JP5078972B2

JP5078972B2 - Radiotherapy apparatus control method and radiotherapy apparatus control apparatus

Info

Publication number: JP5078972B2
Application number: JP2009263614A
Authority: JP
Inventors: 法貴 ▲柳▼井; 利彦新家; 隆信半田; 周史金子
Original assignee: Mitsubishi Heavy Industries Ltd
Current assignee: Mitsubishi Heavy Industries Ltd
Priority date: 2009-11-19
Filing date: 2009-11-19
Publication date: 2012-11-21
Anticipated expiration: 2029-11-19
Also published as: JP2011104183A

Description

本発明は、放射線治療装置制御方法および放射線治療装置制御装置に関し、特に、人体内部の腫瘍患部を放射線治療（粒子線治療を含む）するときに利用される放射線治療装置制御方法および放射線治療装置制御装置に関する。 The present invention relates to a radiotherapy apparatus control method and a radiotherapy apparatus control apparatus, and more particularly to a radiotherapy apparatus control method and radiotherapy apparatus control used when performing radiotherapy (including particle beam therapy) on a tumor affected part inside a human body. Relates to the device.

腫瘍患部に治療用放射線を曝射することにより患者を治療する放射線治療が知られている。その放射線治療を実行する放射線治療装置は、カウチに横臥する患者のＸ線画像を撮像するイメージャシステムと、その患者に治療用放射線を曝射する治療用放射線照射装置とを備えている。その放射線治療装置は、事前に撮影された患者のＣＴ画像とそのイメージャシステムにより直前に撮影されたその患者のＸ線画像とに基づいてその患者の患部が所定の位置に配置されるようにそのカウチが位置調整された後に、その治療用放射線照射装置によりその患部に治療用放射線を曝射する。その放射線治療では、その患者の患部をより高精度に所定の位置に配置することが望まれている。 Radiotherapy is known in which a patient is treated by exposing therapeutic radiation to the tumor site. A radiotherapy apparatus that performs the radiotherapy includes an imager system that captures an X-ray image of a patient lying on a couch, and a therapeutic radiation irradiation apparatus that exposes the patient to therapeutic radiation. The radiotherapy apparatus is arranged so that the affected area of the patient is arranged at a predetermined position based on the CT image of the patient imaged in advance and the X-ray image of the patient imaged immediately before by the imager system. After the position of the couch is adjusted, the therapeutic radiation is exposed to the affected area by the therapeutic radiation irradiation device. In the radiotherapy, it is desired to arrange the affected part of the patient at a predetermined position with higher accuracy.

特開２００８−４３７３６号公報には、医用画像の位置合わせに掛かる時間の短縮を図りつつ、位置合わせを高い精度で行うことが可能な医用画像処理装置が開示されている。その医用画像処理装置は、２つの医用画像のボリュームデータの位置合わせを行う医用画像処理装置であって、各ボリュームデータに基づいて医用画像のランドマークを設定する設定手段と、各ボリュームデータについて、前記ランドマークの位置関係を示す位置関係情報を生成する生成手段と、前記位置関係情報に基づいて、前記ランドマークのうちの幾つかを除外し、前記除外後に残った２つの医用画像のランドマークを互いに対応付ける対応付け手段と、前記ランドマークの対応付けに基づいて、２つのボリュームデータの位置合わせを行う位置合わせ手段と、を備える、ことを特徴としている。 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-43736 discloses a medical image processing apparatus that can perform alignment with high accuracy while shortening the time required for alignment of medical images. The medical image processing apparatus is a medical image processing apparatus that aligns the volume data of two medical images. A setting unit that sets a landmark of a medical image based on each volume data, and each volume data, Generation means for generating positional relationship information indicating the positional relationship of the landmarks, and some of the landmarks are excluded based on the positional relationship information, and the landmarks of the two medical images remaining after the exclusion Are associated with each other and alignment means for aligning two volume data based on the association of the landmarks.

特許第３８２５３８４号公報には、放射線の照射対象を放射線照射範囲内に容易に位置決めすることのできる放射線治療装置が開示されている。その放射線治療装置は、放射線とレーザ光線とを同軸に出射する放射線発生装置と、前記放射線の中心軸が患者に入射する位置を示し照射対象に対する方位が設定された少なくとも３つの体表面マーキングと、前記放射線と前記レーザ光線が同軸に出射される照射軸が１点で交わるようにアイソセンタを中心に所定の距離の半径の軌道に沿って前記放射線発生装置を円弧移動させるガイドと、前記放射線発生装置の前記ガイドに沿う円弧移動の回転軸と前記アイソセンタにおいて交差する傾倒軸を中心に前記ガイドを回転させる支持部材と、前記放射線発生装置を前記ガイドに沿って移動する可動部材と、同可動部材を用いて設定された各方位から投影されるレーザ光線に対応する前記体表面マーキングが一致するように、患者を移動させるスライドボードと、前記アイソセンタとこの近傍に配置される前記放射線の照射対象とを含む範囲の透視画像の情報を検出する検出器と、前記検出器が複数の方位でそれぞれ検出した複数の前記透視画像の情報と前記アイソセンタに対して前記透視画像を検出した方位の情報とを基に前記アイソセンタの位置と前記照射対象の位置との相対位置関係を演算する解析装置と、前記相対位置関係を基に前記放射線発生装置を移動させる制御装置とを備えることを特徴としている。 Japanese Patent No. 3825384 discloses a radiation therapy apparatus that can easily position an irradiation target within a radiation irradiation range. The radiation therapy apparatus includes a radiation generating apparatus that emits radiation and a laser beam coaxially, at least three body surface markings that indicate a position where the central axis of the radiation is incident on a patient and set an orientation with respect to an irradiation target; A guide for moving the radiation generating device in a circular arc along a trajectory having a radius of a predetermined distance centering on an isocenter so that an irradiation axis on which the radiation and the laser beam are coaxially intersected at one point; and the radiation generating device A support member that rotates the guide around an axis of rotation of the circular arc along the guide and a tilt axis that intersects at the isocenter, a movable member that moves the radiation generator along the guide, and the movable member The patient is moved so that the body surface markings corresponding to the laser beams projected from the azimuths set using A detector for detecting information of a fluoroscopic image in a range including a ride board, the isocenter and the radiation irradiation object disposed in the vicinity thereof, and a plurality of the fluoroscopic images detected by the detector in a plurality of directions, respectively. And an analysis device for calculating a relative positional relationship between the position of the isocenter and the position of the irradiation target based on the information on the orientation and the information on the orientation in which the fluoroscopic image is detected with respect to the isocenter, and on the basis of the relative positional relationship And a control device for moving the radiation generating device.

特開２００８−４３７３６号公報JP 2008-43736 A 特許第３８２５３８４号公報Japanese Patent No. 3825384

本発明の課題は、被検体の位置をより高精度に調整する放射線治療装置制御方法および放射線治療装置制御装置を提供することにある。
本発明の他の課題は、被検体の位置をより高速に調整する放射線治療装置制御方法および放射線治療装置制御装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a radiotherapy apparatus control method and a radiotherapy apparatus control apparatus that adjust the position of a subject with higher accuracy.
Another object of the present invention is to provide a radiotherapy apparatus control method and a radiotherapy apparatus control apparatus that adjust the position of a subject at higher speed.

以下に、発明を実施するための形態・実施例で使用される符号を括弧付きで用いて、課題を解決するための手段を記載する。この符号は、特許請求の範囲の記載と発明を実施するための形態・実施例の記載との対応を明らかにするために付加されたものであり、特許請求の範囲に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。 In the following, means for solving the problems will be described using the reference numerals used in the modes and examples for carrying out the invention in parentheses. This symbol is added to clarify the correspondence between the description of the claims and the description of the modes and embodiments for carrying out the invention. Do not use to interpret the technical scope.

本発明による放射線治療装置制御方法は、被検体（４３）の互いに異なる複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）をそれぞれ映す複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）に基づいて複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）を算出するステップと、被検体（４３）の互いに異なる複数の治療時断面をそれぞれ映す複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）から複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）にそれぞれ最も類似する複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）を検出するステップと、複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）がそれぞれ検出される複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）と複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）が複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）にそれぞれ配置される複数の検出位置（８６、８７、８８−１〜８８−ｍ、８９）とに基づいて、被検体（４３）が配置されるカウチ（４１）のずれ量を算出するステップとを備えている。 The radiotherapy apparatus control method according to the present invention includes a plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-n) respectively showing a plurality of different planned cross-sections (61-1 to 61-n) of the subject (43). Calculating a plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) based on the above and a plurality of treatment cross-sectional images respectively showing a plurality of different treatment cross-sections of the subject (43) A plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m) that are most similar to a plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) from (81-1 to 81-N), respectively. , 85) and a plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m, 85) of the plurality of cross-sectional images during treatment (81-1 to 81-N) are detected, respectively. Multiple detected cross-sectional images (65 66-1 to 66-m, 67, 68) and a plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m, 85) are a plurality of detection cross-sectional images (65, 66-1 to 66-m, 67). 68) is calculated based on a plurality of detection positions (86, 87, 88-1 to 88-m, 89) respectively disposed on the couch (41) on which the subject (43) is disposed. And a step of performing.

複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）の一部から形成される第１テンプレート画像（７２）と、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）と異なる第２計画時断面画像（６３）の一部から形成される第２テンプレート画像（７３）とを含んでいる。複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）は、被検体（４３）を透過した放射線に基づいて撮影された複数の透過画像に基づいて算出されたものである。このような放射線治療装置制御方法によれば、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行でない回転軸（ｘ、ｙ）を中心に回転する回転ずれをより高精度に算出することができ、被検体（４３）を高精度に位置合わせすることができる。 The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) are one of the first planned cross-sectional images (62) among the plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-n). A second planned cross-sectional image (72) different from the first planned cross-sectional image (62) among the first planned cross-sectional images (71-1 to 71-n) 63) and a second template image (73) formed from a part of the image. The plurality of cross-sectional images during treatment (81-1 to 81-N) are calculated based on a plurality of transmission images taken based on the radiation transmitted through the subject (43). According to such a radiotherapy apparatus control method, the rotational deviation that rotates about the rotation axis (x, y) that is not parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n). Can be calculated with higher accuracy, and the subject (43) can be aligned with higher accuracy.

複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）のうちの第１テンプレート画像（７２）に最も類似する第１検出領域（８２）が複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの第１治療時断面画像（６５）から検出されたときに、第２テンプレート画像（７３）に最も類似する第２検出領域（８３）は、複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの第１治療時断面画像（６５）と異なる第２治療時断面画像（６７）から検出される。このとき、その複数の治療時断面のうちの第１治療時断面画像（６５）により映し出される第１治療時断面とその複数の治療時断面のうちの第２治療時断面画像（６７）により映し出される第２治療時断面との距離は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）により映し出される第１計画時断面と複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）のうちの第２計画時断面画像（６３）により映し出される第２計画時断面との距離に等しいことが好ましい。 Of the plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m, 85), the first detection region (82) most similar to the first template image (72) has a plurality of cross-sectional images (81- 1-81-N), the second detection region (83) most similar to the second template image (73) when detected from the first treatment cross-sectional image (65) is a plurality of treatment cross-sections. It is detected from a second treatment cross-sectional image (67) different from the first treatment cross-sectional image (65) of the images (81-1 to 81-N). At this time, the first treatment cross section image (65) of the plurality of treatment cross sections and the second treatment cross section image (67) of the plurality of treatment cross sections are reflected. The distance from the second treatment section is the first planning section and the plurality of planning sections shown by the first planning section image (62) among the plurality of planning sections (61-1 to 61-n). It is preferable to be equal to the distance from the second planned cross-section projected by the second planned cross-sectional image (63) of the cross-sections (61-1 to 61-n).

複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）は、その第１計画時断面とその第２計画時断面との間に配置される第３計画時断面を含んでいる。複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、さらに、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちのその第３計画時断面を映す第３計画時断面画像の一部から形成される第３テンプレート画像（７４−１〜７４−ｍ）を含んでいる。その複数の治療時断面は、その第１治療時断面とその第２治療時断面との間に配置される第３治療時断面を含んでいる。このとき、第３テンプレート画像（７４−１〜７４−ｍ）に最も類似する第３検出領域（８４−１〜８４−ｍ）は、第１治療時断面画像（６５）に第１検出領域（８２）が配置される第１検出位置（８６）に基づいて複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちのその第３治療時断面を映す第３治療時断面画像から検出される。第２検出領域（８３）は、第１検出位置（８６）とその第３治療時断面画像に第３検出領域（８４−１〜８４−ｍ）が配置される第３検出位置（８８−１〜８８−ｍ）とに基づいて第２治療時断面画像（６７）から検出される。その第１治療時断面とその第３治療時断面との距離は、その第１計画時断面とその第３計画時断面との距離に等しいことが好ましい。このような放射線治療装置制御方法によれば、第３検出位置（８８−１〜８８−ｍ）に独立に第２検出領域（８３）を検出することに比較して、第２治療時断面画像（６７）から第２検出領域（８３）をより高速に検出することができる。この結果、このような放射線治療装置制御方法によれば、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行でない回転軸（ｘ、ｙ）を中心に回転する回転ずれをより高速に算出することができる。 The plurality of planned cross sections (61-1 to 61-n) includes a third planned cross section disposed between the first planned cross section and the second planned cross section. The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) further reflect the third planned section of the plurality of planned section images (71-1 to 71-n). 3 The 3rd template image (74-1-74-m) formed from a part of cross-sectional image at the time of plan is included. The plurality of treatment cross sections include a third treatment cross section disposed between the first treatment cross section and the second treatment cross section. At this time, the third detection region (84-1 to 84-m) most similar to the third template image (74-1 to 74-m) is added to the first detection region (65) in the first treatment cross-sectional image (65). 82) is detected from the third treatment cross-sectional image that reflects the third treatment cross-section image among the plurality of treatment cross-section images (81-1 to 81-N) based on the first detection position (86) where 82) is arranged. Is done. The second detection area (83) is a third detection position (88-1) where the third detection areas (84-1 to 84-m) are arranged in the first detection position (86) and the third treatment cross-sectional image. To 88-m) based on the second treatment cross-sectional image (67). The distance between the first treatment section and the third treatment section is preferably equal to the distance between the first plan section and the third plan section. According to such a radiotherapy apparatus control method, the second treatment cross-sectional image is compared with the case where the second detection region (83) is independently detected at the third detection positions (88-1 to 88-m). From (67), the second detection region (83) can be detected at higher speed. As a result, according to such a radiotherapy apparatus control method, the plurality of planned sections (61-1 to 61-n) rotate around the rotation axis (x, y) that is not parallel to the normal direction (z). The rotational deviation to be calculated can be calculated at higher speed.

複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、さらに、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第４計画時断面画像（６２）の一部から形成される第４テンプレート画像（７５）を含んでいる。第４計画時断面画像（６２）に第４テンプレート画像（７５）が配置される位置（７９）は、第１計画時断面画像（６２）に第１テンプレート画像（７２）が配置される位置（７６）と異なる。このような放射線治療装置制御方法によれば、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行である回転軸を中心に回転する回転ずれをより高精度に算出することができる。 The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) further includes a fourth planned cross-sectional image (62) among the plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-n). The 4th template image (75) formed from a part of is included. The position (79) where the fourth template image (75) is arranged in the fourth planned cross-sectional image (62) is the position (79) where the first template image (72) is arranged in the first planned cross-sectional image (62) ( 76). According to such a radiotherapy apparatus control method, the rotational deviation that rotates around the rotation axis that is parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n) is more accurately detected. Can be calculated.

第４計画時断面画像（６２）は、第１計画時断面画像（６２）であることが好ましい。 The fourth planned cross-sectional image (62) is preferably the first planned cross-sectional image (62).

本発明による放射線治療装置制御方法は、その複数の治療時断面と異なる中間スライス治療時断面を映す中間スライス治療時断面画像をその複数の治療時断面に基づいて算出するステップと、その中間スライス治療時断面画像から第１テンプレート画像（７２）に最も類似する中間スライス検出領域を検出するステップとをさらに備えている。このとき、そのずれ量は、その中間スライス検出領域がその中間スライス治療時断面画像に配置される検出位置にさらに基づいて算出される。このような放射線治療装置制御方法によれば、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行に平行移動するずれをより高精度に算出することができる。 The radiotherapy apparatus control method according to the present invention includes a step of calculating, based on the plurality of treatment cross sections, a cross section image during intermediate slice treatment that reflects a cross section during intermediate slice treatment different from the plurality of treatment cross sections, and the intermediate slice treatment. A step of detecting an intermediate slice detection region most similar to the first template image (72) from the time cross-sectional image. At this time, the shift amount is calculated further based on the detection position where the intermediate slice detection region is arranged in the intermediate slice treatment cross-sectional image. According to such a radiotherapy apparatus control method, it is possible to calculate a shift that translates in parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n) with higher accuracy. .

本発明による放射線治療装置制御方法は、複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）と複数の検出位置（８６、８７、８８−１〜８８−ｍ、８９）とに基づいて第１ずれ量を算出するステップと、その第１ずれ量に基づいて治療時３次元ボクセルデータから計画時３次元ボクセルデータテンプレートに最も類似する３次元領域を検出するステップと、その３次元領域がその治療時３次元ボクセルデータに配置される位置に基づいてそのずれ量を算出するステップとをさらに備えている。このような第２ずれ量は、その第１ずれ量に比較して、より高精度である。このような放射線治療装置制御方法によれば、被検体（４３）を高精度に位置合わせすることができる。このような放射線治療装置制御方法によれば、さらに、その第１ずれ量を初期値にすることにより、その３次元領域をより高速に検出することができる。 The radiotherapy apparatus control method according to the present invention includes a plurality of detection sectional images (65, 66-1 to 66-m, 67, 68) and a plurality of detection positions (86, 87, 88-1 to 88-m, 89). Calculating a first deviation amount based on the first deviation amount, detecting a three-dimensional region most similar to the planning three-dimensional voxel data template from the treatment three-dimensional voxel data based on the first deviation amount; and And calculating a deviation amount based on a position where the three-dimensional region is arranged in the three-dimensional voxel data at the time of treatment. Such a second shift amount is more accurate than the first shift amount. According to such a radiotherapy apparatus control method, the subject (43) can be aligned with high accuracy. According to such a radiotherapy apparatus control method, the three-dimensional region can be detected at a higher speed by setting the first shift amount to an initial value.

本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、被検体（４３）の互いに異なる複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）をそれぞれ映す複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）に基づいて複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）を算出するテンプレート算出部（５２）と、被検体（４３）の互いに異なる複数の治療時断面をそれぞれ映す複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）から複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）にそれぞれ最も類似する複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）を検出するマッチング部（５４）と、複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）がそれぞれ検出される複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）と複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）が複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）にそれぞれ配置される複数の検出位置（８６、８７、８８−１〜８８−ｍ、８９）とに基づいて、被検体（４３）が配置されるカウチ（４１）を駆動するカウチ駆動装置（４２）を制御するカウチ制御部（５８）とを備えている。 The radiotherapy apparatus control apparatus (2) according to the present invention has a plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-71) respectively showing a plurality of different planned cross-sections (61-1 to 61-n) of the subject (43). -N), a template calculation unit (52) for calculating a plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) and a plurality of different treatment sections of the subject (43). A plurality of detection regions (82, 83) that are most similar to a plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) from a plurality of cross-sectional images during treatment (81-1 to 81-N), respectively. , 84-1 to 84-m, 85) and a plurality of detection regions (82, 83, 84-) of the plurality of cross-sectional images during treatment (81-1 to 81-N). 1-84-m, 85) A plurality of detected cross-sectional images (65, 66-1 to 66-m, 67, 68) and a plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m, 85) are detected as a plurality of detected cross-sectional images ( 65, 66-1 to 66-m, 67, 68), the subject (43) is arranged based on a plurality of detection positions (86, 87, 88-1 to 88-m, 89) respectively. A couch controller (58) for controlling a couch driving device (42) for driving the couch (41) to be operated.

複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）の一部から形成される第１テンプレート画像（７２）と、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）と異なる第２計画時断面画像（６３）の一部から形成される第２テンプレート画像（７３）とを含んでいる。複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）は、被検体（４３）を透過した放射線に基づいて撮影された複数の透過画像に基づいて算出されたものである。このような放射線治療装置制御装置（２）は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行でない回転軸（ｘ、ｙ）を中心に回転する回転ずれをより高精度に算出することができ、被検体（４３）を高精度に位置合わせすることができる。 The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) are one of the first planned cross-sectional images (62) among the plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-n). A second planned cross-sectional image (72) different from the first planned cross-sectional image (62) among the first planned cross-sectional images (71-1 to 71-n) 63) and a second template image (73) formed from a part of the image. The plurality of cross-sectional images during treatment (81-1 to 81-N) are calculated based on a plurality of transmission images taken based on the radiation transmitted through the subject (43). Such a radiotherapy apparatus control apparatus (2) rotates around a rotation axis (x, y) that is not parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n). The deviation can be calculated with higher accuracy, and the subject (43) can be aligned with higher accuracy.

マッチング部（５４）は、複数の検出領域（８２、８３、８４−１〜８４−ｍ、８５）のうちの第１テンプレート画像（７２）に最も類似する第１検出領域（８２）が複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの第１治療時断面画像（６５）から検出されたときに、複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちの第１治療時断面画像（６５）と異なる第２治療時断面画像（６７）から第２テンプレート画像（７３）に最も類似する第２検出領域（８３）を検出する。このとき、その複数の治療時断面のうちの第１治療時断面画像（６５）により映し出される第１治療時断面とその複数の治療時断面のうちの第２治療時断面画像（６７）により映し出される第２治療時断面との距離は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）のうちの第１計画時断面画像（６２）により映し出される第１計画時断面と複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）のうちの第２計画時断面画像（６３）により映し出される第２計画時断面との距離に等しいことが好ましい。 The matching unit (54) includes a plurality of first detection regions (82) most similar to the first template image (72) among the plurality of detection regions (82, 83, 84-1 to 84-m, 85). Of the plurality of treatment cross-sectional images (81-1 to 81-N) when detected from the first treatment cross-sectional image (65) of the treatment cross-sectional images (81-1 to 81-N) A second detection region (83) most similar to the second template image (73) is detected from a second treatment cross-sectional image (67) different from the first treatment cross-sectional image (65). At this time, the first treatment cross section image (65) of the plurality of treatment cross sections and the second treatment cross section image (67) of the plurality of treatment cross sections are reflected. The distance from the second treatment section is the first planning section and the plurality of planning sections shown by the first planning section image (62) among the plurality of planning sections (61-1 to 61-n). It is preferable to be equal to the distance from the second planned cross-section projected by the second planned cross-sectional image (63) of the cross-sections (61-1 to 61-n).

複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）は、その第１計画時断面とその第２計画時断面との間に配置される第３計画時断面を含んでいる。複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、さらに、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちのその第３計画時断面を映す第３計画時断面画像の一部から形成される第３テンプレート画像（７４−１〜７４−ｍ）を含んでいる。その複数の治療時断面は、その第１治療時断面とその第２治療時断面との間に配置される第３治療時断面を含んでいる。マッチング部（５４）は、第１治療時断面画像（６５）に第１検出領域（８２）が配置される第１検出位置（８６）に基づいて、複数の治療時断面画像（８１−１〜８１−Ｎ）のうちのその第３治療時断面を映す第３治療時断面画像から第３テンプレート画像（７４−１〜７４−ｍ）に最も類似する第３検出領域（８４−１〜８４−ｍ）を検出する。第１検出位置（８６）とその第３治療時断面画像に第３検出領域（８４−１〜８４−ｍ）が配置される第３検出位置（８８−１〜８８−ｍ）とに基づいて、第２治療時断面画像（６７）から第２検出領域（８３）を検出する。その第１治療時断面とその第３治療時断面との距離は、その第１計画時断面とその第３計画時断面との距離に等しいことが好ましい。このような放射線治療装置制御装置（２）は、第３検出位置（８８−１〜８８−ｍ）に独立に第２検出領域（８３）を検出することに比較して、第２治療時断面画像（６７）から第２検出領域（８３）をより高速に検出することができる。この結果、このような放射線治療装置制御装置（２）は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行でない回転軸（ｘ、ｙ）を中心に回転する回転ずれをより高速に算出することができる。 The plurality of planned cross sections (61-1 to 61-n) includes a third planned cross section disposed between the first planned cross section and the second planned cross section. The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) further reflect the third planned section of the plurality of planned section images (71-1 to 71-n). 3 The 3rd template image (74-1-74-m) formed from a part of cross-sectional image at the time of plan is included. The plurality of treatment cross sections include a third treatment cross section disposed between the first treatment cross section and the second treatment cross section. Based on the first detection position (86) where the first detection region (82) is arranged in the first treatment cross-sectional image (65), the matching unit (54) includes a plurality of treatment cross-sectional images (81-1 to 81-1). 81-N), the third detection region (84-1 to 84-84-) most similar to the third template image (74-1 to 74-m) from the third treatment sectional image showing the third treatment sectional image. m) is detected. Based on the first detection position (86) and the third detection positions (88-1 to 88-m) where the third detection regions (84-1 to 84-m) are arranged in the third treatment cross-sectional image. Then, the second detection area (83) is detected from the second treatment cross-sectional image (67). The distance between the first treatment section and the third treatment section is preferably equal to the distance between the first plan section and the third plan section. Such a radiotherapy device controller (2) has a second treatment cross section as compared to the detection of the second detection region (83) independently at the third detection positions (88-1 to 88-m). The second detection region (83) can be detected at higher speed from the image (67). As a result, such a radiation therapy apparatus control device (2) is centered on the rotation axes (x, y) not parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n). The rotational deviation that rotates can be calculated at higher speed.

複数のテンプレート画像（７２、７３、７４−１〜７４−ｍ、７５）は、さらに、複数の計画時断面画像（７１−１〜７１−ｎ）のうちの第４計画時断面画像（６２）の一部から形成される第４テンプレート画像（７５）を含んでいる。第４計画時断面画像（６２）に第４テンプレート画像（７５）が配置される位置（７９）は、第１計画時断面画像（６２）に第１テンプレート画像（７２）が配置される位置（７６）と異なる。このような放射線治療装置制御装置（２）は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行である回転軸を中心に回転する回転ずれをより高精度に算出することができる。 The plurality of template images (72, 73, 74-1 to 74-m, 75) further includes a fourth planned cross-sectional image (62) among the plurality of planned cross-sectional images (71-1 to 71-n). The 4th template image (75) formed from a part of is included. The position (79) where the fourth template image (75) is arranged in the fourth planned cross-sectional image (62) is the position (79) where the first template image (72) is arranged in the first planned cross-sectional image (62) ( 76). Such a radiotherapy device control device (2) has a higher rotational deviation that rotates about a rotation axis that is parallel to the normal direction (z) of the plurality of planned sections (61-1 to 61-n). It can be calculated with accuracy.

本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、その複数の治療時断面と異なる中間スライス治療時断面を映す中間スライス治療時断面画像をその複数の治療時断面に基づいて算出する中間スライス生成部（５５）をさらに備えている。このとき、マッチング部（５４）は、その中間スライス治療時断面画像から第１テンプレート画像（７２）に最も類似する中間スライス検出領域を検出する。カウチ制御部（５８）は、その中間スライス検出領域がその中間スライス治療時断面画像に配置される検出位置にさらに基づいてカウチ駆動装置（４２）を制御する。このような放射線治療装置制御装置（２）は、複数の計画時断面（６１−１〜６１−ｎ）の法線方向（ｚ）に平行に平行移動するずれをより高精度に算出することができる。 The radiotherapy apparatus control apparatus (2) according to the present invention calculates an intermediate slice treatment cross-sectional image that reflects an intermediate slice treatment cross section different from the plurality of treatment cross sections based on the plurality of treatment cross sections. (55) is further provided. At this time, the matching unit (54) detects an intermediate slice detection region most similar to the first template image (72) from the intermediate slice treatment cross-sectional image. The couch controller (58) controls the couch driving device (42) based further on the detection position where the intermediate slice detection region is arranged in the intermediate slice treatment cross-sectional image. Such a radiotherapy apparatus control apparatus (2) can calculate the shift | offset | difference parallel-translated in parallel to the normal line direction (z) of several cross section (61-1 to 61-n) with high precision. it can.

本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、複数の検出断面画像（６５、６６−１〜６６−ｍ、６７、６８）と複数の検出位置（８６、８７、８８−１〜８８−ｍ、８９）とに基づいて第１ずれ量を算出する第１ずれ量算出部（５６）と、その第１ずれ量に基づいて治療時３次元ボクセルデータから３次元テンプレートに最も類似する３次元領域を検出し、その３次元領域がその治療時３次元ボクセルデータに配置される位置に基づいて第２ずれ量を算出する第２ずれ量算出部（５７）とをさらに備えている。カウチ制御部（５８）は、その第２ずれ量に基づいて、カウチ駆動装置（４２）を制御する。このような第２ずれ量は、その第１ずれ量に比較して、より高精度である。このような放射線治療装置制御装置（２）は、被検体（４３）を高精度に位置合わせすることができる。このような放射線治療装置制御装置（２）は、さらに、その第１ずれ量を初期値にすることにより、その３次元領域をより高速に検出することができる。 The radiotherapy apparatus controller (2) according to the present invention includes a plurality of detection cross-sectional images (65, 66-1 to 66-m, 67, 68) and a plurality of detection positions (86, 87, 88-1 to 88-m). 89), and a three-dimensional region most similar to the three-dimensional template from the three-dimensional voxel data at the time of treatment based on the first deviation amount. And a second deviation amount calculation unit (57) for calculating a second deviation amount based on the position where the three-dimensional area is arranged in the three-dimensional voxel data at the time of treatment. The couch controller (58) controls the couch driving device (42) based on the second deviation amount. Such a second shift amount is more accurate than the first shift amount. Such a radiotherapy apparatus control apparatus (2) can align the subject (43) with high accuracy. Such a radiotherapy apparatus control apparatus (2) can detect the three-dimensional region at a higher speed by setting the first shift amount to an initial value.

本発明による放射線治療装置制御装置（２）は、被検体（４３）に治療用放射線（２３）が曝射されるように、治療用放射線照射装置（１６）を制御する照射部（５９）をさらに備えている。 The radiotherapy device controller (2) according to the present invention includes an irradiation unit (59) that controls the therapeutic radiation irradiation device (16) so that the therapeutic radiation (23) is exposed to the subject (43). It has more.

本発明による放射線治療装置制御方法および放射線治療装置制御装置は、被検体の位置をより高精度に調整することができる。 The radiotherapy apparatus control method and radiotherapy apparatus control apparatus according to the present invention can adjust the position of the subject with higher accuracy.

図１は、放射線治療システムを示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a radiation therapy system. 図２は、放射線治療装置を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view showing the radiation therapy apparatus. 図３は、放射線治療装置制御装置を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram illustrating the radiotherapy apparatus control apparatus. 図４は、複数の断面を示す斜視図である。FIG. 4 is a perspective view showing a plurality of cross sections. 図５は、治療計画時に撮影された複数の断面画像を示し、複数のテンプレート画像を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing a plurality of cross-sectional images taken at the time of treatment planning and showing a plurality of template images. 図６は、位置合わせ時に撮影された複数の断面画像を示し、複数の検出領域を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing a plurality of cross-sectional images taken at the time of alignment and showing a plurality of detection areas. 図７は、Ｚ軸回り回転ずれ量を示すグラフである。FIG. 7 is a graph showing the amount of rotational deviation around the Z axis. 図８は、患者の位置を調整する動作を示すフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart showing an operation of adjusting the position of the patient.

図面を参照して、本発明による放射線治療装置制御装置の実施の形態を記載する。その放射線治療装置制御装置２は、図１に示されているように、放射線治療システム１に適用されている。放射線治療システム１は、放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とを備えている。放射線治療装置制御装置２は、パーソナルコンピュータに例示されるコンピュータである。放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とは、双方向に情報を伝送することができるように、互いに接続されている。 Embodiments of a radiotherapy apparatus control apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings. The radiotherapy apparatus control apparatus 2 is applied to the radiotherapy system 1 as shown in FIG. The radiotherapy system 1 includes a radiotherapy device control device 2 and a radiotherapy device 3. The radiation therapy apparatus control apparatus 2 is a computer exemplified by a personal computer. The radiotherapy device controller 2 and the radiotherapy device 3 are connected to each other so that information can be transmitted in both directions.

図２は、放射線治療装置３を示している。放射線治療装置３は、Ｏリング１２と走行ガントリ１４と治療用放射線照射装置１６とを備えている。Ｏリング１２は、リング状に形成され、回転軸１７を中心に回転可能に基礎に支持されている。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。走行ガントリ１４は、リング状に形成され、Ｏリング１２のリングの内側に配置され、回転軸１８を中心に回転可能にＯリング１２に支持されている。回転軸１８は、鉛直方向に垂直であり、回転軸１７に含まれるアイソセンタ１９を通っている。回転軸１８は、Ｏリング１２に対して固定され、すなわち、Ｏリング１２とともに回転軸１７を中心に回転する。 FIG. 2 shows the radiation therapy apparatus 3. The radiotherapy device 3 includes an O-ring 12, a traveling gantry 14, and a therapeutic radiation irradiation device 16. The O-ring 12 is formed in a ring shape, and is supported by a foundation so as to be rotatable about a rotation shaft 17. The rotating shaft 17 is parallel to the vertical direction. The traveling gantry 14 is formed in a ring shape, is disposed inside the ring of the O-ring 12, and is supported by the O-ring 12 so as to be rotatable about a rotation shaft 18. The rotating shaft 18 is perpendicular to the vertical direction and passes through an isocenter 19 included in the rotating shaft 17. The rotating shaft 18 is fixed to the O-ring 12, that is, rotates around the rotating shaft 17 together with the O-ring 12.

治療用放射線照射装置１６は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。治療用放射線照射装置１６は、チルト軸２１に回転可能に、かつ、パン軸２２に回転可能に、走行ガントリ１４に支持されている。パン軸２２は、走行ガントリ１４に対して固定され、回転軸１８に交差しないで回転軸１８に平行である。チルト軸２１は、パン軸２２に直交している。チルト軸２１とパン軸２２との交点は、アイソセンタ１９から１ｍだけ離れている。 The therapeutic radiation irradiation device 16 is disposed inside the ring of the traveling gantry 14. The therapeutic radiation irradiation device 16 is supported by the traveling gantry 14 so as to be rotatable about the tilt shaft 21 and rotatable about the pan shaft 22. The pan axis 22 is fixed to the traveling gantry 14 and is parallel to the rotation axis 18 without intersecting the rotation axis 18. The tilt axis 21 is orthogonal to the pan axis 22. The intersection of the tilt axis 21 and the pan axis 22 is separated from the isocenter 19 by 1 m.

放射線治療装置３は、さらに、旋回駆動装置１１と首振り装置１５とを備え、図示されていない走行駆動装置を備えている。旋回駆動装置１１は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させる。旋回駆動装置１１は、さらに、基礎に対してＯリング１２が配置される旋回角度を測定し、その旋回角度を放射線治療装置制御装置２に出力する。その走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させる。その走行駆動装置は、さらに、Ｏリング１２に対して走行ガントリ１４が配置されるガントリ角度を測定し、そのガントリ角度を放射線治療装置制御装置２に出力する。首振り装置１５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、パン軸２２を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させ、チルト軸２１を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させる。 The radiotherapy apparatus 3 further includes a turning drive device 11 and a swing device 15 and a travel drive device (not shown). The turning drive device 11 is controlled by the radiotherapy device control device 2 to rotate the O-ring 12 around the rotation shaft 17. The turning drive device 11 further measures the turning angle at which the O-ring 12 is arranged with respect to the foundation, and outputs the turning angle to the radiotherapy device control device 2. The traveling drive device rotates the traveling gantry 14 around the rotation shaft 18 by being controlled by the radiotherapy device control device 2. The traveling drive apparatus further measures the gantry angle at which the traveling gantry 14 is disposed with respect to the O-ring 12 and outputs the gantry angle to the radiation therapy apparatus control apparatus 2. The head swing device 15 is controlled by the radiotherapy device control device 2 to rotate the therapeutic radiation irradiation device 16 about the pan axis 22 and rotate the therapeutic radiation irradiation device 16 about the tilt axis 21. .

治療用放射線照射装置１６は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３を曝射する。治療用放射線２３は、パン軸２２とチルト軸２１とが交差する交点を頂点とするコーンビームである。治療用放射線２３は、一様強度分布を持つように形成されている。治療用放射線照射装置１６は、マルチリーフコリメータ２０を備えている。マルチリーフコリメータ２０は、治療用放射線２３が進行する領域に配置されるように、治療用放射線照射装置１６に固定されている。マルチリーフコリメータ２０は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、治療用放射線２３の一部を遮蔽し、治療用放射線２３が患者に照射されるときの照射野の形状を変更する。 The therapeutic radiation irradiation device 16 is exposed to the therapeutic radiation 23 by being controlled by the radiotherapy device control device 2. The therapeutic radiation 23 is a cone beam having an apex at the intersection where the pan axis 22 and the tilt axis 21 intersect. The therapeutic radiation 23 is formed to have a uniform intensity distribution. The therapeutic radiation irradiation device 16 includes a multi-leaf collimator 20. The multi-leaf collimator 20 is fixed to the therapeutic radiation irradiation device 16 so as to be disposed in a region where the therapeutic radiation 23 travels. The multi-leaf collimator 20 is controlled by the radiotherapy apparatus controller 2 to shield a part of the therapeutic radiation 23 and change the shape of the irradiation field when the therapeutic radiation 23 is irradiated to the patient.

治療用放射線２３は、このように治療用放射線照射装置１６が走行ガントリ１４に支持されることにより、治療用放射線照射装置１６がアイソセンタ１９に向かうように走行ガントリ１４に固定されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、または、その走行駆動装置により走行ガントリ１４が回転しても、常に概ねアイソセンタ１９を通る。即ち、走行・旋回を行うことで任意方向からアイソセンタ１９に向けて治療用放射線２３の照射が可能になる。 When the therapeutic radiation irradiation device 16 is supported by the traveling gantry 14 in this way and the therapeutic radiation irradiation device 16 is fixed to the traveling gantry 14 toward the isocenter 19 as described above, the therapeutic radiation 23 is driven to rotate. Even if the O-ring 12 is rotated by the apparatus 11 or the traveling gantry 14 is rotated by the traveling drive apparatus, the O-ring 12 always passes through the isocenter 19 at all times. In other words, the therapeutic radiation 23 can be irradiated from any direction toward the isocenter 19 by running and turning.

放射線治療装置３は、さらに、複数のイメージャシステムを備えている。すなわち、放射線治療装置３は、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを備えている。第１診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とアイソセンタ１９から治療用放射線照射装置１６を結ぶ線分とのなす角が鋭角になるように、走行ガントリ１４のリングの内側に配置されている。第２診断用Ｘ線源２５は、さらに、アイソセンタ１９から第１診断用Ｘ線源２４を結ぶ線分とアイソセンタ１９から第２診断用Ｘ線源２５を結ぶ線分とのなす角が直角（９０度）になるように、配置されている。第１センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第１診断用Ｘ線源２４に対向するように、配置されている。第２センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持され、アイソセンタ１９を介して第２診断用Ｘ線源２５に対向するように、配置されている。 The radiotherapy apparatus 3 further includes a plurality of imager systems. That is, the radiotherapy apparatus 3 includes a first diagnostic X-ray source 24, a second diagnostic X-ray source 25, a first sensor array 32, and a second sensor array 33. The first diagnostic X-ray source 24 is supported by the traveling gantry 14 and an angle formed by a line segment connecting the first diagnostic X-ray source 24 from the isocenter 19 and a line segment connecting the therapeutic radiation irradiation device 16 from the isocenter 19. Is disposed inside the ring of the traveling gantry 14 so that is an acute angle. The second diagnostic X-ray source 25 is supported by the traveling gantry 14, and an angle formed by a line segment connecting the second diagnostic X-ray source 25 from the isocenter 19 and a line segment connecting the therapeutic radiation irradiation device 16 from the isocenter 19. Is disposed inside the ring of the traveling gantry 14 so that is an acute angle. In the second diagnostic X-ray source 25, the angle formed by the line connecting the isocenter 19 and the first diagnostic X-ray source 24 and the line connecting the isocenter 19 and the second diagnostic X-ray source 25 is a right angle ( (90 degrees). The first sensor array 32 is supported by the traveling gantry 14 and is disposed so as to face the first diagnostic X-ray source 24 via the isocenter 19. The second sensor array 33 is supported by the traveling gantry 14 and is disposed so as to face the second diagnostic X-ray source 25 via the isocenter 19.

第１診断用Ｘ線源２４は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第１診断用Ｘ線３５をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第１診断用Ｘ線３５は、第１診断用Ｘ線源２４が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。第２診断用Ｘ線源２５は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、所定のタイミングで第２診断用Ｘ線３６をアイソセンタ１９に向けて曝射する。第２診断用Ｘ線３６は、第２診断用Ｘ線源２５が有する１点から曝射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。 The first diagnostic X-ray source 24 is controlled by the radiation therapy apparatus control device 2 to irradiate the first diagnostic X-ray 35 toward the isocenter 19 at a predetermined timing. The first diagnostic X-ray 35 is a conical cone beam that is exposed from one point of the first diagnostic X-ray source 24 and has the one point as a vertex. The second diagnostic X-ray source 25 is controlled by the radiation therapy apparatus control device 2 to irradiate the second diagnostic X-ray 36 toward the isocenter 19 at a predetermined timing. The second diagnostic X-ray 36 is a conical cone beam that is irradiated from one point of the second diagnostic X-ray source 25 and has the one point as a vertex.

第１センサアレイ３２は、受光部を備えている。第１センサアレイ３２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいて第１Ｘ線画像を生成する。第２センサアレイ３３は、受光部を備えている。第２センサアレイ３３は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、その受光部に受光されるＸ線に基づいて第２Ｘ線画像を生成する。そのＸ線画像は、複数の画素から形成されている。その複数の画素は、そのＸ線画像上にマトリクス状に配置され、それぞれ輝度に対応付けられている。そのＸ線画像は、その複数の画素の各々に対応する輝度がその複数の画素の各々に着色されることにより、被写体を映し出している。第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３としては、ＦＰＤ（ＦｌａｔＰａｎｅｌＤｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（ＩｍａｇｅＩｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。 The first sensor array 32 includes a light receiving unit. The first sensor array 32 generates a first X-ray image based on the X-rays received by the light receiving unit as controlled by the radiation therapy apparatus control device 2. The second sensor array 33 includes a light receiving unit. The second sensor array 33 generates a second X-ray image based on the X-rays received by the light receiving unit as controlled by the radiation therapy apparatus control apparatus 2. The X-ray image is formed from a plurality of pixels. The plurality of pixels are arranged in a matrix on the X-ray image, and are associated with luminance. In the X-ray image, the luminance corresponding to each of the plurality of pixels is colored on each of the plurality of pixels, thereby projecting the subject. Examples of the first sensor array 32 and the second sensor array 33 include an FPD (Flat Panel Detector) and an X-ray II (Image Intensifier).

このようなイメージャシステムによれば、第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とにより得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とするＸ線画像を生成することができる。 According to such an imager system, an X-ray image centered on the isocenter 19 can be generated based on image signals obtained by the first sensor array 32 and the second sensor array 33.

放射線治療装置３は、さらに、カウチ４１とカウチ駆動装置４２とを備えている。カウチ４１は、Ｘ軸とＹ軸とＺ軸とを中心に回転移動可能に、かつ、そのＸ軸とＹ軸とＺ軸とに平行に平行移動可能に基礎に支持されている。そのＸ軸とＹ軸とＺ軸とは、互いに直交している。カウチ４１は、放射線治療システム１により治療される患者４３が横臥することに利用される。カウチ４１は、図示されていない固定具を備えている。その固定具は、患者４３が動かないように、患者４３をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、放射線治療装置制御装置２により制御されることにより、カウチ４１を回転移動させ、カウチ４１を平行移動させる。 The radiation therapy apparatus 3 further includes a couch 41 and a couch driving device 42. The couch 41 is supported by a base so as to be rotatable about the X, Y, and Z axes, and to be parallel to the X, Y, and Z axes. The X axis, Y axis, and Z axis are orthogonal to each other. The couch 41 is used when a patient 43 to be treated by the radiation therapy system 1 lies down. The couch 41 includes a fixture not shown. The fixture fixes the patient 43 to the couch 41 so that the patient 43 does not move. The couch driving device 42 is controlled by the radiotherapy device control device 2 to rotate the couch 41 and translate the couch 41.

図３は、放射線治療装置制御装置２を示している。その放射線治療装置制御装置２は、コンピュータであり、図示されていないＣＰＵと記憶装置とリムーバルメモリドライブと通信装置と入力装置と出力装置とインターフェースとを備えている。そのＣＰＵは、放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムを実行して、その記憶装置と入力装置と出力装置とを制御する。その記憶装置は、そのコンピュータプログラムを記録し、そのＣＰＵに利用される情報を記録し、そのＣＰＵにより生成される情報を記録する。そのリムーバルメモリドライブは、記録媒体が挿入されたときに、その記録媒体に記録されているデータを読み出すことに利用される。そのリムーバルメモリドライブは、特に、コンピュータプログラムが記録されている記録媒体が挿入されたときに、そのコンピュータプログラムを放射線治療装置制御装置２にインストールするときに利用される。その通信装置は、通信回線網を介して接続される他のコンピュータから配信される情報を放射線治療装置制御装置２にダウンロードする。その通信装置は、特に、他のコンピュータからコンピュータプログラムを放射線治療装置制御装置２にダウンロードし、そのコンピュータプログラムを放射線治療装置制御装置２にインストールするときに利用される。その入力装置は、ユーザに操作されることにより生成される情報をそのＣＰＵに出力する。その入力装置としては、キーボード、マウスが例示される。その出力装置は、そのＣＰＵにより生成された情報をユーザに認識可能に出力する。その出力装置としては、そのＣＰＵにより生成された画像を表示するディスプレイが例示される。 FIG. 3 shows the radiotherapy apparatus control apparatus 2. The radiotherapy device control apparatus 2 is a computer, and includes a CPU, a storage device, a removable memory drive, a communication device, an input device, an output device, and an interface (not shown). The CPU executes a computer program installed in the radiation therapy apparatus control device 2 to control the storage device, the input device, and the output device. The storage device records the computer program, records information used by the CPU, and records information generated by the CPU. The removable memory drive is used to read data recorded on the recording medium when the recording medium is inserted. The removable memory drive is used particularly when the computer program is installed in the radiation therapy apparatus control apparatus 2 when a recording medium in which the computer program is recorded is inserted. The communication apparatus downloads information distributed from another computer connected via the communication line network to the radiotherapy apparatus control apparatus 2. The communication device is particularly used when a computer program is downloaded from another computer to the radiation therapy apparatus control apparatus 2 and the computer program is installed in the radiation therapy apparatus control apparatus 2. The input device outputs information generated by being operated by the user to the CPU. Examples of the input device include a keyboard and a mouse. The output device outputs the information generated by the CPU so that the user can recognize it. Examples of the output device include a display that displays an image generated by the CPU.

そのインターフェースは、放射線治療装置制御装置２に接続される外部機器により生成される情報をそのＣＰＵに出力し、そのＣＰＵにより生成された情報をその外部機器に出力する。その外部機器は、放射線治療装置３の旋回駆動装置１１と走行駆動装置と首振り装置１５と治療用放射線照射装置１６とマルチリーフコリメータ２０と第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とカウチ駆動装置４２とを含んでいる。 The interface outputs information generated by an external device connected to the radiotherapy device control apparatus 2 to the CPU, and outputs information generated by the CPU to the external device. The external devices are the rotation drive device 11, the travel drive device, the swing device 15, the therapeutic radiation irradiation device 16, the multileaf collimator 20, the first diagnostic X-ray source 24, and the second diagnostic X of the radiotherapy device 3. The radiation source 25, the 1st sensor array 32, the 2nd sensor array 33, and the couch drive device 42 are included.

放射線治療装置制御装置２にインストールされるコンピュータプログラムは、放射線治療装置制御装置２に複数の機能をそれぞれ実現させるための複数のコンピュータプログラムから形成されている。その複数の機能は、治療計画収集部５１とテンプレート算出部５２と撮影部５３とマッチング部５４と中間スライス作成部５５と第１ずれ量算出部５６と第２ずれ量算出部５７とカウチ制御部５８と照射部５９とを含んでいる。 The computer program installed in the radiation therapy apparatus control device 2 is formed of a plurality of computer programs for causing the radiation therapy apparatus control device 2 to realize a plurality of functions. The plurality of functions include a treatment plan collection unit 51, a template calculation unit 52, an imaging unit 53, a matching unit 54, an intermediate slice creation unit 55, a first deviation amount calculation unit 56, a second deviation amount calculation unit 57, and a couch control unit. 58 and the irradiation part 59 are included.

治療計画収集部５１は、入力装置から治療計画を収集する。その治療計画は、３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その３次元データは、放射線治療装置３と別個のモダリティを用いて撮影された複数の透過画像に基づいて作成され、複数の断面画像と計画時３次元ボクセルデータとを含んでいる。その複数の透過画像は、患者４３を透過したコーンビームを用いて撮影される。そのコーンビームは、他のビーム形状の放射線に置換されることもできる。その放射線としては、ファンビームが例示される。その複数の断面画像の各々は、患者４３を仮に切断した断面をそれぞれ映している。その計画時３次元ボクセルデータは、複数のボクセルに複数の透過率を対応付けている。その複数のボクセルは、それぞれ、患者４３が配置される空間を隙間なく充填する複数の直方体に対応している。その各ボクセルに対応する透過率は、その各ボクセルに対応する位置に配置される物体のＸ線の透過率を示している。その３次元データは、寝台に横臥した患者４３の複数の臓器の立体的な形状とその複数の臓器がそれぞれ配置される複数の位置とを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を曝射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置を示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。 The treatment plan collection unit 51 collects a treatment plan from the input device. The treatment plan shows three-dimensional data and shows a combination of an irradiation angle and a dose. The three-dimensional data is created based on a plurality of transmission images photographed using a modality separate from that of the radiotherapy apparatus 3, and includes a plurality of cross-sectional images and planned three-dimensional voxel data. The plurality of transmission images are taken using a cone beam that has passed through the patient 43. The cone beam can be replaced by other beam shaped radiation. As the radiation, a fan beam is exemplified. Each of the plurality of cross-sectional images shows a cross section obtained by temporarily cutting the patient 43. The planned three-dimensional voxel data associates a plurality of transmittances with a plurality of voxels. The plurality of voxels respectively correspond to a plurality of rectangular parallelepipeds that fill the space in which the patient 43 is disposed without any gap. The transmittance corresponding to each voxel indicates the X-ray transmittance of an object disposed at a position corresponding to each voxel. The three-dimensional data indicates a three-dimensional shape of a plurality of organs of the patient 43 lying on the bed and a plurality of positions where the plurality of organs are respectively arranged. The irradiation angle indicates the direction in which the therapeutic radiation 23 is exposed to the affected area of the patient 43, and indicates the couch position, the O-ring rotation angle, and the gantry rotation angle. The couch position indicates the position of the couch 41 with respect to the foundation. The O-ring rotation angle indicates the position of the O-ring 12 with respect to the foundation. The gantry rotation angle indicates the position of the traveling gantry 14 with respect to the O-ring 12. The dose indicates the dose of the therapeutic radiation 23 irradiated to the patient 43 from each irradiation angle.

テンプレート算出部５２は、治療計画収集部５１により収集された複数の断面画像に基づいて複数のテンプレート画像を作成する。 The template calculation unit 52 creates a plurality of template images based on the plurality of cross-sectional images collected by the treatment plan collection unit 51.

撮影部５３は、カウチ４１に横臥した患者４３を映す複数のＸ線画像が撮影されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、撮影部５３は、基礎に対してカウチ４１が所定の位置に配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御する。撮影部５３は、さらに、基礎に対してＯリング１２がそのＯリング回転角に配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。撮影部５３は、さらに、走行ガントリ１４が所定の角速度で回転するように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。撮影部５３は、さらに、第１診断用Ｘ線源２４が所定の撮影角度に配置された時刻に第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。撮影部５３は、さらに、第２診断用Ｘ線源２５が所定の撮影角度に配置された時刻に第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。撮影部５３は、さらに、第１診断用Ｘ線３５が患者４３に曝射されたときに、患者４３を透過したＸ線に基づいて第１Ｘ線画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。撮影部５３は、さらに、第２診断用Ｘ線３６が患者４３に曝射されたときに、患者４３を透過したＸ線に基づいて第２Ｘ線画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。撮影部５３は、さらに、その複数の第１Ｘ線画像とその複数の第２Ｘ線画像とに基づいて複数の断面画像を算出し、その複数の第１Ｘ線画像とその複数の第２Ｘ線画像とに基づいて治療時３次元ボクセルデータを算出する。 The imaging unit 53 controls the radiation therapy apparatus 3 so that a plurality of X-ray images showing the patient 43 lying on the couch 41 are captured. That is, the photographing unit 53 controls the couch driving device 42 so that the couch 41 is arranged at a predetermined position with respect to the foundation. The imaging unit 53 further controls the turning drive device 11 so that the O-ring 12 is arranged at the O-ring rotation angle with respect to the foundation. The imaging unit 53 further controls the traveling drive device of the radiation therapy apparatus 3 so that the traveling gantry 14 rotates at a predetermined angular velocity. The imaging unit 53 further sets the first diagnostic X-ray source 24 so that the first diagnostic X-ray 35 is exposed at the time when the first diagnostic X-ray source 24 is arranged at a predetermined imaging angle. Control. The imaging unit 53 further sets the second diagnostic X-ray source 25 so that the second diagnostic X-ray 36 is exposed at the time when the second diagnostic X-ray source 25 is arranged at a predetermined imaging angle. Control. The imaging unit 53 further includes a first sensor array so that when the first diagnostic X-ray 35 is exposed to the patient 43, a first X-ray image is generated based on the X-ray transmitted through the patient 43. 32 is controlled. The imaging unit 53 further includes a second sensor array so that when the second diagnostic X-ray 36 is exposed to the patient 43, a second X-ray image is generated based on the X-ray transmitted through the patient 43. 33 is controlled. The imaging unit 53 further calculates a plurality of cross-sectional images based on the plurality of first X-ray images and the plurality of second X-ray images, and the plurality of first X-ray images and the plurality of second X-ray images. Based on the above, three-dimensional voxel data at the time of treatment is calculated.

マッチング部５４は、テンプレート算出部５２により算出された複数のテンプレート画像と撮影部５３により算出された複数の断面画像（中間スライス作成部５５により作成された断面画像を含む）に基づいて複数のマッチング結果を算出する。 The matching unit 54 performs a plurality of matching operations based on the plurality of template images calculated by the template calculation unit 52 and the plurality of cross-sectional images calculated by the photographing unit 53 (including the cross-sectional images created by the intermediate slice creation unit 55). Calculate the result.

中間スライス作成部５５は、マッチング部５４により算出された複数のマッチング結果に基づいて、中間スライス断面画像を算出すべきどうかを算出する。中間スライス作成部５５は、中間スライス断面画像を算出すべきときに、撮影部５３により算出された複数の断面画像に基づいて中間スライス断面画像を算出する。なお、中間スライス作成部５５は、撮影部５３により撮影された複数のＸ線画像に基づいてその中間スライス断面画像を算出することもでき、または、撮影部５３により算出された治療時３次元ボクセルデータに基づいてその中間スライス断面画像を算出することもできる。 The intermediate slice creation unit 55 calculates whether the intermediate slice cross-sectional image should be calculated based on the plurality of matching results calculated by the matching unit 54. The intermediate slice creating unit 55 calculates an intermediate slice cross-sectional image based on the plurality of cross-sectional images calculated by the imaging unit 53 when the intermediate slice cross-sectional image is to be calculated. The intermediate slice creating unit 55 can also calculate the intermediate slice cross-sectional image based on a plurality of X-ray images photographed by the photographing unit 53, or the treatment-time three-dimensional voxel computed by the photographing unit 53. The intermediate slice cross-sectional image can also be calculated based on the data.

第１ずれ量算出部５６は、マッチング部５４により算出されたマッチング結果に基づいて、第１ずれ量を算出する。 The first deviation amount calculation unit 56 calculates a first deviation amount based on the matching result calculated by the matching unit 54.

第２ずれ量算出部５７は、治療計画収集部５１により収集された計画時３次元ボクセルデータを撮影部５３により算出された治療時３次元ボクセルデータにマッチングすることにより、第２ずれ量を算出する。そのマッチングは、第１ずれ量算出部５６により算出された第１ずれ量を初期値にして、実行される。このようなマッチングは、公知であり、たとえば、特許第３８２５３８４号公報に開示されている。その第２ずれ量は、Ｘ軸平行移動ずれ量とＹ軸平行移動ずれ量とＺ軸平行移動ずれ量とＸ軸回り回転ずれ量とＹ軸回り回転ずれ量とＺ軸回り回転ずれ量とを示している。そのＸ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＸ軸に平行に平行移動させた距離を示している。そのＹ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＹ軸に平行に平行移動させた距離を示している。そのＺ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＺ軸に平行に平行移動させた距離を示している。そのＸ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＸ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させた角度を示している。そのＹ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＹ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させた角度を示している。そのＺ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させたときに、その治療時３次元ボクセルデータをＺ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させた角度を示している。 The second deviation amount calculation unit 57 calculates the second deviation amount by matching the planning time three-dimensional voxel data collected by the treatment plan collection unit 51 with the treatment time three-dimensional voxel data calculated by the imaging unit 53. To do. The matching is executed using the first deviation amount calculated by the first deviation amount calculation unit 56 as an initial value. Such matching is known and disclosed in, for example, Japanese Patent No. 3825384. The second deviation amount includes an X-axis translation displacement amount, a Y-axis translation displacement amount, a Z-axis translation displacement amount, an X-axis rotation displacement amount, a Y-axis rotation displacement amount, and a Z-axis rotation displacement amount. Show. The X-axis translation shift amount is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is a distance obtained by parallel translation of X to the X axis. The Y-axis translation shift amount is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is a distance translated in parallel to the Y axis. The Z-axis translation shift amount is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is a distance obtained by parallel translation of the axis parallel to the Z axis. The amount of rotational deviation around the X-axis is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is an angle obtained by rotationally moving around a rotation axis parallel to the X axis. The amount of rotational deviation about the Y-axis is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is an angle obtained by rotationally moving around a rotation axis parallel to the Y axis. The amount of rotational deviation about the Z-axis is calculated when the planning 3D voxel data is moved so that the planning 3D voxel data is similar to the planning 3D voxel data. Is an angle obtained by rotationally moving around a rotation axis parallel to the Z axis.

カウチ制御部５８は、第２ずれ量算出部５７により算出された第２ずれ量に基づいて、補正量を算出する。その補正量は、Ｘ軸回転補正量とＹ軸回転補正量とＺ軸回転補正量とＸ軸並進補正量とＹ軸並進補正量とＺ軸並進補正量とから形成されている。そのＸ軸回転補正量は、Ｘ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＹ軸回転補正量は、Ｙ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＺ軸回転補正量は、Ｚ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＸ軸並進補正量は、Ｘ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している。そのＹ軸並進補正量は、Ｙ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している。そのＺ軸並進補正量は、Ｚ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している。 The couch control unit 58 calculates a correction amount based on the second deviation amount calculated by the second deviation amount calculation unit 57. The correction amount is formed of an X-axis rotation correction amount, a Y-axis rotation correction amount, a Z-axis rotation correction amount, an X-axis translation correction amount, a Y-axis translation correction amount, and a Z-axis translation correction amount. The X-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the X-axis. The Y-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the Y-axis. The Z-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the Z-axis. The X-axis translation correction amount indicates a distance for moving the couch 41 in parallel with the X-axis. The Y-axis translation correction amount indicates the distance for moving the couch 41 parallel to the Y-axis. The Z-axis translation correction amount indicates a distance for moving the couch 41 in parallel with the Z-axis.

カウチ制御部５８は、その補正量に基づいてカウチ駆動装置４２を制御する。すなわち、カウチ制御部５８は、Ｘ軸を中心にそのＸ軸回転補正量だけカウチ４１が回転し、Ｘ軸を中心にカウチ４１が回転した後にＹ軸を中心にそのＹ軸回転補正量だけカウチ４１が回転し、Ｙ軸を中心にカウチ４１が回転した後にＺ軸を中心にそのＺ軸回転補正量だけカウチ４１が回転するように、カウチ駆動装置４２を制御する。カウチ制御部５８は、さらに、Ｚ軸を中心にカウチ４１が回転した後に、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動し、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動し、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動するように、カウチ駆動装置４２を制御する。 The couch control unit 58 controls the couch driving device 42 based on the correction amount. That is, the couch control unit 58 rotates the couch 41 around the X axis by the X axis rotation correction amount, and after the couch 41 rotates around the X axis, the couch 41 rotates around the Y axis by the Y axis rotation correction amount. The couch driving device 42 is controlled so that the couch 41 rotates by the Z axis rotation correction amount around the Z axis after the couch 41 rotates around the Y axis. The couch controller 58 further moves the couch 41 in parallel with the Y axis by the Y axis translation correction amount after the couch 41 rotates about the Z axis, and the Y axis translation correction amount in parallel with the Y axis. The couch drive device 42 is controlled so that the couch 41 translates only by parallel movement and the couch 41 translates in parallel with the Y axis by the Y axis translational correction amount.

その補正量は、カウチ制御部５８によりその補正量に基づいてカウチ駆動装置４２が制御された後に、カウチ４１に配置された患者４３が所定の位置に配置されるように、算出される。その所定の位置は、治療計画収集部５１により収集された治療計画の３次元データが示す患者４３の位置を示している。 The correction amount is calculated so that the patient 43 placed on the couch 41 is placed at a predetermined position after the couch driving device 42 is controlled based on the correction amount by the couch control unit 58. The predetermined position indicates the position of the patient 43 indicated by the three-dimensional data of the treatment plan collected by the treatment plan collection unit 51.

照射部５９は、治療計画収集部５１により収集された治療計画に示される放射線治療が実行されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、照射部５９は、その治療計画が示す照射角度に治療用放射線照射装置１６が患者４３に対して配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御し、旋回駆動装置１１を制御し、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。照射部５９は、さらに、２枚の患者４３のＸ線画像が撮影されるように、第１診断用Ｘ線源２４と第２診断用Ｘ線源２５と第１センサアレイ３２と第２センサアレイ３３とを制御する。照射部５９は、さらに、その２枚のＸ線画像に基づいて、患者４３の患部の位置を算出し、その患部の形状を算出する。照射部５９は、さらに、その算出された患部の位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り装置１５を制御する。照射部５９は、さらに、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。照射部５９は、さらに、その患部に治療用放射線２３が照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。照射部５９は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、そのＸ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を繰り返して実行する。 The irradiation unit 59 controls the radiotherapy apparatus 3 so that the radiotherapy indicated by the treatment plan collected by the treatment plan collection unit 51 is executed. That is, the irradiation unit 59 controls the couch driving device 42 and the turning driving device 11 so that the therapeutic radiation irradiation device 16 is arranged with respect to the patient 43 at the irradiation angle indicated by the treatment plan. The traveling drive device of the treatment device 3 is controlled. The irradiation unit 59 further includes a first diagnostic X-ray source 24, a second diagnostic X-ray source 25, a first sensor array 32, and a second sensor so that X-ray images of two patients 43 are taken. The array 33 is controlled. The irradiation unit 59 further calculates the position of the affected part of the patient 43 based on the two X-ray images, and calculates the shape of the affected part. The irradiation unit 59 further controls the swing device 15 so that the therapeutic radiation irradiation device 16 faces the calculated position of the affected part. The irradiation unit 59 further controls the multi-leaf collimator 20 so that the irradiation field of the therapeutic radiation 23 matches the shape of the affected part. The irradiation unit 59 further controls the therapeutic radiation irradiation device 16 so that the therapeutic radiation 23 is irradiated to the affected part. Further, the irradiation unit 59 repeatedly performs the operations from taking the X-ray image to irradiating the therapeutic radiation 23 until the therapeutic radiation 23 having the dose indicated by the treatment plan is irradiated to the affected part of the patient 43. .

図４は、治療計画収集部５１により収集された複数の断面画像が映す患者４３の複数の断面を示している。その複数の断面６１−１〜６１−ｎ（ｎ＝２，３，４，…）は、Ｘ軸とＹ軸とＺ軸とで張られる空間に配置される。そのＸ軸は、Ｙ軸に垂直であり、Ｚ軸に垂直である。そのＹ軸は、Ｚ軸に垂直である。複数の断面６１−１〜６１−ｎは、互いに平行であり、それぞれ、法線がＺ軸に平行である。複数の断面６１−１〜６１−ｎは、各断面６１−ｊ（ｊ＝２，３，…，ｎ−１）が断面６１−（ｊ−１）と断面６１−（ｊ＋１）との間に配置されるように、かつ、断面６１−ｊと断面６１−（ｊ＋１）との距離が一定の距離（たとえば、２ｍｍ）だけ離れるように、並んで配置されている。 FIG. 4 shows a plurality of cross sections of the patient 43 in which a plurality of cross section images collected by the treatment plan collection unit 51 are reflected. The plurality of cross sections 61-1 to 61-n (n = 2, 3, 4,...) Are arranged in a space stretched by the X axis, the Y axis, and the Z axis. The X axis is perpendicular to the Y axis and perpendicular to the Z axis. Its Y axis is perpendicular to the Z axis. The plurality of cross sections 61-1 to 61-n are parallel to each other, and the normal line is parallel to the Z axis. In the plurality of cross sections 61-1 to 61-n, each cross section 61-j (j = 2, 3,..., N−1) is between the cross section 61- (j−1) and the cross section 61- (j + 1). They are arranged side by side so that the distance between the cross section 61-j and the cross section 61- (j + 1) is a certain distance (for example, 2 mm).

このとき、撮影部５３により算出される複数の断面画像は、患者４３を複数の断面６１−１〜６１−ｎで仮に切断した断面をそれぞれ映している。 At this time, the plurality of cross-sectional images calculated by the imaging unit 53 respectively show cross sections obtained by temporarily cutting the patient 43 along the plurality of cross-sections 61-1 to 61-n.

図５は、治療計画収集部５１により収集された複数の断面画像を示している。その複数の断面画像７１−１〜７１−ｎは、患者４３を複数の断面６１−１〜６１−ｎで仮に切断した断面をそれぞれ映している。複数の断面画像７１−１〜７１−ｎは、それぞれ、複数の画素から形成されている。その複数の画素は、マトリクス状に配置され、それぞれ輝度に対応付けられている。その複数の画素の間隔は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎがそれぞれ映す複数の断面６１−１〜６１−ｎの間隔より小さい。 FIG. 5 shows a plurality of cross-sectional images collected by the treatment plan collection unit 51. The plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n respectively show cross sections obtained by temporarily cutting the patient 43 along the plurality of cross sections 61-1 to 61-n. Each of the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n is formed of a plurality of pixels. The plurality of pixels are arranged in a matrix and are associated with luminance. The interval between the plurality of pixels is smaller than the interval between the plurality of cross sections 61-1 to 61-n projected by the plurality of cross section images 71-1 to 71-n, respectively.

図５は、さらに、テンプレート算出部５２により算出された複数のテンプレート画像を示している。その複数のテンプレート画像は、それぞれ、長方形状に形成され、その長方形の長い方の辺が所定の長さに概ね一致するように、作成されている。その所定の長さＬは、次式：
Ｌ＝２×Ｄ／ｓｉｎθ
により表現される。ここで、変数Ｄは、Ｚ軸方向の解像度を示し、複数の断面６１−１〜６１−ｎのうちの隣接する２つの断面が離れている距離を示している。変数θは、カウチ４１に対して患者４３が配置される角度の誤差の最大値を示している。その最大値としては、５度が例示される。なお、その複数のテンプレート画像は、長方形と異なる他の形状に一致するように形成されることもできる。その形状は、差し渡し幅が所定の長さＬに概ね一致する図形である。その図形としては、直径が所定の長さＬに概ね一致する円が例示される。 FIG. 5 further shows a plurality of template images calculated by the template calculation unit 52. Each of the plurality of template images is formed in a rectangular shape, and is created so that the longer side of the rectangle substantially matches a predetermined length. The predetermined length L is given by the following formula:
L = 2 × D / sin θ
It is expressed by Here, the variable D indicates the resolution in the Z-axis direction, and indicates the distance between two adjacent cross-sections among the plurality of cross-sections 61-1 to 61-n. The variable θ represents the maximum value of the error in the angle at which the patient 43 is placed with respect to the couch 41. The maximum value is exemplified by 5 degrees. The plurality of template images may be formed so as to match another shape different from the rectangle. The shape is a figure whose passing width substantially coincides with the predetermined length L. As the figure, a circle whose diameter substantially matches the predetermined length L is exemplified.

その複数のテンプレート画像は、テンプレート画像７２とテンプレート画像７３とテンプレート画像７４−１〜７４−ｍ（ｍ＝１，２，３，４，…；ｍ＜ｎ−１）とテンプレート画像７５とを含んでいる。 The plurality of template images include a template image 72, a template image 73, template images 74-1 to 74-m (m = 1, 2, 3, 4,...; M <n−1) and a template image 75. It is out.

テンプレート画像７２は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎのうちの１つの断面画像６２の一部の領域から形成されている。その一部の領域は、断面画像６２のうちの画像上位置７６に配置されている。その一部の領域としては、次式：
Σ（∂ｆｐ／∂ｚ）^２
^ｐ
により表現される値がより大きい領域が選択される。ここで、変数ｐは、その一部の領域を形成する複数の画素を識別している。変数ｚは、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎがそれぞれ映す複数の断面が配置される位置のｚ座標を示している。変数ｆｐは、変数ｐと変数ｚとの関数を示し、変数ｚにより示される断面を映す断面画像のうちの変数ｐにより示される画素に対応する輝度を示している。すなわち、その一部の領域は、その一部の領域を含む断面画像に映る断面の近傍の断面を映す断面画像のうちのその一部の領域に対応する領域がその一部の領域と類似しないように、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎのうちから選択される。 The template image 72 is formed from a partial region of one cross-sectional image 62 among the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n. A part of the area is arranged at an image position 76 in the cross-sectional image 62. Some areas include the following:
Σ (∂fp / ∂z) ²
^p
A region having a larger value represented by is selected. Here, the variable p identifies a plurality of pixels forming part of the region. The variable z indicates the z coordinate of the position where a plurality of cross sections projected by the plurality of cross section images 71-1 to 71-n are arranged. The variable fp represents a function of the variable p and the variable z, and represents the luminance corresponding to the pixel indicated by the variable p in the cross-sectional image showing the cross-section indicated by the variable z. That is, in the partial area, the area corresponding to the partial area of the cross-sectional image showing the cross-section in the vicinity of the cross-section reflected in the cross-sectional image including the partial area is not similar to the partial area. Thus, it selects from several cross-sectional images 71-1 to 71-n.

なお、その一部の領域としては、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎに出現する頻度がより少ないものが複数の断面画像７１−１〜７１−ｎから抽出されることもできる。このような領域の抽出方法としては、コーナー検出法が例示される。そのコーナー検出法は、公知であり、たとえば、文献「Ｈａｒｒｉｓ，Ｃ．ａｎｄＳｔｅｐｈｅｎｓ，Ｍ．１９８８．Ａｃｏｍｂｉｎｅｄｃｏｒｎｅｒａｎｄｅｄｇｅｄｅｔｅｃｔｏｒ．ＩｎＡｌｖｅｙＶｉｓｉｏｎＣｏｎｆｅｒｅｎｃｅ，ｐｐ．１４７−１５１．」に開示されている。 In addition, as the partial region, those that appear less frequently in the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n can be extracted from the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n. A corner detection method is exemplified as such a region extraction method. The corner detection method is publicly known and disclosed in, for example, the document “Harris, C. and Stephens, M. 1988. A combined corner and edge detector. In Albey Vision Conference, pp. 147-151.”

テンプレート画像７３は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎのうちの１つの断面画像６３の一部から形成されている。その一部の領域は、断面画像６３のうちの画像上位置７７に配置されている。画像上位置７７は、画像上位置７６に一致している。 The template image 73 is formed from a part of one cross-sectional image 63 among the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n. A part of the area is arranged at an image position 77 in the cross-sectional image 63. The image upper position 77 coincides with the image upper position 76.

テンプレート画像７４−１〜７４−ｍの各テンプレート画像７４−ｉ（ｉ＝１，２，３，…，ｍ）は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎのうちの断面画像６４−ｉの一部の領域から形成されている。その一部の領域は、断面画像６４−ｉのうちの画像上位置７８−ｉに配置されている。断面画像６４−ｉが映す断面は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎがそれぞれ映す複数の断面６１−１〜６１−ｎのうちの断面画像６２が映す断面と断面画像６３が映す断面との間に配置されている。断面画像６４−１が映す断面は、断面画像６２に隣接している。断面画像６４−（ｉ＋１）が映す断面は、断面画像６４−ｉが映す断面に隣接し、断面画像６４−ｉが映す断面に比較して、断面画像６３が映す断面により近い。断面画像６４−ｍが映す断面は、断面画像６３に隣接している。画像上位置７８−ｉは、画像上位置７６と画像上位置７７とを結ぶ線上に位置し、すなわち、画像上位置７６に一致している。 Each template image 74-i (i = 1, 2, 3,..., M) of the template images 74-1 to 74-m is a cross-sectional image 64-i among the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n. It is formed from a part of area. A part of the region is arranged at an image position 78-i in the cross-sectional image 64-i. The cross section reflected by the cross section image 64-i is the cross section displayed by the cross section image 62 and the cross section displayed by the cross section image 62 among the plurality of cross sections 61-1 through 61-n displayed by the plurality of cross section images 71-1 through 71-n. It is arranged between. The cross section reflected by the cross section image 64-1 is adjacent to the cross section image 62. The cross section reflected by the cross section image 64- (i + 1) is adjacent to the cross section displayed by the cross section image 64-i, and is closer to the cross section displayed by the cross section image 63 than the cross section displayed by the cross section image 64-i. The cross section reflected by the cross section image 64-m is adjacent to the cross section image 63. The image upper position 78-i is located on a line connecting the image upper position 76 and the image upper position 77, that is, coincides with the image upper position 76.

テンプレート画像７５は、断面画像６２の一部から形成されている。その一部の領域は、断面画像６２のうちの画像上位置７９に配置されている。画像上位置７９と画像上位置７６との距離は、所定の長さＬより長い。 The template image 75 is formed from a part of the cross-sectional image 62. A part of the area is arranged at an image position 79 in the cross-sectional image 62. The distance between the image upper position 79 and the image upper position 76 is longer than a predetermined length L.

図６は、撮影部５３により算出された複数の断面画像を示している。その複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎ（Ｎ＝２，３，４，…）は、それぞれ、患者４３を仮に切断した複数の断面をそれぞれ映している。その複数の断面は、複数の断面６１−１〜６１−ｎと同様にして、互いに平行であり、複数の断面６１−１〜６１−ｎの間隔に等しい一定の距離だけ離れるように並んで配置されている。複数の断面画像８１−１〜８１−ｎは、それぞれ、複数の画素から形成されている。その複数の画素は、マトリクス状に配置され、それぞれ輝度に対応付けられている。その複数の画素の間隔は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎがそれぞれ映す複数の断面６１−１〜６１−ｎの間隔より小さい。 FIG. 6 shows a plurality of cross-sectional images calculated by the imaging unit 53. The plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N (N = 2, 3, 4,...) Respectively represent a plurality of cross sections obtained by temporarily cutting the patient 43. The plurality of cross sections are arranged in parallel so as to be parallel to each other and separated by a fixed distance equal to the interval between the plurality of cross sections 61-1 to 61-n, similarly to the plurality of cross sections 61-1 to 61-n. Has been. Each of the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-n is formed of a plurality of pixels. The plurality of pixels are arranged in a matrix and are associated with luminance. The interval between the plurality of pixels is smaller than the interval between the plurality of cross sections 61-1 to 61-n projected by the plurality of cross section images 81-1 to 81-N, respectively.

マッチング部５４は、ある１つのテンプレート画像に類似する検出領域を検出するときに、まず、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちの所定の領域に配置され得る複数の領域を抽出する。その複数の領域は、それぞれ、そのテンプレート画像の形状に合同である形状に形成されている。マッチング部５４は、その複数の領域に対応する複数の類似度を算出する。その複数の領域は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちの複数の断面画像にそれぞれ配置される複数の領域を含み、かつ、その複数の断面画像の各々に配置される複数の領域を含んでいる。その複数の類似度のうちのある領域に対応する類似度は、その領域がそのテンプレート画像に類似している程度を示している。このような類似度の算出は、公知であり、このような類似度としては、残差平方和、相互相関係数、相互情報量が例示される。マッチング部５４は、その複数の類似度に基づいて、その複数の領域のうちのそのテンプレート画像に最も類似する検出領域を算出する。マッチング部５４は、さらに、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎからその検出領域を含む検出断面画像を算出し、その検出領域がその検出断面画像に配置される位置と向きとを算出する。 When detecting a detection region similar to a single template image, the matching unit 54 first extracts a plurality of regions that can be arranged in a predetermined region among the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. . The plurality of regions are each formed in a shape that is congruent to the shape of the template image. The matching unit 54 calculates a plurality of similarities corresponding to the plurality of regions. The plurality of regions include a plurality of regions respectively arranged in the plurality of slice images among the plurality of slice images 81-1 to 81-N, and a plurality of regions arranged in each of the plurality of slice images. Includes area. The similarity corresponding to a certain region among the plurality of similarities indicates the degree to which the region is similar to the template image. Such calculation of similarity is well known, and examples of such similarity include residual sum of squares, cross-correlation coefficient, and mutual information. Based on the plurality of similarities, the matching unit 54 calculates a detection region most similar to the template image among the plurality of regions. The matching unit 54 further calculates a detection cross-sectional image including the detection region from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N, and calculates a position and orientation at which the detection region is arranged in the detection cross-sectional image. .

すなわち、マッチング部５４は、テンプレート算出部５２により算出された複数のテンプレート画像にそれぞれ類似する複数の検出領域を検出し、その複数の検出領域ごとにマッチング結果を算出する。そのマッチング結果は、その検出類似度と検出断面画像と位置と向きとを示している。 That is, the matching unit 54 detects a plurality of detection regions that are respectively similar to the plurality of template images calculated by the template calculation unit 52, and calculates a matching result for each of the plurality of detection regions. The matching result indicates the detected similarity, the detected cross-sectional image, the position, and the orientation.

図６は、さらに、マッチング部５４により検出された複数の検出領域を示している。その複数の検出領域は、検出領域８２と検出領域８３と検出領域８４−１〜８４−ｍと検出領域８５とを含んでいる。検出領域８２は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちのテンプレート画像７２に類似した領域を示している。検出領域８３は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちのテンプレート画像７３に類似した領域を示している。検出領域８４−１〜８４−ｍの各検出領域８４−ｉは、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちのテンプレート画像７４−ｉに類似した領域を示している。検出領域８５は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちのテンプレート画像７５に類似した領域を示している。 FIG. 6 further shows a plurality of detection areas detected by the matching unit 54. The plurality of detection areas include a detection area 82, a detection area 83, detection areas 84-1 to 84-m, and a detection area 85. The detection region 82 indicates a region similar to the template image 72 among the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. The detection region 83 indicates a region similar to the template image 73 among the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. Each detection region 84-i of the detection regions 84-1 to 84-m indicates a region similar to the template image 74-i among the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. The detection region 85 indicates a region similar to the template image 75 among the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N.

このとき、マッチング部５４は、まず、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎからテンプレート画像７２に最も類似する検出領域８２を検出し、検出領域８２に対応するマッチング結果を算出する。 At this time, the matching unit 54 first detects a detection region 82 most similar to the template image 72 from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N, and calculates a matching result corresponding to the detection region 82.

マッチング部５４は、検出断面画像６５から検出領域８２が検出されたときに、検出断面画像６５に検出領域８２が配置される画像上位置８６に基づいて初期位置を算出する。その初期位置は、画像上位置８６を示している。マッチング部５４は、所定の断面画像のうちのその初期位置の周辺からテンプレート画像７４−１に最も類似する検出領域８４−１を検出し、検出領域８４−１に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６５が映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６６−１である。 When the detection area 82 is detected from the detection cross-sectional image 65, the matching unit 54 calculates an initial position based on the on-image position 86 where the detection area 82 is arranged in the detection cross-section image 65. The initial position indicates a position 86 on the image. The matching unit 54 detects a detection region 84-1 that is most similar to the template image 74-1 from the periphery of the initial position in the predetermined cross-sectional image, and calculates a matching result corresponding to the detection region 84-1. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 66-1 showing a cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 65.

マッチング部５４は、検出断面画像６６−ｉから検出領域８４−ｉを検出したときに、画像上位置８６と検出断面画像６６−１〜６６−ｉに検出領域８４−１〜８４−ｉがそれぞれ配置される画像上位置８８−１〜８８−ｉとに基づいて初期位置を算出する。その初期位置は、位置８６と位置８８−１〜８８−ｉとに対応する複数の点を通る回帰直線に基づいて算出される。その複数の点のうちの位置８６に対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６５に映る断面のｚ座標に一致している。その複数の点のうちの位置８８−ｉに対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８８−ｉのｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６６−ｉに映る断面のｚ座標に一致している。その初期位置のｘ座標とｙ座標とは、検出断面画像６６−ｉに映る断面に隣接する断面（断面画像６６−（ｉ＋１）に映る断面）がその回帰直線に交差する点のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致している。マッチング部５４は、所定の断面画像のうちのその初期位置の周辺からテンプレート画像７４−（ｉ＋１）に最も類似する検出領域８４−（ｉ＋１）を検出し、検出領域８４−（ｉ＋１）に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６６−ｉが映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６６−（ｉ＋１）である。 When the matching unit 54 detects the detection region 84-i from the detection cross-sectional image 66-i, the detection regions 84-1 to 84-i are respectively located in the image upper position 86 and the detection cross-sectional images 66-1 to 66-i. An initial position is calculated based on the on-image positions 88-1 to 88-i to be arranged. The initial position is calculated based on a regression line passing through a plurality of points corresponding to the position 86 and the positions 88-1 to 88-i. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 86 has an x coordinate and a y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 86, respectively, and the z coordinate is the z coordinate of the cross section shown in the detected cross section image 65. Match. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 88-i has the x coordinate and the y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 88-i, respectively, and the z coordinate is the detected cross-sectional image 66-i. It matches the z coordinate of the cross section. The x-coordinate and y-coordinate of the initial position are the x-coordinate and y of the point where the cross-section adjacent to the cross-section shown in the detected cross-sectional image 66-i (the cross-section shown in the cross-sectional image 66- (i + 1)) intersects the regression line. It corresponds to each coordinate. The matching unit 54 detects a detection region 84- (i + 1) that is most similar to the template image 74- (i + 1) from the periphery of the initial position in the predetermined cross-sectional image, and corresponds to the detection region 84- (i + 1). The matching result is calculated. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 66- (i + 1) showing a cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 66-i.

マッチング部５４は、検出断面画像６６−ｍから検出領域８４−ｍを検出したときに、画像上位置８６と画像上位置８８−１〜８８−ｍとに基づいて初期位置を算出する。その初期位置は、位置８６と位置８８−１〜８８−ｍとに対応する複数の点を通る回帰直線９０に基づいて算出される。その複数の点のうちの位置８６に対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６５に映る断面のｚ座標に一致している。その複数の点のうちの位置８８−ｉに対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８８−ｉのｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６６−ｉに映る断面のｚ座標に一致している。その初期位置のｘ座標とｙ座標とは、検出断面画像６６−ｍに映る断面に隣接する断面（後述の検出断面画像６７に映る断面）がその回帰直線９０に交差する点のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致している。マッチング部５４は、所定の断面画像のうちのその初期位置の周辺からテンプレート画像７３に最も類似する検出領域８３を検出し、検出領域８３に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６６−ｍが映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６７である。 When the detection unit 84-m is detected from the detected cross-sectional image 66-m, the matching unit 54 calculates an initial position based on the image upper position 86 and the image upper positions 88-1 to 88-m. The initial position is calculated based on a regression line 90 that passes through a plurality of points corresponding to the position 86 and the positions 88-1 to 88-m. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 86 has an x coordinate and a y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 86, respectively, and the z coordinate is the z coordinate of the cross section shown in the detected cross section image 65. Match. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 88-i has the x coordinate and the y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 88-i, respectively, and the z coordinate is the detected cross-sectional image 66-i. It matches the z coordinate of the cross section. The x-coordinate and y-coordinate of the initial position are the x-coordinate and y of the point where the cross-section adjacent to the cross-section shown in the detection cross-section image 66-m (the cross-section shown in the detection cross-section image 67 described later) intersects the regression line 90. It corresponds to each coordinate. The matching unit 54 detects a detection region 83 most similar to the template image 73 from the periphery of the initial position in the predetermined cross-sectional image, and calculates a matching result corresponding to the detection region 83. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 67 showing a cross-section adjacent to the cross-section shown by the detected cross-sectional image 66-m.

マッチング部５４は、検出断面画像６５から検出領域８２が検出されたときに、所定の断面画像のうちの所定の初期位置の周辺からテンプレート画像７５に最も類似する検出領域８５を検出し、検出領域８５に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６５が映す断面の近傍に配置される断面を映す検出断面画像６８である。その所定の初期位置は、画像上位置８６と検出断面画像６５に検出領域８２が配置される向きとに基づいて算出された位置を示し、画像上位置８６に対する相対位置が画像上位置７６に対する画像上位置７９の相対位置に一致する位置を示している。 When the detection area 82 is detected from the detected cross-sectional image 65, the matching unit 54 detects the detection area 85 most similar to the template image 75 from the periphery of the predetermined initial position in the predetermined cross-sectional image, and the detection area A matching result corresponding to 85 is calculated. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 68 showing a cross-section arranged in the vicinity of the cross-section displayed by the detected cross-sectional image 65. The predetermined initial position indicates a position calculated based on the image upper position 86 and the direction in which the detection region 82 is arranged in the detection slice image 65, and the relative position with respect to the image upper position 86 is an image with respect to the image upper position 76. A position corresponding to the relative position of the upper position 79 is shown.

このとき、中間スライス作成部５５は、検出断面画像６５が映す断面に隣接する断面を映す断面画像からテンプレート画像７２に最も類似する検出領域を検出し、その検出領域がテンプレート画像７２に類似している程度（類似度）を算出する。中間スライス作成部５５は、その算出された類似度と検出領域８２の類似度とが同程度のときに、または、検出領域８２が所定の類似度よりテンプレート画像７２に類似していないときに、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎに基づいて中間スライス断面画像を算出する。その中間スライス断面画像は、検出断面画像６５が映す断面とその断面に隣接する断面の間に配置される中間断面を映している。マッチング部５４は、中間スライス作成部５５によりその中間スライス断面画像が算出されたときに、さらに、その中間スライスからテンプレート画像７２に最も類似する検出領域を検出し、その検出領域に対応するマッチング結果を算出する。 At this time, the intermediate slice creation unit 55 detects a detection region most similar to the template image 72 from the cross-sectional image showing the cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detection cross-sectional image 65, and the detection region is similar to the template image 72. The degree of similarity (similarity) is calculated. When the calculated similarity and the similarity of the detection region 82 are approximately the same, or when the detection region 82 is not more similar to the template image 72 than the predetermined similarity, the intermediate slice creation unit 55 An intermediate slice cross-sectional image is calculated based on the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. The intermediate slice cross-sectional image shows an intermediate cross-section arranged between the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 65 and the cross-section adjacent to the cross-section. When the intermediate slice section image is calculated by the intermediate slice creation unit 55, the matching unit 54 further detects a detection region most similar to the template image 72 from the intermediate slice, and a matching result corresponding to the detection region Is calculated.

このとき、第１ずれ量算出部５６は、マッチング部５４により算出されたマッチング結果に基づいて基準３次元位置を算出する。その基準３次元位置は、ｘ座標とｙ座標とｚ座標とを示している。中間スライス作成部５５により中間スライスが算出されなかったときに、その基準３次元位置のｘ座標とｙ座標とは、画像上位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、その基準３次元位置のｚ座標は、検出断面画像６５により映される断面のｚ座標に一致している。中間スライス作成部５５により中間スライスが算出された場合で、検出領域８２に比較してその中間スライスから検出された検出領域がより類似していないときに、その基準３次元位置のｘ座標とｙ座標とは、画像上位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、その基準３次元位置のｚ座標は、が検出断面画像６５により映される断面のｚ座標に一致している。中間スライス作成部５５により中間スライスが算出された場合で、検出領域８２に比較してその中間スライスから検出された検出領域がより類似しているときに、その基準３次元位置のｘ座標とｙ座標とは、その中間スライスから検出された検出領域がその中間スライスに配置される位置のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、その基準３次元位置のｚ座標は、その中間スライスにより映される断面のｚ座標に一致している。 At this time, the first deviation amount calculation unit 56 calculates the reference three-dimensional position based on the matching result calculated by the matching unit 54. The reference three-dimensional position indicates an x coordinate, a y coordinate, and a z coordinate. When the intermediate slice is not calculated by the intermediate slice creation unit 55, the x coordinate and the y coordinate of the reference three-dimensional position coincide with the x coordinate and the y coordinate of the on-image position 86, respectively. The z coordinate of the position matches the z coordinate of the cross section reflected by the detected cross section image 65. When the intermediate slice is calculated by the intermediate slice creation unit 55 and the detection area detected from the intermediate slice is not similar to the detection area 82, the x coordinate of the reference three-dimensional position and y The coordinates coincide with the x and y coordinates of the position 86 on the image, respectively, and the z coordinate of the reference three-dimensional position coincides with the z coordinate of the cross section projected by the detected cross section image 65. When the intermediate slice is calculated by the intermediate slice creation unit 55 and the detection area detected from the intermediate slice is more similar to the detection area 82, the x coordinate of the reference three-dimensional position and y The coordinates correspond to the x coordinate and the y coordinate of the position where the detection area detected from the intermediate slice is arranged in the intermediate slice, respectively, and the z coordinate of the reference three-dimensional position is reflected by the intermediate slice. It coincides with the z coordinate of the cross section.

第１ずれ量算出部５６は、マッチング部５４により算出された複数のマッチング結果に基づいて、第１ずれ量を算出する。その第１ずれ量は、Ｘ軸平行移動ずれ量とＹ軸平行移動ずれ量とＺ軸平行移動ずれ量とＸ軸回り回転ずれ量とＹ軸回り回転ずれ量とＺ軸回り回転ずれ量とを示している。そのＸ軸平行移動ずれ量Δｘは、次式：
Δｘ＝ｐ０ｘ’−ｐ０ｘ
により表現される。ここで、変数ｐ０ｘは、画像上位置７６のｘ座標を示している。変数ｐ０ｘ’は、その基準３次元位置のｘ座標を示している。そのＹ軸平行移動ずれ量Δｙは、次式：
Δｙ＝ｐ０ｙ’−ｐ０ｙ
により表現される。ここで、変数ｐ０ｙは、画像上位置７６のｙ座標を示している。変数ｐ０ｙ’は、その基準３次元位置のｙ座標を示している。そのＺ軸平行移動ずれ量Δｚは、次式：
Δｚ＝ｐ０ｚ’−ｐ０ｚ
により表現される。ここで、変数ｐ０ｚは、断面画像６２が映す断面が配置される画像上位置のｚ座標を示している。変数ｐ０ｚ’は、その基準３次元位置のｚ座標を示している。そのＸ軸回り回転ずれ量θｘは、次式：
θｘ＝ｔａｎ^−１（（ｐ１ｙ’−ｐ０ｙ’）÷（ｐ１ｚ−ｐ０ｚ））
により近似される。ここで、変数ｐ１ｚは、画像上位置７７のｚ座標を示している。変数ｐ１ｙ’は、画像上位置８７のｙ座標を示している。そのＹ軸回り回転ずれ量θｙは、次式：
θｙ＝ｔａｎ^−１（（ｐ１ｘ’−ｐ０ｘ’）÷（ｐ１ｚ−ｐ０ｚ））
により近似される。ここで、変数ｐ１ｘ’は、画像上位置８７のｘ座標を示している。 The first deviation amount calculation unit 56 calculates a first deviation amount based on a plurality of matching results calculated by the matching unit 54. The first deviation amount includes an X-axis translation displacement amount, a Y-axis translation displacement amount, a Z-axis translation displacement amount, an X-axis rotation displacement amount, a Y-axis rotation displacement amount, and a Z-axis rotation displacement amount. Show. The X-axis translation shift amount Δx is expressed by the following formula:
Δx = p0x′−p0x
It is expressed by Here, the variable p0x indicates the x coordinate of the position 76 on the image. The variable p0x ′ indicates the x coordinate of the reference three-dimensional position. The Y-axis translation shift amount Δy is expressed by the following formula:
Δy = p0y′−p0y
It is expressed by Here, the variable p0y indicates the y coordinate of the position 76 on the image. The variable p0y ′ indicates the y coordinate of the reference three-dimensional position. The Z-axis translation shift amount Δz is expressed by the following formula:
Δz = p0z′−p0z
It is expressed by Here, the variable p0z indicates the z coordinate of the position on the image where the cross section reflected by the cross section image 62 is arranged. The variable p0z ′ indicates the z coordinate of the reference three-dimensional position. The rotation deviation amount θx about the X axis is expressed by the following formula:
θx = tan ⁻¹ ((p1y′−p0y ′) ÷ (p1z−p0z))
Is approximated by Here, the variable p1z indicates the z coordinate of the position 77 on the image. The variable p1y ′ indicates the y coordinate of the position 87 on the image. The rotational deviation amount θy about the Y axis is expressed by the following formula:
θy = tan ⁻¹ ((p1x′−p0x ′) ÷ (p1z−p0z))
Is approximated by Here, the variable p1x ′ indicates the x coordinate of the position 87 on the image.

図７は、第１ずれ量算出部５６により算出される第１ずれ量のＺ軸回り回転ずれ量を示している。そのＺ軸回り回転ずれ量θｚは、画像上位置７６と画像上位置７９と画像上位置８６と画像上位置８９とに基づいて算出される。すなわち、第１ずれ量算出部５６は、画像上位置７６と画像上位置７９とに基づいて直線９１を算出する。直線９１は、画像上位置７６と画像上位置７９とを結ぶ直線をｘｙ平面（ｚ＝０）に射影した直線を示している。第１ずれ量算出部５６は、画像上位置８６と画像上位置８９とに基づいて直線９２を算出する。直線９２は、画像上位置８６と画像上位置８９とを結ぶ直線をｘｙ平面に射影した直線を示している。Ｚ軸回り回転ずれ量θｚは、直線９１と直線９２とがなす角を示している。なお、画像上位置８６は、中間スライス作成部５５により中間スライスが算出された場合で、検出領域８２に比較してその中間スライスから検出された検出領域がより類似しているときに、その中間スライスから検出された検出領域がその中間スライスに配置される位置に置換される。 FIG. 7 shows the Z-axis rotation deviation amount of the first deviation amount calculated by the first deviation amount calculation unit 56. The Z-axis rotation deviation amount θz is calculated based on the image upper position 76, the image upper position 79, the image upper position 86, and the image upper position 89. That is, the first deviation amount calculation unit 56 calculates the straight line 91 based on the image upper position 76 and the image upper position 79. A straight line 91 indicates a straight line obtained by projecting a straight line connecting the image upper position 76 and the image upper position 79 onto the xy plane (z = 0). The first deviation amount calculation unit 56 calculates a straight line 92 based on the image upper position 86 and the image upper position 89. A straight line 92 indicates a straight line obtained by projecting a straight line connecting the image upper position 86 and the image upper position 89 onto the xy plane. The rotation deviation amount θz about the Z axis indicates an angle formed by the straight line 91 and the straight line 92. Note that the upper position 86 in the image is when the intermediate slice is calculated by the intermediate slice creation unit 55, and when the detection area detected from the intermediate slice is more similar to the detection area 82, the intermediate position The detection area detected from the slice is replaced with the position arranged in the intermediate slice.

本発明による放射線治療装置制御方法の実施の形態は、放射線治療装置制御装置２により実行され、患者の位置を調整する動作と放射線治療する動作とを備えている。 The embodiment of the radiotherapy apparatus control method according to the present invention is executed by the radiotherapy apparatus control apparatus 2 and includes an operation for adjusting the position of a patient and an operation for performing radiotherapy.

図８は、その患者の位置を調整する動作を示している。ユーザは、まず、過去に作成された治療計画を放射線治療装置制御装置２に入力する（ステップＳ１）。その治療計画は、その治療計画は、３次元データを示し、照射角度と線量との組み合わせを示している。その３次元データは、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎと計画時３次元ボクセルデータとを含んでいる。複数の断面画像７１−１〜７１−ｎの各々は、患者４３を仮に切断した断面をそれぞれ映している。その計画時３次元ボクセルデータは、複数のボクセルに複数の透過率を対応付けている。その複数のボクセルは、それぞれ、患者４３が配置される空間を隙間なく充填する複数の直方体に対応している。その各ボクセルに対応する透過率は、その各ボクセルに対応する位置の立方体のＸ線の透過率を示している。その３次元データは、寝台に横臥した患者４３の複数の臓器の立体的な形状とその複数の臓器がそれぞれ配置される複数の位置とを示している。その３次元データは、さらに、寝台に横臥した患者４３の患部の立体的な形状とその患部の位置とを示している。その照射角度は、患者４３の患部に治療用放射線２３を曝射する方向を示し、カウチ位置とＯリング回転角とガントリ回転角とを示している。そのカウチ位置は、基礎に対するカウチ４１の位置と向きとを示している。そのＯリング回転角は、基礎に対するＯリング１２の位置を示している。そのガントリ回転角は、Ｏリング１２に対する走行ガントリ１４の位置を示している。その線量は、その各照射角度から患者４３に照射される治療用放射線２３の線量を示している。 FIG. 8 shows an operation for adjusting the position of the patient. The user first inputs a treatment plan created in the past to the radiation therapy apparatus control apparatus 2 (step S1). The treatment plan shows three-dimensional data, and shows a combination of an irradiation angle and a dose. The three-dimensional data includes a plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n and planned three-dimensional voxel data. Each of the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n shows a cross section obtained by temporarily cutting the patient 43. The planned three-dimensional voxel data associates a plurality of transmittances with a plurality of voxels. The plurality of voxels respectively correspond to a plurality of rectangular parallelepipeds that fill the space in which the patient 43 is disposed without any gap. The transmittance corresponding to each voxel indicates the transmittance of the X-ray of the cube at the position corresponding to each voxel. The three-dimensional data indicates a three-dimensional shape of a plurality of organs of the patient 43 lying on the bed and a plurality of positions where the plurality of organs are respectively arranged. The three-dimensional data further indicates the three-dimensional shape of the affected part of the patient 43 lying on the bed and the position of the affected part. The irradiation angle indicates the direction in which the therapeutic radiation 23 is exposed to the affected area of the patient 43, and indicates the couch position, the O-ring rotation angle, and the gantry rotation angle. The couch position indicates the position and orientation of the couch 41 with respect to the foundation. The O-ring rotation angle indicates the position of the O-ring 12 with respect to the foundation. The gantry rotation angle indicates the position of the traveling gantry 14 with respect to the O-ring 12. The dose indicates the dose of the therapeutic radiation 23 irradiated to the patient 43 from each irradiation angle.

放射線治療装置制御装置２は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎに基づいて、テンプレート画像７２とテンプレート画像７３とテンプレート画像７４−１〜７４−ｍとテンプレート画像７５とを算出する（ステップＳ２）。 The radiotherapy apparatus control apparatus 2 calculates the template image 72, the template image 73, the template images 74-1 to 74-m, and the template image 75 based on the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n (step) S2).

ユーザは、カウチ４１に対して患者４３が配置される角度の誤差が所定の角度（たとえば、５度）未満になるように、放射線治療装置３のカウチ４１に患者４３を固定する。放射線治療装置制御装置２は、カウチ４１に横臥した患者４３を映す複数のＸ線画像が撮影されるように、放射線治療装置３を制御する。すなわち、放射線治療装置制御装置２は、基礎に対してカウチ４１が所定の位置に配置されるように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、基礎に対してＯリング１２がそのＯリング回転角に配置されるように、旋回駆動装置１１を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、走行ガントリ１４が所定の角速度で回転するように、放射線治療装置３の走行駆動装置を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、第１診断用Ｘ線源２４が所定の撮影角度に配置された時刻に第１診断用Ｘ線３５が曝射されるように、第１診断用Ｘ線源２４を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、第２診断用Ｘ線源２５が所定の撮影角度に配置された時刻に第２診断用Ｘ線３６が曝射されるように、第２診断用Ｘ線源２５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、第１診断用Ｘ線３５が患者４３に曝射されたときに、患者４３を透過したＸ線に基づいて第１Ｘ線画像が生成されるように、第１センサアレイ３２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、第２診断用Ｘ線３６が患者４３に曝射されたときに、患者４３を透過したＸ線に基づいて第２Ｘ線画像が生成されるように、第２センサアレイ３３を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その複数の第１Ｘ線画像とその複数の第２Ｘ線画像とに基づいて複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎを算出し、その複数の第１Ｘ線画像とその複数の第２Ｘ線画像とに基づいて治療時３次元ボクセルデータを算出する（ステップＳ３）。 The user fixes the patient 43 to the couch 41 of the radiation therapy apparatus 3 so that the error in the angle at which the patient 43 is disposed with respect to the couch 41 is less than a predetermined angle (for example, 5 degrees). The radiation therapy apparatus control device 2 controls the radiation therapy apparatus 3 so that a plurality of X-ray images showing the patient 43 lying on the couch 41 are captured. That is, the radiation therapy apparatus control apparatus 2 controls the couch driving apparatus 42 so that the couch 41 is disposed at a predetermined position with respect to the foundation. The radiotherapy device control device 2 further controls the turning drive device 11 so that the O-ring 12 is disposed at the O-ring rotation angle with respect to the foundation. The radiotherapy device controller 2 further controls the travel drive device of the radiotherapy device 3 so that the travel gantry 14 rotates at a predetermined angular velocity. The radiotherapy apparatus controller 2 further provides the first diagnostic X-ray so that the first diagnostic X-ray 35 is exposed at the time when the first diagnostic X-ray source 24 is arranged at a predetermined imaging angle. The source 24 is controlled. The radiotherapy apparatus control apparatus 2 further controls the second diagnostic X-ray so that the second diagnostic X-ray 36 is exposed at the time when the second diagnostic X-ray source 25 is arranged at a predetermined imaging angle. The source 25 is controlled. The radiotherapy device controller 2 further includes the first X-ray image so that the first X-ray image is generated based on the X-ray transmitted through the patient 43 when the first diagnostic X-ray 35 is exposed to the patient 43. One sensor array 32 is controlled. The radiotherapy device control apparatus 2 further includes a second X-ray image so that when the second diagnostic X-ray 36 is exposed to the patient 43, a second X-ray image is generated based on the X-ray transmitted through the patient 43. The two-sensor array 33 is controlled. The radiotherapy apparatus controller 2 further calculates a plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N based on the plurality of first X-ray images and the plurality of second X-ray images, and the plurality of first X-rays. Based on the image and the plurality of second X-ray images, three-dimensional voxel data during treatment is calculated (step S3).

放射線治療装置制御装置２は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎからテンプレート画像７２に最も類似する検出領域８２を検出し、検出領域８２に対応するマッチング結果を算出する。 The radiotherapy device control apparatus 2 detects a detection region 82 most similar to the template image 72 from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N, and calculates a matching result corresponding to the detection region 82.

放射線治療装置制御装置２は、検出断面画像６５から検出領域８２が検出されたときに、所定の断面画像のうちの所定の初期位置の周辺からテンプレート画像７４−１に最も類似する検出領域８４−１を検出し、検出領域８４−１に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６５が映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６６−１である。その所定の初期位置は、検出断面画像６５に検出領域８２が配置される画像上位置８６に基づいて算出された位置を示し、たとえば、画像上位置８６を示している。 When the detection region 82 is detected from the detection cross-sectional image 65, the radiotherapy device control apparatus 2 detects the detection region 84- most similar to the template image 74-1 from the periphery of the predetermined initial position in the predetermined cross-sectional image. 1 is detected, and a matching result corresponding to the detection region 84-1 is calculated. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 66-1 showing a cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 65. The predetermined initial position indicates a position calculated based on the on-image position 86 at which the detection area 82 is arranged in the detected slice image 65, for example, the on-image position 86.

放射線治療装置制御装置２は、検出断面画像６６−ｉから検出領域８４−ｉを検出したときに、画像上位置８６と検出断面画像６６−１〜６６−ｉに検出領域８４−１〜８４−ｉがそれぞれ配置される画像上位置８８−１〜８８−ｉとに基づいて初期位置を算出する。その初期位置は、位置８６と位置８８−１〜８８−ｉとに対応する複数の点を通る回帰直線に基づいて算出される。その複数の点のうちの位置８６に対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６５に映る断面のｚ座標に一致している。その複数の点のうちの位置８８−ｉに対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８８−ｉのｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６６−ｉに映る断面のｚ座標に一致している。その初期位置のｘ座標とｙ座標とは、検出断面画像６６−ｉに映る断面に隣接する断面（断面画像６６−（ｉ＋１）に映る断面）がその回帰直線に交差する点のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致している。放射線治療装置制御装置２は、所定の断面画像のうちのその初期位置の周辺からテンプレート画像７４−（ｉ＋１）に最も類似する検出領域８４−（ｉ＋１）を検出し、検出領域８４−（ｉ＋１）に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６６−ｉが映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６６−（ｉ＋１）である。 When the radiotherapy apparatus control apparatus 2 detects the detection area 84-i from the detection cross-sectional image 66-i, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 detects the detection areas 84-1 to 84- at the upper position 86 and the detection cross-section images 66-1 to 66-i. The initial position is calculated based on the image top positions 88-1 to 88-i where i is respectively arranged. The initial position is calculated based on a regression line passing through a plurality of points corresponding to the position 86 and the positions 88-1 to 88-i. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 86 has an x coordinate and a y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 86, respectively, and the z coordinate is the z coordinate of the cross section shown in the detected cross section image 65. Match. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 88-i has the x coordinate and the y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 88-i, respectively, and the z coordinate is the detected cross-sectional image 66-i. It matches the z coordinate of the cross section. The x-coordinate and y-coordinate of the initial position are the x-coordinate and y of the point where the cross-section adjacent to the cross-section shown in the detected cross-sectional image 66-i (the cross-section shown in the cross-sectional image 66- (i + 1)) intersects the regression line. It corresponds to each coordinate. The radiotherapy device control apparatus 2 detects the detection region 84- (i + 1) most similar to the template image 74- (i + 1) from the periphery of the initial position in the predetermined cross-sectional image, and detects the detection region 84- (i + 1). The matching result corresponding to is calculated. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 66- (i + 1) showing a cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 66-i.

放射線治療装置制御装置２は、検出断面画像６６−ｍから検出領域８４−ｍを検出したときに、画像上位置８６と画像上位置８８−１〜８８−ｍとに基づいて初期位置を算出する。その初期位置は、位置８６と位置８８−１〜８８−ｍとに対応する複数の点を通る回帰直線に基づいて算出される。その複数の点のうちの位置８６に対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８６のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６５に映る断面のｚ座標に一致している。その複数の点のうちの位置８８−ｉに対応する点は、ｘ座標とｙ座標とが位置８８−ｉのｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致し、ｚ座標が検出断面画像６６−ｉに映る断面のｚ座標に一致している。その初期位置のｘ座標とｙ座標とは、検出断面画像６６−ｍに映る断面に隣接する断面（検出断面画像６７に映る断面）がその回帰直線に交差する点のｘ座標とｙ座標とにそれぞれ一致している。放射線治療装置制御装置２は、所定の断面画像のうちのその初期位置の周辺からテンプレート画像７３に最も類似する検出領域８３を検出し、検出領域８３に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６６−ｍが映す断面に隣接する断面を映す検出断面画像６７である。 When detecting the detection region 84-m from the detection cross-sectional image 66-m, the radiotherapy device control apparatus 2 calculates the initial position based on the image upper position 86 and the image upper positions 88-1 to 88-m. . The initial position is calculated based on a regression line passing through a plurality of points corresponding to the position 86 and the positions 88-1 to 88-m. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 86 has an x coordinate and a y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 86, respectively, and the z coordinate is the z coordinate of the cross section shown in the detected cross section image 65. Match. Among the plurality of points, the point corresponding to the position 88-i has the x coordinate and the y coordinate that match the x coordinate and the y coordinate of the position 88-i, respectively, and the z coordinate is the detected cross-sectional image 66-i. It matches the z coordinate of the cross section. The x-coordinate and y-coordinate of the initial position are the x-coordinate and y-coordinate of the point where the cross-section adjacent to the cross-section shown in the detection cross-section image 66-m (the cross-section shown in the detection cross-section image 67) intersects the regression line. Each is consistent. The radiotherapy device control apparatus 2 detects a detection region 83 most similar to the template image 73 from the periphery of the initial position in the predetermined cross-sectional image, and calculates a matching result corresponding to the detection region 83. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 67 showing a cross-section adjacent to the cross-section shown by the detected cross-sectional image 66-m.

放射線治療装置制御装置２は、検出断面画像６５から検出領域８２が検出されたときに、所定の断面画像のうちの所定の初期位置の周辺からテンプレート画像７５に最も類似する検出領域８５を検出し、検出領域８５に対応するマッチング結果を算出する。その所定の断面画像は、検出断面画像６５が映す断面の近傍に配置される断面を映す検出断面画像６８である。その所定の初期位置は、画像上位置８６と検出断面画像６５に検出領域８２が配置される向きとに基づいて算出された位置を示し、画像上位置８６に対する相対位置が画像上位置７６に対する画像上位置７９の相対位置に一致する位置を示している（ステップＳ４）。 When the detection region 82 is detected from the detected cross-sectional image 65, the radiotherapy device control apparatus 2 detects the detection region 85 that is most similar to the template image 75 from the periphery of the predetermined initial position in the predetermined cross-sectional image. The matching result corresponding to the detection area 85 is calculated. The predetermined cross-sectional image is a detected cross-sectional image 68 showing a cross-section arranged in the vicinity of the cross-section displayed by the detected cross-sectional image 65. The predetermined initial position indicates a position calculated based on the image upper position 86 and the direction in which the detection region 82 is arranged in the detection slice image 65, and the relative position with respect to the image upper position 86 is an image with respect to the image upper position 76. A position corresponding to the relative position of the upper position 79 is shown (step S4).

放射線治療装置制御装置２は、検出断面画像６５が映す断面に隣接する断面を映す断面画像からテンプレート画像７２に最も類似する検出領域を検出し、その検出領域がテンプレート画像７２に類似している程度（類似度）を算出する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その算出された類似度と検出領域８２の類似度とが同程度のときに、または、検出領域８２が所定の類似度よりテンプレート画像７２に類似していないときに（ステップＳ５、必要）、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎに基づいて中間スライス断面画像を算出する。その中間スライス断面画像は、検出断面画像６５が映す断面とその断面に隣接する断面の間に配置される中間断面を映している。放射線治療装置制御装置２は、その中間スライスからテンプレート画像７２に最も類似する検出領域を検出し、その検出領域に対応するマッチング結果を算出する（ステップＳ６）。 The radiotherapy device control apparatus 2 detects a detection region most similar to the template image 72 from a cross-sectional image showing a cross-section adjacent to the cross-section reflected by the detection cross-sectional image 65, and the extent that the detection region is similar to the template image 72. (Similarity) is calculated. The radiotherapy device control apparatus 2 further has a similar similarity between the calculated similarity and the detection region 82, or the detection region 82 is not more similar to the template image 72 than a predetermined similarity. Sometimes (step S5, necessary), an intermediate slice slice image is calculated based on the plurality of slice images 81-1 to 81-N. The intermediate slice cross-sectional image shows an intermediate cross-section arranged between the cross-section reflected by the detected cross-sectional image 65 and the cross-section adjacent to the cross-section. The radiotherapy device controller 2 detects a detection region most similar to the template image 72 from the intermediate slice, and calculates a matching result corresponding to the detection region (step S6).

放射線治療装置制御装置２は、その算出された複数のマッチング結果に基づいて、第１ずれ量を算出する（ステップＳ７）。その第１ずれ量は、Ｘ軸平行移動ずれ量ΔｘとＹ軸平行移動ずれ量ΔｙとＺ軸平行移動ずれ量ΔｚとＸ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとＺ軸回り回転ずれ量θｚとを示している。 The radiation therapy apparatus control device 2 calculates the first deviation amount based on the calculated plurality of matching results (step S7). The first deviation amounts are the X-axis translation displacement amount Δx, the Y-axis translation displacement amount Δy, the Z-axis translation displacement amount Δz, the X-axis rotation displacement amount θx, the Y-axis rotation displacement amount θy, and the Z-axis rotation. The rotational deviation amount θz is shown.

放射線治療装置制御装置２は、その第１ずれ量を初期値にして、ステップＳ１で収集された計画時３次元ボクセルデータをステップＳ３で算出された治療時３次元ボクセルデータにマッチングすることにより、第２ずれ量を算出する（ステップＳ８）。その第２ずれ量は、Ｘ軸平行移動ずれ量とＹ軸平行移動ずれ量とＺ軸平行移動ずれ量とＸ軸回り回転ずれ量とＹ軸回り回転ずれ量とＺ軸回り回転ずれ量とを示している。そのＸ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するようにその計画時３次元ボクセルデータを移動させるときに、その治療時３次元ボクセルデータをＸ軸に平行に平行移動させる距離を示している。そのＹ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するように、その治療時３次元ボクセルデータをＹ軸に平行に平行移動させる距離を示している。そのＺ軸平行移動ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するように、その治療時３次元ボクセルデータをＺ軸に平行に平行移動させる距離を示している。そのＸ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するように、その治療時３次元ボクセルデータをＸ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させる角度を示している。そのＹ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するように、その治療時３次元ボクセルデータをＹ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させる角度を示している。そのＺ軸周り回転ずれ量は、その計画時３次元ボクセルデータがその治療時３次元ボクセルデータに類似するように、その治療時３次元ボクセルデータをＺ軸に平行な回転軸を中心に回転移動させる角度を示している。 The radiotherapy device controller 2 sets the first deviation amount as an initial value, and matches the planned 3D voxel data collected in step S1 with the treated 3D voxel data calculated in step S3. A second shift amount is calculated (step S8). The second deviation amount includes an X-axis translation displacement amount, a Y-axis translation displacement amount, a Z-axis translation displacement amount, an X-axis rotation displacement amount, a Y-axis rotation displacement amount, and a Z-axis rotation displacement amount. Show. The amount of X-axis translation shift is calculated when the 3D voxel data at the time of treatment is moved so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. The distance moved parallel to the X axis is shown. The Y-axis translation shift amount indicates the distance by which the 3D voxel data at the time of treatment is translated in parallel to the Y axis so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. Yes. The Z-axis translation shift amount indicates the distance by which the 3D voxel data at the time of treatment is translated in parallel to the Z axis so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. Yes. The amount of rotational deviation around the X-axis is rotated around the rotation axis parallel to the X-axis so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. The angle to make is shown. The amount of rotational deviation about the Y-axis is rotated around the rotation axis parallel to the Y-axis so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. The angle to make is shown. The amount of rotational deviation about the Z axis is rotated around the rotation axis parallel to the Z axis so that the 3D voxel data at the time of planning is similar to the 3D voxel data at the time of treatment. The angle to make is shown.

放射線治療装置制御装置２は、その第２ずれ量に基づいて、補正量を算出する。その補正量は、Ｘ軸回転補正量とＹ軸回転補正量とＺ軸回転補正量とＸ軸並進補正量とＹ軸並進補正量とＺ軸並進補正量とから形成されている。そのＸ軸回転補正量は、Ｘ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＹ軸回転補正量は、Ｙ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＺ軸回転補正量は、Ｚ軸を中心にカウチ４１を回転する回転角度を示している。そのＸ軸並進補正量は、Ｘ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している。そのＹ軸並進補正量は、Ｙ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している。そのＺ軸並進補正量は、Ｚ軸に平行にカウチ４１を平行移動する距離を示している（ステップＳ９）。 The radiation therapy apparatus control device 2 calculates a correction amount based on the second deviation amount. The correction amount is formed of an X-axis rotation correction amount, a Y-axis rotation correction amount, a Z-axis rotation correction amount, an X-axis translation correction amount, a Y-axis translation correction amount, and a Z-axis translation correction amount. The X-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the X-axis. The Y-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the Y-axis. The Z-axis rotation correction amount indicates a rotation angle for rotating the couch 41 around the Z-axis. The X-axis translation correction amount indicates a distance for moving the couch 41 in parallel with the X-axis. The Y-axis translation correction amount indicates the distance for moving the couch 41 parallel to the Y-axis. The Z-axis translation correction amount indicates the distance for moving the couch 41 parallel to the Z-axis (step S9).

放射線治療装置制御装置２は、Ｘ軸を中心にそのＸ軸回転補正量だけカウチ４１が回転するように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、Ｘ軸を中心にカウチ４１が回転した後にＹ軸を中心にそのＹ軸回転補正量だけカウチ４１が回転するように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、Ｙ軸を中心にカウチ４１が回転した後にＺ軸を中心にそのＺ軸回転補正量だけカウチ４１が回転するように、カウチ駆動装置４２を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、Ｚ軸を中心にカウチ４１が回転した後に、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動し、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動し、Ｙ軸に平行にそのＹ軸並進補正量だけカウチ４１が平行移動するように、カウチ駆動装置４２を制御する（ステップＳ１０）。 The radiation therapy apparatus control apparatus 2 controls the couch driving apparatus 42 so that the couch 41 rotates about the X axis by the X axis rotation correction amount. The radiotherapy device control apparatus 2 controls the couch driving device 42 so that the couch 41 rotates about the Y axis by the Y axis rotation correction amount after the couch 41 rotates about the X axis. The radiotherapy device control apparatus 2 controls the couch driving device 42 so that the couch 41 rotates about the Z axis by the Z axis rotation correction amount after the couch 41 rotates about the Y axis. Further, after the couch 41 rotates about the Z axis, the radiotherapy device control apparatus 2 translates the couch 41 by the Y axis translation correction amount in parallel to the Y axis, and translates the Y axis in parallel to the Y axis. The couch drive device 42 is controlled so that the couch 41 translates by the correction amount and the couch 41 translates by the Y-axis translation correction amount in parallel to the Y-axis (step S10).

その放射線治療する動作は、その患者の位置を調整する動作が終了した後に実行される。すなわち、放射線治療装置制御装置２は、カウチ４１とＯリング１２と走行ガントリ１４とが所定の位置に配置された後に、患者４３の第１追尾用Ｘ線画像が撮影されるように第１診断用Ｘ線源２４と第１センサアレイ３２とを制御し、患者４３の第２追尾用Ｘ線画像が撮影されるように第２診断用Ｘ線源２５と第２センサアレイ３３とを制御する。 The radiation treatment operation is executed after the operation for adjusting the position of the patient is completed. That is, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 performs the first diagnosis so that the first tracking X-ray image of the patient 43 is taken after the couch 41, the O-ring 12 and the traveling gantry 14 are arranged at predetermined positions. The X-ray source 24 and the first sensor array 32 are controlled, and the second diagnostic X-ray source 25 and the second sensor array 33 are controlled so that a second tracking X-ray image of the patient 43 is taken. .

放射線治療装置制御装置２は、その第１追尾用Ｘ線画像と第２追尾用Ｘ線画像とに基づいて患者４３の患部の位置と形状とを算出する。放射線治療装置制御装置２は、その算出された位置に治療用放射線照射装置１６が向くように、首振り装置１５を制御する。放射線治療装置制御装置２は、その患部の形状に治療用放射線２３の照射野が一致するように、マルチリーフコリメータ２０を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その患部に治療用放射線２３が所定の線量だけ照射されるように、治療用放射線照射装置１６を制御する。放射線治療装置制御装置２は、さらに、その治療計画が示す線量の治療用放射線２３が患者４３の患部に照射されるまで、その追尾用Ｘ線画像の撮影から治療用放射線２３の照射までの動作を周期的に繰り返して実行する。その周期としては、０．２秒が例示される。 The radiation therapy apparatus control apparatus 2 calculates the position and shape of the affected part of the patient 43 based on the first tracking X-ray image and the second tracking X-ray image. The radiation therapy apparatus control apparatus 2 controls the swinging apparatus 15 so that the therapeutic radiation irradiation apparatus 16 faces the calculated position. The radiation therapy apparatus control apparatus 2 controls the multi-leaf collimator 20 so that the irradiation field of the therapeutic radiation 23 matches the shape of the affected part. The radiotherapy apparatus control apparatus 2 further controls the therapeutic radiation irradiation apparatus 16 so that the therapeutic radiation 23 is irradiated to the affected part by a predetermined dose. The radiotherapy apparatus control apparatus 2 further operates from the acquisition of the tracking X-ray image to the irradiation of the therapeutic radiation 23 until the therapeutic radiation 23 of the dose indicated by the treatment plan is irradiated to the affected part of the patient 43. Are executed periodically. An example of the cycle is 0.2 seconds.

このような放射線治療装置制御方法によれば、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８２の画像上位置８６と検出領域８３の画像上位置８７とに基づいてＸ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとを算出するときに、検出領域８２の画像上位置８６のみに基づいてＸ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとを算出することに比較して、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとをより高精度に算出することができる。さらに、放射線治療装置制御装置２は、テンプレート画像７２が示す画像上位置７６のｚ座標とテンプレート画像７３が示す画像上位置７７のｚ座標との差が比較的大きいときに、画像上位置７６のｚ座標と画像上位置７７のｚ座標との差が比較的小さいときに比較して、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとをより高精度に算出することができる。この結果、放射線治療装置制御装置２は、患者４３を高精度に位置合わせすることができ、患者４３をより高精度に放射線治療することができる。 According to such a radiotherapy apparatus control method, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 determines the rotational deviation amounts θx and Y about the X axis based on the on-image position 86 of the detection area 82 and the on-image position 87 of the detection area 83. Compared with calculating the X-axis rotation deviation amount θx and the Y-axis rotation deviation amount θy based on only the on-image position 86 of the detection region 82 when calculating the rotation deviation amount θy about the axis, The rotational deviation amount θx about the X axis and the rotational deviation amount θy about the Y axis can be calculated with higher accuracy. Furthermore, when the difference between the z coordinate of the image upper position 76 indicated by the template image 72 and the z coordinate of the image upper position 77 indicated by the template image 73 is relatively large, the radiation therapy apparatus control device 2 Compared to when the difference between the z-coordinate and the z-coordinate of the image position 77 is relatively small, the rotation deviation amount θx around the X axis and the rotation deviation amount θy around the Y axis can be calculated with higher accuracy. As a result, the radiotherapy device control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy, and can radiotherapy the patient 43 with higher accuracy.

放射線治療装置制御装置２は、検出領域８４−１〜８４−ｍの位置に基づいて算出される初期位置の周辺から検出領域８３を検出するときに、検出領域８４−１〜８４−ｍの位置に独立にあてずっぽうに検出領域８３を検出することに比較して、検出領域８３をより高速に検出することができる。この結果、放射線治療装置制御装置２は、患者４３をより高速に位置合わせすることができ、患者４３をより高速に放射線治療することができる。 When the radiotherapy apparatus controller 2 detects the detection area 83 from the vicinity of the initial position calculated based on the positions of the detection areas 84-1 to 84-m, the positions of the detection areas 84-1 to 84-m are detected. Compared to detecting the detection area 83 independently of each other, the detection area 83 can be detected at a higher speed. As a result, the radiation therapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 at a higher speed, and can perform the radiation therapy on the patient 43 at a higher speed.

放射線治療装置制御装置２は、検出領域８２の画像上位置８６と検出領域８５の画像上位置８９とに基づいてＺ軸回り回転ずれ量θｚを算出するときに、検出領域８２の画像上位置８６のみに基づいてＺ軸回り回転ずれ量θｚを算出することに比較して、Ｚ軸回り回転ずれ量θｚをより高精度に算出することができる。この結果、放射線治療装置制御装置２は、患者４３を高精度に位置合わせすることができ、患者４３をより高精度に放射線治療することができる。 When the radiotherapy apparatus control apparatus 2 calculates the rotational deviation amount θz about the Z axis based on the image position 86 of the detection area 82 and the image position 89 of the detection area 85, the image position 86 of the detection area 82 is calculated. Compared to calculating the rotational deviation amount θz about the Z axis based only on the above, the rotational deviation amount θz about the Z axis can be calculated with higher accuracy. As a result, the radiotherapy device control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy, and can radiotherapy the patient 43 with higher accuracy.

検出領域８２の画像上位置８６のｚ座標は、検出領域８２が所定の程度より類似していないときに、または、検出領域８２の類似度が検出断面画像６５に隣接する断面画像から検出される検出領域の類似度に概ね等しいときに、不適切である可能性が大きい。放射線治療装置制御装置２は、その算出された中間スライス断面画像から検出された検出領域をさらに用いることによれば、その算出された中間スライス断面画像を用いないことに比較して、Ｚ軸平行移動ずれ量Δｚをより高精度に算出することができる。この結果、放射線治療装置制御装置２は、患者４３を高精度に位置合わせすることができ、患者４３をより高精度に放射線治療することができる。 The z coordinate of the position 86 on the image of the detection area 82 is detected when the detection area 82 is not similar to a predetermined degree or from the cross-sectional image adjacent to the detection cross-sectional image 65 when the similarity of the detection area 82 is similar. There is a high possibility that the detection area is inappropriate when the similarity is approximately equal. The radiotherapy apparatus control apparatus 2 further uses the detection region detected from the calculated intermediate slice cross-sectional image, and is parallel to the Z axis compared to not using the calculated intermediate slice cross-sectional image. The displacement amount Δz can be calculated with higher accuracy. As a result, the radiotherapy device control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy, and can radiotherapy the patient 43 with higher accuracy.

その計画時３次元ボクセルデータは、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎの解像度より詳細な解像度で作成することができる。その治療時３次元ボクセルデータは、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎの解像度より詳細な解像度で作成することができる。このため、このような動作によれば、放射線治療装置制御装置２は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎと複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎとのみに基づいて患者４３を位置合わせすることに比較して、患者４３をより高精度に位置合わせすることができる。 The planned three-dimensional voxel data can be created with a resolution that is more detailed than the resolution of the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n. The three-dimensional voxel data at the time of treatment can be created with a resolution that is more detailed than the resolution of the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. For this reason, according to such operation | movement, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 makes the patient 43 based only on several cross-sectional image 71-1 to 71-n and several cross-sectional image 81-1 to 81-N. Compared with the alignment, the patient 43 can be aligned with higher accuracy.

３次元ボクセルデータを他の３次元ボクセルデータにマッチングすることは、一般的に、２次元の画像データを他の画像データにマッチングすることに比較して、処理量がより大きい。このため、このような３次元ボクセルデータは、そのマッチングの処理時間が所定の時間以上にかかり、放射線治療時に患者４３を位置合わせすることに適用が困難であることがある。放射線治療装置制御装置２は、第１ずれ量を初期値にして３次元ボクセルデータをマッチングするときに、あてずっぽうにマッチングすることによりその第２ずれ量を算出することに比較して、その第２ずれ量をより高速に算出することができる。その結果、放射線治療装置制御装置２は、患者４３を位置合わせすることに３次元ボクセルデータのマッチングを適用することができ、患者４３をより高精度に位置合わせすることができる。 Matching 3D voxel data with other 3D voxel data generally requires a larger amount of processing than matching 2D image data with other image data. For this reason, such three-dimensional voxel data takes a predetermined processing time or more, and may be difficult to apply to aligning the patient 43 during radiotherapy. The radiotherapy apparatus control device 2 uses the first deviation amount as an initial value to match the three-dimensional voxel data, so that the second deviation amount is calculated by matching the three-dimensional voxel data. The shift amount can be calculated at higher speed. As a result, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can apply the matching of the three-dimensional voxel data to align the patient 43, and can align the patient 43 with higher accuracy.

なお、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とは、コーンビームと異なる他のビーム形状の放射線に置換されることもできる。その放射線としては、ファンビームが例示される。放射線治療装置３は、第１診断用Ｘ線３５と第２診断用Ｘ線３６とがこのような放射線に置換された場合であっても、コーンビームと同様にして、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎを撮影することができる。 Note that the first diagnostic X-ray 35 and the second diagnostic X-ray 36 can be replaced with radiation having a different beam shape from the cone beam. As the radiation, a fan beam is exemplified. Even when the first diagnostic X-ray 35 and the second diagnostic X-ray 36 are replaced with such radiation, the radiotherapy apparatus 3 can perform a plurality of cross-sectional images 81- 1-81-N can be photographed.

なお、テンプレート画像７３は、画像上位置７７と異なる位置に配置された領域から形成されることもでき、すなわち、テンプレート画像７２のうちの画像上位置７６と異なる位置に配置された領域から形成されることもできる。このとき、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとは、既述の式と異なる他の式で算出される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３を高精度に位置合わせすることができる。 The template image 73 can also be formed from an area arranged at a position different from the image upper position 77, that is, formed from an area arranged at a position different from the image upper position 76 in the template image 72. You can also. At this time, the rotation deviation amount θx about the X axis and the rotation deviation amount θy about the Y axis are calculated by other expressions different from the above-described expressions. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy in the same manner as the above-described embodiment.

なお、マッチング部５４は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎに配置され得るすべての領域に対応する複数の類似度のすべてを算出しない他のマッチング部に置換されることもできる。そのマッチング部は、位置（ｘ，ｙ，ｚ）と角度（θｘ，θｙ）との関数である評価関数Ｊ（ｘ，ｙ，ｚ，θｘ，θｙ）を定義する。評価関数Ｊ（ｘ，ｙ，ｚ，θｘ，θｙ）は、位置（ｘ，ｙ，ｚ）と角度（θｘ，θｙ）とにより定義される領域とテンプレート画像の類似度を示している。このとき、その位置が示すｚ座標は、断面を識別する番号（整数）ではなく，連続的な値を取ることができる。そのマッチング部は、最適化手法を用いて、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎから評価関数が最大となる位置（ｘ，ｙ，ｚ）と角度（θｘ，θｙ）を探索することにより、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎのうちの最も類似度が高い領域を選択する。このような最適化手法は、公知であり、たとえば、Ｎｅｌｄｅｒ−Ｍｅａｄ法，準Ｎｅｗｔｏｎ法が例示される。そのマッチング部は、さらに、そのｚ座標が整数でないときに、線形補間などにより、そのｚ座標が示す断面を映す断面画像を算出する。このようなマッチング部が適用された放射線治療装置制御装置は、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２と同様にして、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎからテンプレート画像に最も類似する検出領域をより高精度に算出することができ、患者４３を高精度に位置合わせすることができ、患者４３をより高精度に放射線治療することができる。このような放射線治療装置制御装置は、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎに配置され得るすべての領域に対応する複数の類似度のすべてを算出しないために、さらに、既述の実施の形態における放射線治療装置制御装置２に比較して、テンプレート画像に最も類似する検出領域をより高速に算出することができる。 The matching unit 54 may be replaced with another matching unit that does not calculate all of the plurality of similarities corresponding to all the regions that can be arranged in the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. The matching unit defines an evaluation function J (x, y, z, θx, θy) that is a function of the position (x, y, z) and the angle (θx, θy). The evaluation function J (x, y, z, θx, θy) indicates the similarity between the region defined by the position (x, y, z) and the angle (θx, θy) and the template image. At this time, the z-coordinate indicated by the position can be a continuous value, not a number (integer) identifying the cross section. The matching unit searches for a position (x, y, z) and an angle (θx, θy) where the evaluation function is maximized from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N using an optimization method. The region having the highest similarity is selected from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. Such an optimization method is publicly known, and examples thereof include the Nelder-Mead method and the quasi-Newton method. The matching unit further calculates a cross-sectional image showing the cross-section indicated by the z-coordinate by linear interpolation or the like when the z-coordinate is not an integer. The radiotherapy apparatus control apparatus to which such a matching unit is applied is the most similar to the template image from the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N, similarly to the radiotherapy apparatus control apparatus 2 in the above-described embodiment. Similar detection areas can be calculated with higher accuracy, the patient 43 can be aligned with higher accuracy, and the patient 43 can be subjected to radiotherapy with higher accuracy. Such a radiotherapy apparatus control apparatus does not calculate all of the plurality of similarities corresponding to all the areas that can be arranged in the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N. Compared to the radiotherapy apparatus control apparatus 2 in the form, the detection area most similar to the template image can be calculated at higher speed.

なお、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとは、検出領域８２と検出領域８３と検出領域８４−１〜８４−ｍとに基づいて算出されることもできる。たとえば、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとは、画像上位置８６、８７、８８−１〜８８−ｎを通る回帰直線に基づいて算出される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、は、検出領域８２と検出領域８３とのみに基づいてＸ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙと算出することに比較して、Ｘ軸回り回転ずれ量θｘとＹ軸回り回転ずれ量θｙとより高精度に算出することができ、患者４３をより高精度に位置合わせすることができる。 Note that the X-axis rotation deviation amount θx and the Y-axis rotation deviation amount θy can also be calculated based on the detection area 82, the detection area 83, and the detection areas 84-1 to 84-m. For example, the X-axis rotation deviation amount θx and the Y-axis rotation deviation amount θy are calculated based on regression lines passing through the on-image positions 86, 87, 88-1 to 88-n. At this time, the radiotherapy device control apparatus 2 calculates X rotation amount about the X axis θx and rotation amount rotation amount about the Y axis θy based on only the detection region 82 and the detection region 83 as compared with X. The rotational deviation amount θx around the axis and the rotational deviation amount θy around the Y axis can be calculated with higher accuracy, and the patient 43 can be aligned with higher accuracy.

なお、テンプレート画像７４−１〜７４−ｍは、断面画像６２と断面画像６３との間に配置される複数の断面画像のうちの一部の断面画像から形成されることもできる。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３を高精度に位置合わせすることができる。 Note that the template images 74-1 to 74-m can also be formed from partial cross-sectional images among a plurality of cross-sectional images arranged between the cross-sectional image 62 and the cross-sectional image 63. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy in the same manner as the above-described embodiment.

なお、テンプレート画像７４−１〜７４−ｍは、直線と異なる曲線上に配置されるように、すなわち、画像上位置７８−１〜７８−ｍが直線と異なる曲線上に配置されるように、作成されることもできる。このとき、テンプレート画像７４−１〜７４−ｍは、複数の相対位置に対応付けられる。その複数の相対位置は、複数の断面画像７１−１〜７１−ｎで画像上位置７６と画像上位置７７とを結ぶ直線上に配置されるように、算出される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８４−１〜８４−ｍを検出したときに、その複数の相対位置に対応する複数の検出相対位置を算出し、その複数の検出相対位置を通る回帰直線を算出し、その回帰直線に基づいて検出領域８３を検出する領域を算出する。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、検出領域８３をより高速に検出することができ、患者４３を高速に位置合わせすることができる。 Note that the template images 74-1 to 74-m are arranged on a curve different from the straight line, that is, the image positions 78-1 to 78-m are arranged on a curve different from the straight line. It can also be created. At this time, the template images 74-1 to 74-m are associated with a plurality of relative positions. The plurality of relative positions are calculated so that the plurality of cross-sectional images 71-1 to 71-n are arranged on a straight line connecting the image upper position 76 and the image upper position 77. At this time, when detecting the detection regions 84-1 to 84-m, the radiotherapy device control apparatus 2 calculates a plurality of detection relative positions corresponding to the plurality of relative positions, and determines the plurality of detection relative positions. A regression line passing through is calculated, and an area for detecting the detection area 83 is calculated based on the regression line. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can detect the detection region 83 at a higher speed and can align the patient 43 at a higher speed in the same manner as the above-described embodiment.

なお、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８４−１〜８４−ｍを検出することを省略することもできる。このとき、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８２の画像上位置８６に基づいて算出される領域から検出領域８３を検出する。すなわち、このような省略は、検出領域８２の画像上位置８６に基づいて算出される領域から検出領域８３を十分に高速に検出することができるときに、適用される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３を高精度に位置合わせすることができる。 In addition, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can also omit detecting the detection regions 84-1 to 84-m. At this time, the radiation therapy apparatus control device 2 detects the detection area 83 from the area calculated based on the on-image position 86 of the detection area 82. That is, such omission is applied when the detection area 83 can be detected sufficiently quickly from the area calculated based on the on-image position 86 of the detection area 82. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy in the same manner as the above-described embodiment.

なお、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８３を複数の断面画像から検出することもできる。その複数の断面画像は、その複数の断面画像の断面と断面画像６５の断面との距離が断面画像６２の断面と断面画像６３の断面との距離に概ね等しくなるように、複数の断面画像８１−１〜８１−Ｎから選択される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３を高精度に位置合わせすることができ、特に、テンプレート画像７３が画像上位置７６と異なる位置に配置された領域から形成されたときに好適である。 The radiotherapy apparatus control apparatus 2 can also detect the detection region 83 from a plurality of cross-sectional images. The plurality of cross-sectional images 81 include a plurality of cross-sectional images 81 such that the distance between the cross-sections of the cross-sectional images and the cross-section of the cross-sectional image 65 is substantially equal to the distance between the cross-section of the cross-sectional image 62 and the cross-section of the cross-sectional image 63. -1 to 81-N. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with high accuracy in the same manner as in the above-described embodiment. In particular, the template image 73 is arranged at a position different from the on-image position 76. It is suitable when formed from the formed region.

なお、テンプレート画像７５は、断面画像６２と異なる他の断面画像から形成されることもできる。このとき、テンプレート画像７５は、テンプレート画像７２の位置とテンプレート画像７５の位置とをｘｙ平面に射影した２位置の距離が所定の長さＬより長くなるように、形成される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、Ｚ軸回り回転ずれ量θｚをより高精度に算出することができ、患者４３を高精度に位置合わせすることができる。 The template image 75 can also be formed from another cross-sectional image different from the cross-sectional image 62. At this time, the template image 75 is formed such that the distance between two positions obtained by projecting the position of the template image 72 and the position of the template image 75 onto the xy plane is longer than a predetermined length L. At this time, the radiotherapy device control apparatus 2 can calculate the rotational deviation amount θz about the Z axis with higher accuracy and align the patient 43 with higher accuracy in the same manner as the above-described embodiment. Can do.

なお、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８５を検出することを省略することもできる。このとき、放射線治療装置制御装置２は、検出領域８２と検出領域８３と検出領域８４−１〜８４−ｍとが断面画像に配置される向きに基づいてＺ軸回り回転ずれ量θｚを算出する。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３をより高精度に位置合わせすることができる。 In addition, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can also omit detecting the detection area 85. At this time, the radiation therapy apparatus control apparatus 2 calculates the rotational deviation amount θz about the Z axis based on the orientation in which the detection area 82, the detection area 83, and the detection areas 84-1 to 84-m are arranged in the cross-sectional image. . At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with higher accuracy in the same manner as the above-described embodiment.

なお、放射線治療装置制御装置２は、中間スライス断面画像を作成することを省略することもできる。このような省略は、十分に高精度に患者４３を位置合わせすることができる程度に、複数の断面画像８１−１〜８１−ＮのＺ軸方向の解像度が詳細であるときに、適用される。このとき、放射線治療装置制御装置２は、既述の実施の形態と同様にして、患者４３をより高精度に位置合わせすることができる。このとき、放射線治療装置制御装置２は、中間スライス断面画像を作成する処理とその中間スライス断面画像を用いてマッチングする処理とを実行する処置時間の分だけ全体の処理時間を低減することができ、患者４３をより高速に位置合わせすることができる。 In addition, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can also omit creating an intermediate slice cross-sectional image. Such omission is applied when the resolution in the Z-axis direction of the plurality of cross-sectional images 81-1 to 81-N is detailed enough to align the patient 43 with sufficiently high accuracy. . At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can align the patient 43 with higher accuracy in the same manner as the above-described embodiment. At this time, the radiotherapy apparatus control apparatus 2 can reduce the overall processing time by the time required for executing the process of creating the intermediate slice cross-sectional image and the process of matching using the intermediate slice cross-sectional image. The patient 43 can be aligned at a higher speed.

本発明による放射線治療装置制御装置の実施の他の形態は、既述の実施の形態におけるカウチ制御部５８が他のカウチ制御部に置換されている。そのカウチ制御部は、第１ずれ量算出部５６により算出された第１ずれ量に基づいて補正量を算出し、その補正量に基づいてカウチ駆動装置４２を制御する。このような放射線治療装置制御装置は、第１ずれ量算出部５６により算出された第１ずれ量に基づいて算出される補正量で十分に高精度に患者４３を位置合わせすることができるときに適用されることができる。このような放射線治療装置制御装置は、さらに、既述の実施の形態における３次元ボクセルデータをマッチングする処理（ステップＳ８）を実行する必要がなく、患者４３をより高速に位置合わせすることができる。 In another embodiment of the radiotherapy device control apparatus according to the present invention, the couch control unit 58 in the above-described embodiment is replaced with another couch control unit. The couch control unit calculates a correction amount based on the first deviation amount calculated by the first deviation amount calculation unit 56, and controls the couch driving device 42 based on the correction amount. When such a radiation therapy apparatus control device can align the patient 43 with sufficiently high accuracy with the correction amount calculated based on the first deviation amount calculated by the first deviation amount calculation unit 56. Can be applied. Such a radiotherapy apparatus control apparatus does not need to perform the process (step S8) for matching the three-dimensional voxel data in the above-described embodiment, and can align the patient 43 at a higher speed. .

１：放射線治療システム
２：放射線治療装置制御装置
３：放射線治療装置
１１：旋回駆動装置
１２：Ｏリング
１４：走行ガントリ
１５：首振り装置
１６：治療用放射線照射装置
１７：回転軸
１８：回転軸
１９：アイソセンタ
２０：マルチリーフコリメータ
２１：チルト軸
２２：パン軸
２３：治療用放射線
２４：第１診断用Ｘ線源
２５：第２診断用Ｘ線源
３２：第１センサアレイ
３３：第２センサアレイ
３５：第１診断用Ｘ線
３６：第２診断用Ｘ線
４１：カウチ
４２：カウチ駆動装置
４３：患者
５１：治療計画収集部
５２：テンプレート算出部
５３：撮影部
５４：マッチング部
５５：中間スライス作成部
５６：第１ずれ量算出部
５７：第２ずれ量算出部
５８：カウチ制御部
５９：照射部
６１−１〜６１−ｎ：複数の断面
７１−１〜７１−ｎ：複数の断面画像
７２：テンプレート画像
７３：テンプレート画像
７４−１〜７４−ｍ：テンプレート画像
７５：テンプレート画像
７６：画像上位置
７７：画像上位置
７８−１〜７８−ｍ：画像上位置
７９：画像上位置
６２：断面画像
６３：断面画像
６４−１〜６４−ｍ：断面画像
８１−１〜８１−Ｎ：複数の断面画像
８２：検出領域
８３：検出領域
８４−１〜８４−ｍ：検出領域
８５：検出領域
８６：画像上位置
８７：画像上位置
８８−１〜８８−ｍ：画像上位置
８９：画像上位置
９０：回帰直線
６５：検出断面画像
６６−１〜６６−ｍ：検出断面画像
６７：検出断面画像
６８：検出断面画像
９１：直線
９２：直線 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1: Radiation therapy system 2: Radiation therapy apparatus control apparatus 3: Radiation therapy apparatus 11: Turning drive apparatus 12: O-ring 14: Traveling gantry 15: Swing apparatus 16: Radiation irradiation apparatus for treatment 17: Rotating axis 18: Rotating axis 19: Isocenter 20: Multi-leaf collimator 21: Tilt axis 22: Pan axis 23: Radiation for treatment 24: First diagnostic X-ray source 25: Second diagnostic X-ray source 32: First sensor array 33: Second sensor Array 35: First diagnostic X-ray 36: Second diagnostic X-ray 41: Couch 42: Couch drive device 43: Patient 51: Treatment plan collection unit 52: Template calculation unit 53: Imaging unit 54: Matching unit 55: Intermediate Slice creation unit 56: first deviation amount calculation unit 57: second deviation amount calculation unit 58: couch control unit 59: irradiation unit 61-1 to 61-n: a plurality of interruptions 71-1 to 71-n: a plurality of cross-sectional images 72: a template image 73: a template image 74-1 to 74-m: a template image 75: a template image 76: an image upper position 77: an image upper position 78-1 to 78- m: Image position 79: Image position 62: Cross-sectional image 63: Cross-sectional image 64-1 to 64-m: Cross-sectional image 81-1 to 81-N: Multiple cross-sectional images 82: Detection region 83: Detection region 84- 1 to 84-m: detection area 85: detection area 86: position on image 87: position on image 88-1 to 88-m: position on image 89: position on image 90: regression line 65: detection cross-sectional image 66-1 -66-m: detection cross-sectional image 67: detection cross-sectional image 68: detection cross-sectional image 91: straight line 92: straight line

Claims

Calculating a plurality of template images based on a plurality of planned cross-sectional images respectively showing a plurality of different planned cross-sections of the subject;
Detecting a plurality of detection regions most similar to a plurality of template images from a plurality of treatment cross-sectional images respectively showing a plurality of different treatment cross-sections of the subject,
Based on a plurality of detection cross-sectional images from which the plurality of detection areas of the plurality of treatment cross-sectional images are respectively detected and a plurality of detection positions at which the plurality of detection areas are arranged in the plurality of detection cross-section images, respectively. And calculating a deviation amount of the couch on which the subject is arranged,
The plurality of template images are:
A first template image formed from a part of the first planned cross-sectional image of the plurality of planned cross-sectional images;
A second template image formed from a part of a second planned cross-sectional image different from the first planned cross-sectional image of the plurality of planned cross-sectional images ,
The second template image when the first detection region most similar to the first template image of the plurality of detection regions is detected from the first treatment cross-sectional image of the plurality of treatment cross-sectional images. A second detection region most similar to is detected from a second treatment cross-sectional image different from the first treatment cross-sectional image of the plurality of treatment cross-sectional images,
A first treatment cross-section projected by the first treatment cross-sectional image of the plurality of treatment cross-sections, and a second treatment cross-section projected by the second treatment cross-section image of the plurality of treatment cross-sections; The second distance projected by the first planned cross section image of the plurality of planned cross sections and the second planned cross section image of the plurality of planned cross sections. Equal to the distance from the planned section,
The plurality of planning sections include a third planning section disposed between the first planning section and the second planning section.
The plurality of template images further include a third template image formed from a part of a third planned cross-sectional image that reflects the third planned cross-section among the plurality of planned cross-sectional images,
The plurality of treatment cross sections include a third treatment cross section disposed between the first treatment cross section and the second treatment cross section;
The third detection region most similar to the third template image is the first of the plurality of treatment cross-sectional images based on a first detection position where the first detection region is arranged in the first treatment cross-sectional image. Detected from the third treatment cross-sectional image showing the third treatment cross-section,
The second detection region is a radiation detected from the second treatment cross-sectional image based on the first detection position and a third detection position at which the third detection region is arranged in the third treatment cross-sectional image. Treatment device control method.

Oite to claim 1,
The plurality of template images further include a fourth template image formed from a part of a fourth planned cross-sectional image among the plurality of planned cross-sectional images.
The radiotherapy apparatus control method, wherein a position at which the fourth template image is arranged on the fourth planned cross-sectional image is different from a position at which the first template image is arranged on the first planned cross-sectional image.

In claim 2 ,
The radiotherapy apparatus control method, wherein the fourth planned cross-sectional image is the first planned cross-sectional image.

In any one of Claims 1-3 ,
Calculating an intermediate slice treatment cross-sectional image that reflects an intermediate slice treatment cross-section different from the plurality of treatment cross-sections based on the plurality of treatment cross-sections;
Detecting an intermediate slice detection region most similar to the first template image from the cross-sectional image during intermediate slice treatment,
The amount of deviation is calculated further based on a detection position where the intermediate slice detection region is arranged in the intermediate slice treatment cross-sectional image.

In any one of Claims 1-4 ,
Calculating a first shift amount based on the plurality of detected cross-sectional images and the plurality of detection positions;
Detecting a three-dimensional region most similar to the planning three-dimensional voxel data template from the treatment three-dimensional voxel data based on the first deviation amount;
The radiotherapy apparatus control method further comprising: calculating the shift amount based on a position where the three-dimensional region is arranged in the three-dimensional voxel data at the time of treatment.

A template calculation unit for calculating a plurality of template images based on a plurality of plan-time cross-sectional images respectively showing a plurality of different plan-time cross-sections of the subject;
A matching unit for detecting a plurality of detection regions most similar to a plurality of template images from a plurality of treatment cross-sectional images respectively showing a plurality of different treatment cross-sections of the subject;
Based on a plurality of detection cross-sectional images from which the plurality of detection areas of the plurality of treatment cross-sectional images are respectively detected and a plurality of detection positions at which the plurality of detection areas are arranged in the plurality of detection cross-section images, respectively. A couch control unit for controlling a couch driving device that drives a couch on which the subject is disposed,
The plurality of template images are:
A first template image formed from a part of the first planned cross-sectional image of the plurality of planned cross-sectional images;
A second template image formed from a part of a second planned cross-sectional image different from the first planned cross-sectional image of the plurality of planned cross-sectional images ,
When the first detection region that is most similar to the first template image in the plurality of detection regions is detected from the first treatment cross-sectional image among the plurality of treatment cross-sectional images, A second detection region most similar to the second template image is detected from a second treatment cross-sectional image different from the first treatment cross-sectional image among the plurality of treatment cross-sectional images;
A first treatment cross-section projected by the first treatment cross-sectional image of the plurality of treatment cross-sections, and a second treatment cross-section projected by the second treatment cross-section image of the plurality of treatment cross-sections; The second distance projected by the first planned cross section image of the plurality of planned cross sections and the second planned cross section image of the plurality of planned cross sections. Equal to the distance from the planned section,
The plurality of planning sections include a third planning section disposed between the first planning section and the second planning section.
The plurality of template images further include a third template image formed from a part of a third planned cross-sectional image that reflects the third planned cross-section among the plurality of planned cross-sectional images,
The plurality of treatment cross sections include a third treatment cross section disposed between the first treatment cross section and the second treatment cross section;
The matching unit is
From a third treatment cross-sectional image that reflects the third treatment cross-section among the plurality of treatment cross-sectional images based on a first detection position where the first detection region is arranged in the first treatment cross-sectional image. Detecting a third detection region most similar to the third template image;
Radiation therapy that detects the second detection region from the second treatment cross-sectional image based on the first detection position and a third detection position at which the third detection region is arranged in the third treatment cross-sectional image. Device controller.

In claim 6 ,
The plurality of template images further include a fourth template image formed from a part of a fourth planned cross-sectional image among the plurality of planned cross-sectional images.
The position where the fourth template image is arranged on the fourth planned cross-sectional image is different from the position where the first template image is arranged on the first planned cross-sectional image.

In claim 7 ,
The fourth planned cross-sectional image is the first planned cross-sectional image.

In any of the claims 6 to claim 8,
An intermediate slice generating unit that calculates an intermediate slice treatment cross-sectional image that reflects a cross section during treatment of an intermediate slice different from the plurality of treatment cross sections based on the plurality of treatment cross sections;
The matching unit detects an intermediate slice detection region most similar to the first template image from the intermediate slice treatment cross-sectional image;
The said couch control part controls the said couch drive device further based on the detection position by which the said intermediate slice detection area | region is arrange | positioned in the said cross-sectional image at the time of intermediate slice treatment. Radiation therapy apparatus control apparatus.

In any of the claims 6 to claim 9,
A first deviation amount calculation unit that calculates a first deviation amount based on the plurality of detected cross-sectional images and the plurality of detection positions;
A three-dimensional region most similar to the three-dimensional template is detected from the three-dimensional voxel data at the time of treatment based on the first deviation amount, and the first three-dimensional region is detected based on the position where the three-dimensional region is arranged in the three-dimensional voxel data at the time of treatment. A second deviation amount calculation unit for calculating the two deviation amounts;
The said couch control part controls the said couch drive device based on the said 2nd deviation | shift amount. Radiation therapy apparatus control apparatus.

In any of the claims 6 to claim 10,
A radiotherapy apparatus control apparatus further comprising an irradiation unit that controls a therapeutic radiation irradiation apparatus so that therapeutic radiation is exposed to the subject.