッチングするのに無駄のない処理を実行でき、パターンマッチングに要する処理時間を短縮できる。ステップ８１Ａのパターンマッチングの処理について説明する。比較領域Ａ内の基準画像の画素の位置をＡ（Ｘ，Ｙ）とし、対応する、最終比較領域Ｂ内の現在画像の画素の位置をＢ（Ｘ’，Ｙ’）とする。各画素の位置、例えば、比較領域Ａ内の基準画像の左上の角に位置する画素の位置はＡ（１，１）の座標値で表され、最終比較領域Ｂ内の現在画像の左上の角に位置する画素の位置はＢ（１，１）の座標値で表される。ところで、これらの画素の（Ｘ，Ｙ）及び（Ｘ’，Ｙ’）は座標情報であるため、比較領域Ａ内の基準画像と最終比較領域Ｂ内の現在画像の各画素の対応付けは、アフィン変換のような座標変換式を用いることによって実現でき，最終比較領域Ｂ内の現在画像をこの座標変換式に基づきＸ方向及びＹ方向への平行移動及び回転させることができる．次にステップ８１Ｂについて説明する。最小自乗法を用いて画素Ａ（Ｘ，Ｙ）の画素値と画素Ｂ（Ｘ’，Ｙ’）の画素値との差（偏差）の２乗の値を、比較領域Ａ内の基準画像及び最終比較領域Ｂ内の現在画像において対応する全画素ごとに算出し、得られた各２乗の値の総和を求める。ステップ８１Ａの手順，すなわち比較領域Ａ内の基準画像を基準に、最終比較領域Ｂ内の現在画像をＸ方向及びＹ方向に平行移動させ、更に回転させながら，ステップ８１Ｂにおいて上記総和を算出する。二つのステップを繰り返しながら，その総和を最小にする座標変換係数を算出する。算出されたその座標変換係数は、比較領域Ａ内の基準画像を基準とした最終比較領域Ｂ内の現在画像の最終位置の位置ずれ量、すなわち、Ｘ方向の位置ずれ量ΔＸ２、Ｙ方向の位置ずれ量ΔＹ１、及び回転量Δθを示している。位置ずれ量ΔＸ２、ΔＹ１及び回転量Δθは位置決めデータ生成装置３７のメモリに記憶される。

２次パターンマッチングは、１次マッチング領域（最終比較領域Ｂ）内の現在画像をＸ方向及びＹ方向への移動、更には回転させて、制限された最終比較領域Ｂ内の現在画像と制限された比較領域Ａ内の基準画像とのパターンマッチングを行っているため、上記回転を含んでいても、パターンマッチングに要する時間は短縮される。

なお、２次パターンマッチングは、上記最小自乗法に限らず、他の手法、例えば上記（１）〜（６）のいずれかの手法をもう一度実行して行ってもよい。

２次パターンマッチングによって得られた、最終比較領域Ｂの現在画像の最終位置におけるその現在画像のデータを、ディスプレイ装置３９Ａに出力する（ステップ８２）。その最終位置での現在画像が比較領域Ａの基準画像に重ね合されてディスプレイ装置３９Ａに表示される（表示の図示省略）。このように、最終位置での現在画像、及び基準画像を重ね合せてディスプレイ装置に表示することによって、医者等の操作者が患部の位置決め状態を視覚で確認することができる。次に、ベッド位置決めデータが生成される（ステップ８３）。ベッド位置決めデータであるベッド移動量（ベッド移動情報）は、位置決めデータ生成装置３７のメモリに記憶されている位置ずれ量ΔＸ１、ΔＹ１、ΔＸ２、ΔＹ１及び回転量Δθを用いて算出される。すなわち、Ｘ方向におけるベッド移動量ΔＸは（ΔＸ１＋ΔＸ２）で算出され、Ｙ方向におけるベッド移動量ΔＹは（ΔＹ１＋ΔＹ２）で算出される。回転方向におけるベッド移動量（ベッド回転量）ΔΘはΔθである。ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘは、ベッド位置決めに用いられるベッド位置決め情報である。このベッド位置決め情報は、ベッド移動情報でもある。ステップ８３では、各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘの情報がディスプレイ装置３９Ａに出力され、表示される。

医者は、表示された各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘを見て、更に治療用ベッド５９を移動させて患部の位置決めを再実行する必要があるかを判断する。医者は、治療用ベッドの移動による患部の位置決め操作が必要であると判断したときには、入力装置（図示せず）を用いて「ベッド移動要」の情報を、Ｘ方向、Ｙ方向及び回転方向の区別を付けて位置決めデータ生成装置３７に入力する。他方、医者は、治療用ベッドの移動による患部の位置決め操作が不要であると判断したときには、入力装置を用いて「ベッド移動不要」の情報を、位置決めデータ生成装置３７に入力する。

位置決めデータ生成装置３７は、「ベッドを移動か」を判定する（ステップ８４）。すなわち、入力装置からの入力情報が「ベッド移動不要」の場合には、患部がビームラインｍ上に位置しているため、ベッド駆動装置１２による治療用ベッド５９の移動、すなわち患者８の患部のビームラインｍへの位置合せは行われず、その位置合せが完了する。他方、入力装置からの入力情報が「ベッド移動不要」の場合には、ベッド位置決め情報がベッド制御装置３８に出力される（ステップ８５）。具体的には、スッテプ８３で得られた各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘがベッド制御装置３８に伝えられる。ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘは治療用ベッドの位置決めに用いる情報である。その後、後述する治療用ベッド５９の移動による患部の位置決めがなされる。

なお、本実施形態では、治療用ベッド５９の移動の要否の判定を医者に委ねているが、位置決めデータ生成装置３７でその判定を行わせることも可能である。すなわち、上記したステップ８４の判定を、「ベッド移動量が移動設定値（例えば移動量０）であるか」の判定に変更して、位置決めデータ生成装置３７に実行させる。具体的には、ステップ８３で得られた各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘがそれぞれの移動設定値、例えば移動量０になったとき（ＹＥＳの場合）、患部がビームラインｍ上に位置しているため、ベッド駆動装置１２による治療用ベッド５９の移動、すなわち患者８の患部のビームラインｍへの位置合せは行われず、その位置合せが完了する。他方、変更後のステップ８４の判定が「ＮＯ」の場合、すなわち、各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘがそれぞれの移動設定値、例えば移動量０になっていないときには、ステップ８５の処理、すなわち、ベッド位置決め情報のベッド制御装置３８への出力を行う。これにより、スッテプ８３で得られた各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘがベッド制御装置３８に伝えられる。なお、変更後のステップ８４では、判定結果の情報、すなわち、「患者の位置決め完了」または「患者の位置決め再実行」が例えばディスプレイ装置３９Ａに出力され、表示される。「患者の位置決め再実行」の場合には、各ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘも併せてディスプレイ装置３９Ａに出力され、表示される。

ベッド制御装置３８は、Ｘ線放出装置２６からの前述のＸ線照射前の状態における治療用ベッド５９のＸ方向及びＹ方向の各位置（例えばＸ０，Ｙ０）、及び回転方向における回転角（例えばΘ０）のそれぞれの検出データを入力している。これらのデータは、ベッド駆動装置１２に設けられた該当する検出器（図示せず）により検出される。ベッド制御装置３８は、ベッド移動量ΔＸ、ΔＹ、ΔΘを入力して、移動後の治療用ベッド５９の位置、すなわち（Ｘ０＋ΔＸ）、（Ｙ０＋ΔＹ）及び（Θ０＋ΔΘ）を算出する。そして、ベッド制御装置３８は、治療用ベッド５９上の患者８の患部の位置が算出した位置になるように、モータ１１ａ，１１ｃ，１１ｄをそれぞれ駆動して治療用ベッド５９を移動させる。

上記の治療用ベッド５９の移動後、ビームラインｍに沿ったＸ線照射が、再度、患者８に対して行われ、Ｘ線透視画像撮影装置２９で得られた現在画像を用いた位置決めデータ生成装置３７によるステップ７２〜８４の処理が「ベッド移動不要」の入力があるまで繰り返される。

以上説明したように、本実施形態の患者ベッド位置決め装置によれば、設定された比較領域Ａの基準画像と設定された比較領域Ｂの現在画像とのパターンマッチングを行い、ベッドの位置決めに用いる情報を生成する。これにより、操作者が特定のモニュメント、ランドマークまたは解剖学的基準点等を設定しこれに基づきベッド位置決め用データを生成する場合のように、基準画像及び現在画像の両画像内のモニュメント等の位置の指定は、基準画像と現在画像との間でずれないように精度良く行う必要がある。しかしながら、基準画像と現在画像とで対応する位置がずれないように指定することは前述のように困難である。本実施形態は、比較領域Ａの基準画像と比較領域Ｂの現在画像とのパターンマッチングを行うため、操作者によるモニュメント等の位置の指定を行う必要がないため、操作者の技量が位置決め用データの生成精度に影響を与えることはない。したがって、操作者の技量に関係なく、ベッドの位置決め精度を向上させることができる。またこの結果、操作者の熟練度に依存しない装置を構築することが可能となる。さらに、モニュメント設定の手間が省け、位置決め作業を迅速かつスムーズに実施することもできる。

本実施形態は、上記した両画像の対応する複数の領域（例えば、画素）に対するパターンマッチングを行って治療用ベッド５９の移動量（具体的には治療用ベッド５９上の患者８の患部の移動量）を求めているため、ビームラインｍに対する治療用ベッド５９の位置決め精度が更に向上する。さらに、本実施形態は、基準画像情報及び現在画像情報がそれぞれ有している画像情報（各画素の画素値）を用いて両画像のパターンマッチングを行っているため、パターンマッチングのために新たに情報を付加することは不要である。

なお、上記実施形態においては、Ｘ線蛍光増倍管３０を有するＸ線透視画像撮影装置２９を用いたが、Ｘ線透視画像撮影装置２９の替りに図１３に示すＸ線透視画像撮影装置（画像情報発声装置）２９Ａを用いてもよい。

Ｘ線透視画像撮影装置２９Ａを用いた他の実施形態の患者ベッド位置決め装置２８Ａを、図１３を用いて説明する。患者ベッド位置決め装置２８Ａは、Ｘ線透視画像撮影装置２９Ａを用いる点で前述の患者ベッド位置決め装置２８と異なっている。このため、Ｘ線透視画像撮影装置２９Ａは、複数の半導体放射線検出器（Ｘ線入射装置）６６、複数の信号増幅器６７、複数の信号処理装置６８及び画像処理装置（画像情報生成装置）６９を有する。複数の半導体検出器６６は、ビームラインｍの方向から見ると、Ｘ方向に複数列及びＹ方向に複数行に配列され、密接した状態出で格子状に配置される。信号増幅器６７及び信号処理装置６８は、半導体放射線検出器６６ごとに一つずつ設置され、直列に該当する半導体放射線検出器６６に接続される。各信号処理装置６８から出力されたＸ線強度の情報は、画像処理装置６９に伝えられる。

ビームラインｍ上に移動されたＸ線放出装置２６から出射されて患者８の患部を検出するための患部又はその周辺部を透過したＸ線ビームは、患者ベッド５９を挟んで患者８と反対側に設けられた全半導体放射線検出器（フラットパネル）６６に入射されて電気信号に変換される。各半導体放射線検出器６６から出力された電気信号は、対応する信号増幅器６７で増幅され、信号処理装置６８で設定時間間隔で積算される。この積算によりＸ線強度情報が得られる。画像処理装置６９は各信号処理装置６８からのＸ線強度情報を用いて画像情報（現在画像の情報、キャプチャ画像）を生成する。この現在画像の情報が位置決めデータ生成装置３７に取り込まれ、位置決めデータ生成装置３７は前述の実施形態と同様な処理を実行する。

本変形例によっても、上記実施形態と同様の効果を得る。

本発明の好適な一実施形態の患者ベッド位置決め装置の適用対象である医療用粒子線照射装置の構成図である。 図１の回転ガントリーの斜視図である。 図１の回転ガントリーの正面図である。 図１の粒子線照射部の縦断面構造を表す模式図である。 図１の患者ベッドを駆動するベッド駆動装置の詳細機能を表す概念図である。 本発明の好適な一実施形態の患者ベッド位置決め装置の構成図である。 図６のＸ線蛍光増倍管の詳細断面構造図である。 図６の位置決めデータ生成装置が実行する処理手順を表すフローである。 図６のディスプレイ装置に表示される表示状態の例を示す図である。 図６のディスプレイ装置に表示される表示状態の例を示す図である。 図６のディスプレイ装置に表示される別の表示状態の例を示す図である。 図８のステップ８１の詳細な処理手順を表すフローである。 本発明の好適な一実施形態の患者ベッド位置決め装置の変形例を表す構成図である。

符号の説明

４…粒子線照射部、８…患者、２６…Ｘ線放出装置、２８，２８Ａ…患者ベッド位置決め装置、２９，２９Ａ…Ｘ線透視画像撮影装置、３０…Ｘ線蛍光増倍管、３４…ＣＣＤカメラ、３５、６９…画像処理装置、３７…位置決めデータ生成装置、３８…ベッド制御装置、３９Ａ，３９Ｂ…ディスプレイ装置、６６…半導体放射線検出器、６７…信号増幅器、６８…信号処理装置。

Claims (13)

1. 粒子線照射装置からの荷電粒子ビームが照射される患者を支持するベッドの位置決めを行うベッド位置決め装置において、
   Ｘ線放出装置と、
   このＸ線放出装置から出射されたＸ線に応じた信号を用いて、荷電粒子ビーム進路内に位置する前記患者の部位に対する第２画像情報を生成する画像情報発生装置と、
   前記患者の患部の画像データに基づいて予め作成されたアイソセンタを含む基準画像となる第１画像情報、及び前記第２画像情報を表示する表示装置と、
   前記第１画像情報に対して、この第１画像情報の表示領域より小さくかつ前記アイソセンタを含む第１設定領域を設定し、前記第２画像情報に対して、この第２画像情報の表示領域より小さくかつ前記荷電粒子ビーム進路に対応する位置を含む第２設定領域を設定するとともに、前記第１設定領域を示す枠と前記第２設定領域を示す枠を前記表示装置に表示し、前記第２画像情報の表示領域内で前記第２設定領域を、順次、移動させて、前記第２設定領域のそれぞれの位置で、前記第１設定領域内の前記第１画像情報と前記第２設定領域内の前記第２画像情報とのパターンマッチングを行って、前記第１設定領域の前記第１画像情報と最も類似した第２画像情報を持つ第２設定領域を抽出し、この抽出した第２設定領域に基づいて前記ベッドの位置決めに用いる情報を生成する演算処理装置とを備えたことを特徴とするベッド位置決め装置。
2. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記表示装置は、前記第１画像情報を表示する第１表示装置、及び前記第１表示装置とは別の、前記第２画像情報を表示する第２表示装置を含むことを特徴とするベッド位置決め装置。
3. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記画像情報発生装置は、前記入射したＸ線を光に変換するＸ線変換装置と、前記光を撮影し前記第２画像情報を生成するカメラとを備えることを特徴とするベッド位置決め装置。
4. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記画像情報発生装置は、前記入射したＸ線を電気信号に変換する複数の半導体放射線検出器と、前記半導体放射線検出器毎に設けられて前記電気信号を処理する信号処理装置と、前記各信号処理装置の出力を入力して前記第２画像情報を生成する画像情報生成装置とを備えることを特徴とするベッド位置決め装置。
5. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記演算処理装置は、前記パターンマッチングを、前記第１設定領域内の前記第１画像情報における複数の画素情報と、前記第２設定領域内の前記第２画像情報における複数の画素情報とを用いて行うことを特徴とするベッド位置決め装置。
6. 請求項５記載のベッド位置決め装置において、前記演算処理装置は、前記第１設定領域内の前記第１画像情報における複数の画素情報と、前記第２設定領域内の前記第２画像情報における複数の画素情報との偏差が最も少なくなるように、最小自乗法によって前記位置決め用情報を生成することを特徴とするベッド位置決め装置。
7. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記Ｘ線放出装置は、前記粒子線照射装置に装着され、荷電粒子ビーム進路内に位置する第１のポジションと、前記荷電粒子ビーム進路から離れて前記荷電粒子ビームの進行が妨げられない第２のポジションとの間を移動し、前記第１のポジションでＸ線を放出することを特徴とするベッド位置決め装置。
8. 請求項１記載のベッド位置決め装置において、前記画像情報発生装置は、前記第２画像情報の画像の中心が前記荷電粒子ビーム進路と一致するよう前記第２画像を生成し、前記演算処理装置は、前記第１設定領域を前記第１画像情報に対して前記第１設定領域の中心が前記アイソセンタと一致するよう設定し、前記第２設定領域を前記第２画像情報に対して前記第２設定領域の中心が前記第２画像情報の画像の中心である前記荷電粒子ビーム進路と一致するよう設定し、前記第２画像情報の画像の中心と前記パターンマッチングにより抽出した第２設定領域の中心との位置ずれ量により前記ベッドの位置決めに用いる情報を生成することを特徴とするベッド位置決め装置。
9. 粒子線照射装置からの荷電粒子ビームが照射される患者を支持するベッドの位置決めを行うベッド位置決め装置において、
   Ｘ線放出装置と、
   このＸ線放出装置から出射されたＸ線に応じた信号を用いて、荷電粒子ビーム進路内に位置する前記患者の部位に対する第２画像情報を生成する画像情報発生装置と、
   前記患者の患部の画像データに基づいて予め作成されたアイソセンタを含む基準画像となる第１画像情報、及び前記第２画像情報を表示する表示装置と、
   前記第１画像情報に対して、この第１画像情報の表示領域より小さくかつ前記アイソセンタを含む第１設定領域を設定し、前記第２画像情報に対して、この第２画像情報の表示領域より小さくかつ前記荷電粒子ビーム進路に対応する位置を含む第２設定領域を設定するとともに、前記第１設定領域を示す枠と前記第２設定領域を示す枠を前記表示装置に表示し、前記第２画像情報の表示領域内で前記第２設定領域を、順次、移動させて、前記第２設定領域のそれぞれの位置で、前記第１設定領域内の前記第１画像情報と前記第２設定領域内の前記第２画像情報とのパターンマッチングを行って、前記第１設定領域の前記第１画像情報と最も類似した第２画像情報を持つ第２設定領域を抽出し、この抽出した第２設定領域に基づいて前記ベッドの位置決めに用いる情報を生成する演算処理装置とを備えたことを特徴とするベッド位置決め装置。
10. 粒子線発生装置と、
    前記粒子線発生装置から供給された荷電粒子ビームを患者の患部に照射する粒子線照射装置と、
    前記患者を支持するベッドと、
    Ｘ線放出装置と、このＸ線放出装置から出射されたＸ線に応じた信号を用いて、荷電粒子ビーム進路内に位置する前記患者の部位に対する第２画像情報を生成する画像情報発生装置と、前記患者の患部の画像データに基づいて予め作成されたアイソセンタを含む基準画像となる第１画像情報、及び前記第２画像情報を表示する表示装置と、前記第１画像情報に対して、この第１画像情報の表示領域より小さくかつ前記アイソセンタを含む第１設定領域を設定し、前記第２画像情報に対して、この第２画像情報の表示領域より小さくかつ前記荷電粒子ビーム進路に対応する位置を含む第２設定領域を設定するとともに、前記第１設定領域を示す枠と前記第２設定領域を示す枠を前記表示装置に表示し、前記第２画像情報の表示領域内で前記第２設定領域を、順次、移動させて、前記第２設定領域のそれぞれの位置で、前記第１設定領域内の前記第１画像情報と前記第２設定領域内の前記第２画像情報とのパターンマッチングを行って、前記第１設定領域の前記第１画像情報と最も類似した第２画像情報を持つ第２設定領域を抽出し、この抽出した第２設定領域に基づいて前記ベッドの位置決めに用いる情報を生成する演算処理装置と、を備えたベッド位置決め装置と、
    前記位置決め用情報に基づき前記ベッドの移動制御を行うベッド制御装置と、
    前記ベッド制御装置に基づき前記ベッドを移動させるベッド駆動装置とを備えたことを特徴とする粒子線治療装置。
11. 画像情報生成装置と演算処理装置とを備えたベッド位置決め装置により、粒子線照射装置からの荷電粒子ビームが照射される患者を支持するベッドの位置決めを行うベッド位置決め方法において、
    前記画像情報生成装置は、荷電粒子ビーム進路内に位置する前記患者の部位を透過したＸ線をもとに前記患者のその部位に対する第２画像情報を生成し、
    前記演算処理装置は、
    前記患者の患部の画像データに基づいて予め作成されたアイソセンタを含む基準画像となる第１画像情報と、前記第２画像情報とを取り込み、
    前記演算処理装置を利用して、前記第１画像情報に対して、この第１画像情報の表示領域より小さくかつ前記アイソセンタを含む第１設定領域を設定し、前記第２画像情報に対して、この第２画像情報の表示領域より小さくかつ前記荷電粒子ビーム進路に対応する位置を含む第２設定領域を設定するとともに、前記第１設定領域を示す枠と前記第２設定領域を示す枠を前記表示装置に表示し、前記第２画像情報の表示領域内で前記第２設定領域を、順次、移動させて、前記第２設定領域のそれぞれの位置で、前記第１設定領域内の前記第１画像情報と前記第２設定領域内の前記第２画像情報とのパターンマッチングを行って、前記第１設定領域の前記第１画像情報と最も類似した第２画像情報を持つ第２設定領域を抽出し、この抽出した第２設定領域に基づいて前記ベッドの位置決めに用いる情報を生成することを特徴とするベッド位置決め方法。
12. 請求項１又は９記載のベッド位置決め装置において、前記第１設定領域及び前記第２設定領域のうち少なくとも前記第１設定領域を操作者の手動入力により設定入力するための入力手段を更に備え、前記演算処理装置は、前記入力手段により前記第１設定領域が設定入力されると、前記第１画像情報に対して前記第１設定領域を設定しかつ前記第１設定領域を示す枠を前記表示装置に表示することを特徴とするベッド位置決め装置。
13. 請求項１又は９記載のベッド位置決め装置において、前記第１設定領域及び前記第２設定領域のうち前記第１設定領域を操作者の手動入力により設定入力するための入力手段を更に備え、前記演算処理装置は、前記入力手段により前記第１設定領域が設定入力されると、前記第１画像情報に対して前記第１設定領域を設定しかつ前記第１設定領域を示す枠を前記表示装置に表示するとともに、前記入力手段による前記第１設定領域の設定入力に基づいて、前記第２画像情報に対して前記第２設定領域を自動的に設定しかつ前記第２設定領域を示す枠を前記表示装置に表示することを特徴とするベッド位置決め装置。

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