KR20000029535A

KR20000029535A - 자동적으로환자를위치시키는치료및진단용장치

Info

Publication number: KR20000029535A
Application number: KR1019997000592A
Authority: KR
Inventors: 칼렌드앙드레엠.; 그린베르거조엘; 시모가카룬비.; 아다나시오우차라람보스엔.; 가나데다케오
Original assignee: 유니버시티 오브 피츠버그 오브 더 코몬웰츠 시스템 오브 하이어 에듀케이션
Priority date: 1996-07-31
Filing date: 1997-07-29
Publication date: 2000-05-25
Also published as: AU3819697A; EP0926987A1; CA2261295A1; US5823192A; WO1998004194A1; KR100467111B1; JP2000515794A; CN1244782A

Abstract

기점 또는 피부 표시가 디바이스에 대해 고정된 패턴으로 방출된 레이저 광선의 충돌점과 일치하도록 환자 위치지정 어셈블리를 동작하는 광학 시스템에 의해 치료/진단 디바이스의 고정된 기준에 대해 환자는 자동적으로 정확히 위치된다. 카메라는 픽셀 공간에서 정렬 오차와 속도 오차가 측정되는 것으로부터 기점 및 레이저 충돌점의 이미지를 기록한다. 픽셀 공간의 속도 오차는 이미지 자코비안의 역에 의해 방 공간에 있는 속도 오차로 변환된다. 이미지 자코비안은 초기에 시스템 파라미터를 위한 대략적인 값으로부터 얻어지고 연속적으로 갱신되며 카메라 이미지로부터 얻은 픽셀 공간의 계산된 오차 및 치료/진단 디바이스에 있는 위치 인코더로부터 얻은 방 공간의 오차를 사용하여 정밀하게 된다.

Description

자동적으로 환자를 위치시키는 치료 및 진단용 장치{apparatus for automatically positioning a patient for treatment/diagnoses}

등각 방사선 요법에서, 주위의 건강한 조직이 최소한으로 노출되며 종양에 대한 방사를 최대화하기위해 다양한 각도로 고 에너지 방사 광선이 종양에 향해진다. 환자가 누워 있는 소파, 및 방사 광선을 전달하는 선형 가속기는 다중 치료 광선을 생성하도록 이동된다.

고 에너지 광선으로 치료하기 앞서, 종양의 위치 그리고 기계의 기준 프레임사이에서 반복적인 관계가 이루어지도록 저 레벨 방사를 사용하여 시뮬레이션이 유사한 기계에서 수행된다. 동일한 관계가 치료 기계에서 반복되기 위해, 기계의 기준 프레임에 대한 환자의 정위를 확립하기위해 광학 시스템이 사용된다. 이것은 기계 등선량중심점(isocenter)에서 교차하며 공콩 기준면에서 돌출된 3개의 레이저 광선을 사용함으로써 확립되었다. 기계 등선량중심점은 선형 가속기의 모든 위치에 대해 방사 광선이 통과하는 점이다. 특히, 2개의 광선은 수평방향으로 서로 대항하여 향해지며 제 3 광선은 천정으로부터 아래쪽으로 향해진다.

환자의 위치를 정하기위해, 치료면이 치료 사이트를 통해 통과하도록 소파 어셈블리는 위치된다. 예를 들어, 흉부에 있는 종양에 대해서, 환자가 반듯이 눕게 소파가 위치되어, 치료면은 흉부를 가로질러 통과하고 3개의 레이저광선은 환자 흉부의 앞쪽과 각 옆구리에서 충돌할 것이다. 피부 표시 또는 기점은 3개의 레이저 광선이 충돌하는 점에서 환자에게 적용된다. 이후 환자가 치료 기계로 이동되어 치료 면에 대해 대략 동일한 위치에서 있게되면, 피부 표시 또는 기점 그리고 환자몸에 레이저 광선이 충돌하는 레이저 표시 또는 점사이의 거리로서 위치 오차가 표시될 것이다. 현재, 기술자는 소파 오셈블리를 수동으로 옮기며, 기점이 레이저 광선의 충돌점과 일치할 때까지 소파위에서 환자 위치를 조절할 것이다. 이것은 민첩성이 필요하고 시간이 소비되는 소파 어셈블리의 4자유도로 이동하는 좌표를 필요로 한다. 여러 종양을 치료하는 또는 여러 환자들의 정렬이 필요한 병리학을 보급하는 기능이 제한된다.

복잡한 등각 방사선 요법에 있어서, 치료 사이트는 실제 등선량중심점의 방사 광선을 따라 배치된 가상 등선량중심점에 위치한다. 이것은 3개의 기점이 레이저 광선의 충돌점과 일치하도록 4개의 자유도로서 소파 어셈블리를 이동하는 것을 또한 복잡하게 한다. 이러한 환자의 정렬은 다양한 치료가 수행될 때 정밀하게 반복되어야 한다.

비디오 카메라로 제어되는 연구실에서 개발되는 공지된 로봇 위치지정 시스템이 있다. 특히, 이러한 시스템에는 다수의 시스템 파라미터에 대한 세세한 정보가 필요하다. 이러한 시스템은 만들기가 어려울 뿐만 아니라, 동일한 모델의 카메라를 교체하더라도 재눈금조정이 필요하듯이 구성요소 변경도 어렵다. 게다가, 인접하는 구성요소의 충돌과 같은 시스템의 교란으로 인해 재눈금교정이 필요하다.

따라서 치료/진단 디바이스에 대해 환자를 자동적으로 위치시키는 장치가 필요하다.

오차가 없고 불편함이 없이 고속으로 그리고 정확하게 환자를 위치시키는 장치가 필요하다. 위치지정 시스템 파라미터의 정밀 측정이 요구되지 않고 어떠한 구성요소가 변경될 때 또는 방해받을때 재눈금조정이 요구되지 않는 장치가 또한 필요하다.

발명의 개요

이러한 요구들은 자동적으로 그리고 정확하게 이동성 환자 위치지정 어셈블리에 누워 있는 환자를 치료/진단 디바이스의 고정된 기준점에 대해 고정된 기준 위치에 위치시키는 장치에 대한 본 발명에 의해 이루어진다. 이 장치는 환자위에 정렬되어 서로 떨어져 있는 복수의 기점을 포함한다. 이 기점 또는 피부 표시는 환자의 피부에 인공적으로 표시될 수 있고 또는 자연적으로 발생하는 동일 표시일 수 있다. 레이저 광선 발생기는 환자가 고정된 기준 위치에 있을때 기점과 충돌하는 충돌점에서 환자와 충돌하기위해 고정된 기준점에 대해 상이한 방향으로 방출되는 복수의 레이저 광선을 발생한다. 카메라 수단은 기점의 이미지 및 충돌점을 발생한다. 카메라로부터 제어 신호를 발생하는 수단은 기점을 충돌점과 일치하도록 이동성 환자 위치지정 어셈블리를 구동하고, 이에따라 환자를 고정된 기준 위치에 위치시킨다. 바람직하게, 레이저 광선 발생 수단은 기계의 등선량중심점에서 교차하도록 기계의 치료면에서 방출된 3개의 레이저 광선을 서로 직각으로 발생하는 수단을 포함한다. 한 쌍의 대항하는 수평 광선과 아래쪽으로 수직으로 방출되는 광선일 수 있다. 이 경우에, 3개의 기점은 기준 위치에 있을때 환자위에 있는 레이저광선의 충돌점과 일치하도록 환자위에 배열된다.

환자 위치지정 어셈블리가 길이방향의 축을 따라 반듯이 누워있는 환자를 회전시킬 수 없을때 또는 환자 위치지정 어셈블리가 4개의 자유도만을 가지도록 측면 축을 따라 환자를 기울게 할때, 2개의 레이저 광선 발생기는 2개의 평행하지 않은 광선을 발생하고, 2개의 기점 및 2개의 카메라는 환자를 위치시키기에 유일하게 적절하다.

바람직하게, 카메라에 의해 생성된 이미지로부터 제어 신호를 발생하는 수단은, 픽셀 공간에서 신호를 변환하는 변환 수단을 방 공간에 있는 신호에 적용하는 수단을 포함하여, 2차원 픽셀 공간에서 충돌점과 기점의 위치를 나타내는 신호를 발생하는 수단, 및 픽셀 공간에 있는 신호로부터 3차원 방 공간에서 제어 신호를 발생하는 수단을 포함한다. 또한, 변환 수단을 연속적으로 갱신하거나 정밀하게 만드는 수단이 제공된다. 이 수단은 최종 근접 변환 수단을 확립하는 수단, 환자 위치지정 어셈블리를 설정하는 수단, 특정 샘플 시간에서 픽셀 공간에 있는 충돌점에 대한 기점의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 샘플 시간에서 방 공간에 있는 레이저 충돌점과 기점사이의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 및 픽셀 공간에 있는 현재 위치 오차 그리고 방 공간에 있는 현재 위치 오차로부터 변환 수단을 갱신하는 수단을 포함한다. 이 수단은 이미지로부터 제어 신호를 발생하는 수단은 픽셀 공간에 있는 위치 신호로부터 픽셀 공간에 있는 속도 오차 신호를 반복적으로 발생하는 수단을 포함하고, 변환 수단은 환자 위치지정 어셈블리를 구동하여 기점이 충돌점과 일치하도록 픽셀 공간에 있 속도 오차 신호를 속도 방 공간에 있는 오차 신호로 변환하는 속도 변환 수단을 포함한다.

변환 수단은 환자 위치지정 어셈블리를 구동하기위해 방 공간에 있는 속도 오차 신호를 발생하기위해 이미지 자코비안의 역을 픽셀 공간에 있는 속도 오차 신호에 적용하는 수단을 포함한다. 연속적으로 변환 수단을 정밀하게 하는 수단은 특정 관계에 따라 반복적으로 이미지 자코비안을 갱신하는 수단을 포함한다. 이러한 장치에는 카메라 위치의 완벽한 지식 그리고 초점거리와 같은 파라미터의 정밀한 지식이 필요한 종래 기술에서와 같이 카메라의 상세한 눈금조정이 필요없다.

본 발명은 방사선 요법 장비와 같이 치료/진단 장비에 대한 이동성 소파 어셈블리에 누워 있는 환자를 자동적으로 위치시키는 장치에 관한 것이다.

첨부된 도면과 함께 다음에 따르는 바람직한 실시예의 설명으로 본 발명을 완전히 이해할 수 있다.

도 1은 본 발명을 이용한 동적 등각 방사선 요법을 수행하는 장치의 등각 도이다.

도 2는 본 발명에 따라 카메라 이미지의 발생을 도시하는 개략적인 도이다.

도 2a는 본 발명에 따라 환자를 위치시키는데 사용되는 표시의 위치를 도시하는 평면도이다.

도 3은 본 발명의 실시예에 따른 귀환 제어 루프의 개략적인 도이다.

도 4 내지 도 16은 본 발명의 일부를 형성하는 소프트웨어 루틴의 흐름도이다.

도 1은 본 발명을 실현하는 장치(1)를 도시한다. 이 장치(1)는 수평 축(9) 주위를 회전하는 기계 베이스(7)에 피벗으로 장착된 받침대(5)를 갖는 기계(3)를 포함한다. 받침대(5)는 고 에너지 광자의 광선과 같은 고 에너지 방사 광선(15)을 연장되어 있는 회전축(9)을 통해 또는 회전축과 수직인 경로를 따라 조정하는 콜리메이터(13)를 운반하는 제 1 아암(11)을 갖는다. 이 교차점은 등선량중심점(17)으로 불린다. 일부 기계에서, 입구 이미저(19)는 방사 광선(15)과 정렬되어 있는 받침대의 반대편에 있는 제 2 아암(21)위에 장착된다. 입구 이미저(21)는 환자에게 흡수되지 않는 방사를 기록한다.

등선량중심점(17)은 방 공간에 대한 좌표 시스템의 원점으로서 기능을 갖는다. 명백하듯이, X축은 받침대의 회전축(9)과 일치한다. 따라서, 받침대가 회전할때, Y 및 Z축을 포함하는 치료 면을 한정한다.

또한 기계(3)는 지지대에 대해 수직으로, 측면으로, 그리고 길이방향으로 이동하기위해 지지대(27)위에 장착된 소파(25)를 포함하는 환자 위치지정 어셈블리(23)를 포함한다. 지지대는 등선량중심점(17)아래에 수직으로 정렬되고 Z축과 중심이 같은 축(31)을 갖는 회전테이블(29)위에 장착된다. 이 장치에서, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 방 공간의 X, Y, Z축 그리고 Z축 주위의 회전에 대한 4개의 자유도를 갖는다. 따라서, 소파의 길이방향의 축을 따라 환자는 회전하지 않고 또는 소파를 통해 대각선으로 연장되는 수평축 주위로 기울어지지 않는다. 그러나, YZ 치료면에서 받침대의 회전이 부가됨에 따라, 방사 광선(15)은 소파(25)에 누워 있는 환자를 통해 원하는 어떠한 방향으로도 향할 수 있다. 흔히 등선량중심점(17)인 기계 기준점에 대한 고정된 베이스 위치에서 정렬하는 방식으로 컴퓨터(33)는 환자 위치지정 어셈블리의 움직임을 제어한다.

등각 방사선 요법을 실행할 때, 환자는 사용될 고 에너지 치료가 진행되도록 X레이 광선과 같은 저 에너지 광선을 발생하는 유사한 기계의 소파(25)위에 있는다. 저 레벨 시뮬레이션 기계에서와 같이 동일한 정위에 있는 치료 기계위의 환자를 정밀하게 정렬하기위해, 광학 정렬 시스템(35)이 사용된다. 이 시스템은, 치료실내에 고정된 위치에 장착된 3개의 레이저 광선 발생기(37₁, 37₂, 37₃)로 도시된 복수의 레이저 광선 발생기를 포함한다. 이 예에서, 레이저 광선 발생기(37₁, 37₂, 37₃)는 기계(3)의 YZ 치료면과 일치하고 등선량중심점(17)에서 모두 교차하는 공통 기준면(41)에서 레이저 광선(39₁, 39₂, 39₃)을 방출한다.

도 2에 도시된 바와같이, 레이저 광선(39₁, 39₂, 39₃)은 도 2a에 도시된 바와같이 3개의 충돌점(45₁, 45₂, 45₃)에서 소파(25)에 반듯이 누워있는 환자(43)위에서 충돌한다. 이 충돌점 또는 레이저 표시는 본 발명의 실시예에서 십자선 형태로 되어있다. 기점(47₁, 47₂, 47₃)과 같은 피부 표시는 충돌점에서 환자위에 위치하며, 예를 들어 흉부의 앞면과 양 측면위에 있다. 이러한 3개의 기점 또는 피부 표시는 치료하는동안 환자에게 남아있으며, 연속적인 치료를 하기위해 시물레이션 기계에서와 같이 동일한 정위에서 치료 기계위에 환자를 정밀하게 배치하는데 사용된다. 환자를 적절한 위치로 이동하기위해, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 기점(47₁, 47₂, 47₃)과 상응하는 충돌점(45₁, 45₂, 45₃)이 일치하기위해 필요한 4개의 자유도로서 이동한다.

본 발명에 따라, 환자의 정렬은 자동적으로 수행된다. 즉, 광학 정렬 시스템(35)은 인접하는 관련된 레이저 광선 발생기(37₁, 37₂, 37₃)에 장착되고 각 충돌점(45₁, 45₂, 45₃)과 상응하는 기점(47₁, 47₂, 47₃)의 이미지(51₁, 51₂, 51₃)를 발생하도록 정렬된 3개의 비디오 카메라(49₁, 49₂, 49₃)를 더 포함한다. 이러한 이미지는 도 2에 도시된 바와같이 픽셀 공간에서 발생한다. 이미지를 발생하는 픽셀때문에, 픽셀 공간은 카메라 이미지 면의 2차원 공간이다. 충돌점과 기점의 이미지는 모든 3개 기점의 위치 오차를 0으로 점진적으로 감소시키기위해 환자 위치지정 어셈블리(23)의 원하는 움직임을 발생하는 비례 제어 기술에 사용된다. 이 제어 기술은 방 공간에 있는 특성 점의 속도 대 픽셀 공간에 있는 상응하는 특성 점의 속도에 관한 행렬인 이미지 자코비안의 사용 및 발생을 포함한다. 방 공간을 위해 발생한 제어 신호는 환자 위치지정 어셈블리 제어 하드웨어를 사용하여 모터 입력 신호를 연결하기위해 변환된다. 카메라 이미지로 시작하여 환자 위치지정 어셈블리 이동으로 끝나는 교정 동작은 3개의 모든 기점이 무시할만큼의 오차를 가질 때까지, 즉, 환자가 제대로 배치될때까지 예를 들어 30Hz의 프레임 속도로 반복된다. 이러한 시스템으로 정렬하는 것은 약 밀리미터이하의 정확도로 행해질 수 있다.

각 카메라(49₁, 49₂, 49₃)는 기점(47₁, 47₂, 47₃) 그리고 상응하는 레이저 충돌점(45₁, 45₂, 45₃)중 한 개의 2차원 이미지를 발생한다. 각 이미지(51₁, 51₂, 51₃)는 상이한 2차원 면에서 발생된다. 상기 이미지의 위치는 기준이 되는 카메라 픽셀 공간 프레임으로 전송된다. 예를 들어, 픽셀 공간에 있는 제 1 레이저 충돌점(45₁)의 위치는, X좌표가 최종 첨자에서 1로 표시되고 Z좌표가 2로 표시되는 관례인 도 2에 도시된 바와같이 X좌표(P_l11)와 Z좌표(P_l12)로 나타난다. 유사하게, 제 1 카메라(47₁)에 의해 나타난 기점 또는 피부 표시는 카메라(49₁)의 X-Z면에서 좌표(P_S11및 P_S12)를 갖는 점(P_S1)에 위치한다. 제 2 레이저 충돌점(45₂)을 위해 제 2 카메라(49₂)에 의해 발생한 이미지(51₂)는 각각 X와 Y면에 있는 점(P_l2및 P_S2)으로 표시된다. 또한, 제 3 충돌점(45₃)의 이미지(51₃)와 제 3 카메라(49₃)에 의한 기점(47₃)은 X와 Z 좌표를 갖는 점(P_l3과 P_S3)으로서 동일하다.

정렬 제어 기술(53)의 개략적인 도가 도 3에 도시되어 있다. 3개의 카메라(49₁내지 49₁)는 기점과 레이저 충돌점의 3개 세트의 이미지를 발생한다. 특징 도출 컴퓨터(55)는 카메라로부터 신호를 디지털화하고 픽셀 공간에 있는 레이저 충돌점과 기점의 2차원 위치를 도출한다. 이 컴퓨터는 픽셀 공간에 있는 기점 또는 레이저 충돌점과 피부 표시의 위치를 각각 나타내는 6차원 벡터()를 출력으로서 다음과 같이 제공한다.

상기 언급된 환자 위치지정 어셈블리(23)는 4개의 자유도만을 갖고 있기에, 6차원 벡터()는 4차원 벡터(P_l및 P_S)로 축소될 수 있다. 수학식 1 과 수학식 2의 어느 항이 소거될 수 있는지를 결정함에 있어서, 환자위에 있는 3개의 기점(47₁내지 47₁) 또는 피부 표시는 면을 한정하고, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 Y축에 대해 회전할 수 없기 때문에, X방향에서 2개의 기점(47₁내지 47₁)의 정렬로서 제 3 기점(47₃)이 X축 방향으로 정렬되는 것을 도 1 및 도 2로부터 알 수 있을 것이다. 따라서, 항(P_S21)은 수학식 2로부터 소거될 수 있고 상응하는 항(P_l21)은 수학식 1로부터 소거될 수 있다. 또한, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 X축에 대해서 환자를 회전시킬 수 없기에, 소파가 올라가거나 낮아질때 측면 기점(47₁및 47₃)의 Z차원은 같은 양만큼 변경되고, 따라서 Z축 방향에서만 움직임이 제어될 필요가 있다. 항(P_S12및 P_S32)중 어느 것도 소거될 수 있는 반면, 후자는 상응하는 항(P_l32)과 함께 도시된 시스템에서 소거되었다.

따라서, 수학식 1과 수학식 2의 6차원 벡터는 차원 축소 필터(57)에 의해 다음에 따르는 4차원 벡터로 축소되었다.

픽셀 공간에 있는 위치 오차 ε(t)를 측정하기위해 픽셀 공간에서 레이저 충돌점과 기점의 위치를 각각 나타내는 4차원 벡터(P_l및 P_S)는 59에서 감산된다. 다음과 같이 픽셀 공간에서 명령 속도()를 발생하기위해 이득(K_P)에 의해 표시된 비례 제어는 61에서 위치 오차에 적용된다.

여기서, K_P는 비례 오차 이득의 4x4 행렬이다.

픽셀 공간에 있는 명령 속도()는 이미지 자코비안(G)의 역으로 알려져 있는 4x4 행렬 변환 메카니즘(63)을 통해 방 공간에 있는 명령 속도()로 변환된다. 방 공간에 있는 명령 속도()는 환자 위치지정 어셈블리(23)의 모터 제어(65)에 적용되는 4차원 벡터이다. 도시된 환자 위치지정 어셈블리에서, 모터 제어(65)는 기점을 레이저 충돌점과 일치하도록 구동하기위해 위치지정 어셈블리의 조인트 모터의 제어하는 속도 제어이다.

언급된 바와같이, 수십개의 파라미터를 정밀 측정하는 과정, 카메라와 주변 환경의 정밀 눈금조정이 요구되는 분명한 계산에 의해 이미지 자코비안(G)은 발생될 수 있다. 본 발명에 따라, 입력 출력 오차를 사용하여 G 추정기에서 온라인 추정에 의해 G는 얻어진다. 보다 상세히 언급되겠지만, 행렬의 최종 값을 증가하여 조절함으로써 G는 연속적으로 갱신된다. 픽셀 공간(P_l)에 있는 레이저 충돌점 위치 그리고 픽셀 공간(P_S)에 있는 기점 위치로부터 픽셀 공간에 있는 기점 위치 오차, 및 환자 위치지정 어셈블리(23)에 있는 위치 인코더(69)의 출력으로부터 얻어진 방 공간(δ(t))에 있는 위치 오차를 사용하여 갱신이 이루어진다. 방 공간에 있는 기점과 레이저 충돌점의 예측 위치(q_l및 q_S)를 발생하기위해 인코터 출력이 사용된다. 소파에 있는 환자의 일반적인 위치와 환자의 크기의 평균값을 사용한 테이블에 대한 3개 기점의 위치를 근사치로 함으로써 벡터()는 발생한다. 방 공간에 있는 테이블 위치(X, Y, Z, θ), 방 공간에 있는 기점의 위치(47₁, 47₂, 47₃)는 다음과 같이 계산된다.

이 벡터중 일부 성분은 명백히 고려될 필요가 없다. 예를 들어, 도 2 및 2a에서 알 수 있듯이, 카메라(49₁)는 기점(47₁)의 X와 Z성분만을 측정하고 Y 성분을 관측하지 않는다. 즉, q_Sly는 제어될 수 없다. 유사하게, 카메라(49₂)는 기점(47₂)의 Z성분을 측정할 수 없고 카메라(49₃)는 기점(47₃)의 Y성분을 측정할 수 없고, 따라서 이 항들도 제어될 수 없다.

이 항들을 소거하고 수학식 6 내지 수학식 8을 조합하여, 다음과 같이 된다.

유사한 방식으로, 레이저 표시 또는 충돌점(45_1-3)의 위치는 다음과 같다.

상기 언급된 이유때문에, 원소(, q_l2z, q_l3z) 및 수학식(10 내지 12)은 관측될 수 없다. 이 소자들을 소거하고 수학식(10 내지 12)을 조합하면 다음과 같이 된다.

상기 언급된 바와같이, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 4개의 자유도만을 갖기에 수학식(9 및 13)의 6차원 벡터는, 상기 언급된 픽셀 공간에 있는 기점과 충돌점 위치에 대한 벡터의 감소와 같이 같은 이유로 항(q_s2x, q_s3z, q_l2x, 및 q_l3z)을 소거함으로써 4차원 벡터로 축소될 수 있다. 따라서, 방 공간에있는 기점과 충돌점의 위치를 나타내는 4차원 벡터는 다음과 같이 된다.

레이저 광선(39₁및 39₃)은 방 공간의 Y축을 따라 방출되고 광선(39₂)은 Z축을 따라 방출되기에, 수학식(15)에 있는 q_l의 모든 소자는 본 발명의 실시예에서 0으로 되는 것을 주의해야 한다.

G 추정기(67)는, 레이저 충돌점 위치에 대한 기점의 위치 변환율을 제어하는 가중 인자인 행렬(W), G의 이전 계산의 상대적 무게를 측정하는 무시 인자로 알려진 인자(ρ), 카메라 초점거리(f)의 어림값, 그리고 샘플링 주기(Δt)를 포함하는 것과 같이, 71에서 표시된 여러가지 상수를 또한 이용한다. 상기 언급된 샘플링 주기는 도시된 시스템에서 30Hz이다.

이미지 자코비안(G)은 상대적 파라미터로부터만 얻어질 수 있고, 정밀한 값을 얻기위해 그리고 환자 위치지정 어셈블리(23)의 초기 이동을 부드럽게 하기위해 필요한 시간을 줄이도록 초기값을 제공하기에 적합하다. 그러나, 필요한 파라미터의 대략적인 추정만이 필요하다. 초기 근사화하는 정도는 장치와 제 1 시간의 변환속도에만 영향을 끼치고, 이후 마지막에 최적 추정이 재사용되고 정밀화된다. 이러한 초기 파라미터는 다음과 같다.

(i) 3개 카메라의 초점거리(m):

f₁, f₂, f₃

(ii) 3개 카메라의 픽셀 크기(m):

(S_1x, S_1z), (S_2x, S_2y), (S_3x, S_3y)

(iii) 카메라 공간에 있는 기점의 위치(m):

[^CX₁ ^CY₁ ^CZ₁], [^CX₂ ^CY₂ ^CZ₂], [^CX₃ ^CY₃ ^CZ₃]

(iv) 방 공간에 있는 기점의 위치(m):

[^TX₁ ^TY₁ ^TZ₁], [^TX₂ ^TY₂ ^TZ₂], [^TX₃ ^TY₃ ^TZ₃]

이 파라미터를 사용하여, 픽셀 공간에 있는 피부 표시 또는 기점은 다음과 같이 측정된다.

이미지 자코비안 행렬(G)의 원소는 이후 다음과 같이 계산된다.

이후 이미지 자코비안 행렬(G)은 다음과 같이 구성된다.

정렬 제어 기술(53)은 도 4 내지 도 16에서 형성된 흐름도에 도시된 소프트웨어를 사용한 컴퓨터(33)로 실현된다. 도 4는 주요 루틴(99)을 도시한다. 이 주요루틴은 100에서 표시된 바와같이 환자 정렬 오차를 측정하는 것을 포함한다. 상응하는 레이저 광선 충돌점(45₁내지 45₃)에 대해 모든 기점(47₁내지 47₃)의 위치에 오차가 200에서 측정된 임계값보다 작으면, 환자가 정렬됨을 의료진에게 알리는 400에서 출력이 발생한다. 그렇지 않다면, 자동 광학 정렬 루틴은 300에서 이용된다. 환자 정렬 오차를 측정하는 루틴(100)의 상세한 것은 도 5에 도시되어 있다. 도 8에 상세히 도시된 초기화 루틴은 110에서 수행된다. 이후 레이저 표시 그리고 상응하는 피부 표시 또는 기점의 위치는 도 12에 상세히 도시된 프로시저(500)를 사용하여 120에서 계산된다. 이후 이러한 표시 위치는 픽셀 공간에 있는 피부 표시 및 레이저 표시사이의 오차를 계산하기위해 블록(130)에서 사용된다. 이후 방 공간에 있는 정렬 오차는 이미지 자코비안의 역(G^-1)과 픽셀 공간에 잇는 오차(ε)를 사용하여 140에서 계산된다.

도 6은 환자가 정렬되어 있다고 볼 수 있는 점으로 방 공간에 있는 정렬 오차가 감소되었는지를 측정하는 도 4에 있는 블록(200)의 상세한 사항을 도시한다. 정렬 오차의 양(δ_임계)은 블록(220)에서 측정되고 블록(230)에서 비교된다. δ_임계의 놈(norm)에 대한 값은 약 1mm이다. 계산된 위치 오차가 임계값보다 작으면, 정렬은 도 1의 블록(400)에서 완료된다. 그렇지않다면, 자동 정렬은 도 1의 300에서 시작된다.

도 7은 도 1의 블록(300)의 상세한 사항을 도시한다. 각 순간(t)마다 방 공간에 있는 환자 위치지정 어셈블리(23)의 명령 속도는 310에서 반복적으로 측정된다. 이 계산에 대한 상세한 것은 도 9에서 설명될 것이다. 이후 명령 속도는 320에서 환자 위치지정 어셈블리(23)의 모터 제어(65)에 적용된다. 이후 새로운 위치 오차(δ(t))는 330에서 측정된다. 이 측정은 상세한 것은 도 10에 있다. 새로운 정렬 오차의 벡터 놈이 도 11과 함께 상세히 설명된 방식으로 340에서 결정된 것만큼 작다면, 정렬은 완료되고 루틴은 도 1의 블록(400)으로 복귀한다. 그렇지않다면, 루틴은 블록(310)으로 복귀하고 명령 속도의 계산은 그다음 시간 순간마다 반복된다. 오차가 임계값보다 작을때까지 이 루틴은 반복된다.

도 5의 초기화 루틴(110)의 상세한 것은 도 8에 도시된다. 미리 언급된 바와같이, 이미지 자코비안(G)은 본 발명에 따라 연속적으로 정밀화된다. 입력 파라미터의 대략적인 값은 초기에 사용된다. 이후 환자 위치지정 어셈블리(23)는 4개의 자유도로 동시에 이동하고 이미지 자코비안(G(t))은 반복적으로 계산되며, 오차를 측정하기위해 새로운 각 계산은 이전의 계산과 비교된다. G 계산이 정밀해질수록, 특정값보다 작아질때까지 오차는 감소한다. 이후 현재의 G값이 특정값만큼 이전의 값(G(t-1))과 상이할때마다 이미지 자코비안은 갱신될 것이다.

도 8에 도시된 루틴(110)에서, 오차 G에 대해 요구되는 임계값인 α는 111에 명시된다. 이후 이미지 자코비안(G(t))이 각 순간(t)마다 계산되는동안, 환자 위치지정 어셈블리(23)는 112에 표시된 바와같이 자신의 모든 자유도로서 이동한다. 이 루틴(600)의 상세한 것은 도 13과 도 14에서 설명된다. 이미지 자코비안 오차(E_G)는 최종 이미지 자코비안과 가장 최근의 값사이의 차이로서 114에서 측정된다. 자코비안에 있는 이 오차의 놈은 115에서 임계값과 비교된다. 오차가 임계값보다 작으면 이미지 자코비안은 116에서 최종값으로 설정된다. 그렇지않다면, 이미지 자코비안은 113으로 귀환함으로써 더 정밀해진다.

도 9는 방 공간에 있는 환자 위치지정 어셈블리(23)에 대한 명령 속도를 발생하는 도 7에 있는 블록(310)의 상세한 사항을 제공한다. 도 4의 블록(200)으로부터 초기 시작시에, 반전된 이미지 자코비안 행렬(G^-1(t)) 및 픽셀 공간에 있는 위치 오차는 311에서 얻어진다. 환자 위치지정 어셈블리에 대한 최대 속도 312에서 환자 위치지정 어셈블리의 4개 자유도를 나타내는 4차원 벡터로서 명시된다. 4x4 위치 이득 행렬(K_p)도 또한 명시된다. 최종 이미지 자코비안과 이전의 이미지 자코비안사이의 오차가 제한(블록(340))내에 있지 않을때, 도 13 및 도 14에서 프로시저(600)를 사용하여 새로운 이미지 자코비안은 블록(313)에서 추정된다. 어느 경우에서든지, 픽셀 공간에 있는 환자 위치지정 어셈블리에 대한 명령 속도는 상기 수학식(5)을 사용하여 314에서 계산된다. 이것은 이미지 자코비안의 역을 사용하여 315에서 방 공간에 있는 명령 속도로 변환된다. 명령 속도가 특정 최대 속도를 넘지 않도록 316에서 확인된다.

새로운 정렬 오차를 측정하는 도 7의 블록(330)의 상세한 것은 도 10에 도시된다. 새로운 카메라 이미지는 331에서 얻어지고 332에서 픽셀 공간에 있는 레이저 충돌점(P_l) 및 기점(P_S)의 새로운 위치를 측정하기위해 사용된다. 방 공간에 있는 레이저 충돌점(P_l) 및 기점(P_S)의 현재 위치는 기계 인코더 정보를 사용하여 332에서 또한 측정된다. 방 공간(δ(t))에 있는 정렬 오차는 이후 333에서 계산된다.

도 11은 도 7에 있는 블록(340)의 상세한 것을 도시한다. 방 공간에 있는 정렬 오차의 놈은 341에서 계산되고 342에 있는 정렬 오차에 대한 임계값과 비교된다. 오차가 임계값 이하이면, 정렬은 수용되어 완료 표시가 블록(400)에서 출력된다. 그렇지않다면, 도 7에 있는 블록(310)으로 복귀하여 다시 반복된다.

픽셀 공간에 있는 기점과 레이저 충돌점의 위치를 측정하는 프로시저(500)는 도 12에 도시된다. 각 카메라에 대해서, 501에서 레이저 충돌점과 기점을 위해 템플릿이 명시된다. 이후 2개의 표시에 포함되어 있는 디지털화된 이미지는 502에서 얻어지고 503에 있는 기점과 레이저 충돌점의 픽셀 공간에 있는 좌표를 측정하기위해 사용된다. 각 점은 2차원 벡터로 정의된다. 이 좌표가 각 카메라에 대해 측정된 후, 각 6차원 벡터()는 504에서 측정된다. 이후 6차원 벡터는 상기 설명된 방식으로 블록(505)에 있는 4차원 벡터로 변환된다.

도 13 및 도 14는 이미지 자코비안(G)을 갱신하도록 사용되는 프로시저(600)를 도시한다. 우선, 601에 도시된 바와같이 샘플 주기(Δ(t)) 및 가중 행렬(W 4x4)이 명시된다. 예를 들어 30Hz 반복속도에서, Δ(t)는 33msec이다. 602에서 이전의 샘플로서 또는 이미지 자코비안의 이미 저장된 값으로서 측정된다면, G(t-Δt)는 존재하지 않고, 프로시저(700)를 사용하여 603에서 대략적인 행렬이 계산되며, 상세한 것은 15에 있다. 어떠한 방식으로 G(t-Δt)이 얻어지는지간에, 간격(Δ(t))으로 발생하는 샘플 시간(t)에서 픽셀 공간에 있는 레이저 충돌점과 기점의 위치는 상기 언급된 프로시저(500)를 사용하여 604에서 계산된다. 이후 방 공간에 있는 기점과 레이저 충돌점의 위치는 도 16에 도시된 프로시저(800)와 위치 인코더로부터 4개의 자유도로서 환자 위치지정 어셈블리(23)의 위치를 사용하여 측정된다. 이후 픽셀 공간에 있는 위치 오차(ε(t)) 및 방 공간에 있는 오차(δ(t))는 각 좌표 세트로부터 블록(606)에서 계산된다. 방 공간과 픽셀 공간에 있는 현재 속도 오차는 샘플 시간(Δ(t))만큼 현재 위치와 최종 위치사이의 차이로부터 블록(607)에서 측정된다. 가속 오차()는 블록(607)에서 또한 계산된다. 새로운 이미지 자코비안 행렬(G(t))은, 최종 이미지 자코비안(G(t-Δt)) + 증분 행렬과 동일한 것과 같이 블록(609)에서 계산된다. 이 증분 행렬은 이전의 이미지 자코비안을 뺀 픽셀 공간에 있는 가속 오차()가 방 공간에 있는 현재의 가속 오차()로 승산된 것으로서 측정된다. 열 벡터인 그 결과는 가중 행렬(W)로 승산된 변환값()에 의해 행렬로 변환된다. 이후 변환값() 및 가중 행렬(W)로 승산된 방 공간에 있는 속도 오차() 더하기 인자(ρ)를 포함하는 양으로 나누어진다. ρ는 무시 인자로 알려진 스칼라이다. ρ가 0으로 설정될 때, 최종 것을 제외한 모든 이전의 G 계산은 무시된다. ρ이 1로 설정될 때, 모든 이전의 계산은 유지된다.

초기 이미지 자코비안을 구성하는 프로시저(700)는 도 15에 도시된다. 상기 항(ⅰ-ⅳ)으로 표시된 입력 데이터는 701에 명시된다. 픽셀 공간에 있는 기점의 위치는 수학식(16 내지 18)을 사용하여 702에서 측정된다. 이미지 자코비안 행렬의 원소는 수학식(19 내지 34)를 사용하여 703에서 계산된다. 이후 수학식(35)은 이미지 자코비안 행렬(G)을 구성하기위해 704에서 사용된다.

도 16은 방 공간에 있는 충돌점 또는 레이저 표시 그리고 피부 표시 또는 기점에 대한 위치를 결정하는 프로시저(800)를 도시한다. 801에 도시된 바와같이 환자 위치지정 어셈블리의 조인트 인코더의 판독이 행해진다. 이 판독은 802에서 레이저 충돌점과 기점의 좌표를 계산하는데 사용된다. 도시된 루틴은 일반화되어있다. 상기 언급된 바와같이, 본 발명의 실시예에서, 레이저 충돌점의 좌표는 항상 0이고, 따라서, 계산될 필요가 없다. 802에서 계산된 6차원 벡터는 상기 언급된 프로시저에 따라 803에서 4차원 벡터로 축소된다. 이후 축소된 차원 벡터는 방 공간에 있는 일반적인 경우에 레이저 표시(q_l) 및 기점(q_S)의 위치를 얻기위해 804에서 스택된다.

본 발명의 특정 실시예가 상세히 설명되는 동안, 본 발명의 전체 교지에서볼때 다양한 수정 및 대체가 있을 수 있음을 당 기술에 숙련된 당업자는 이해할 것이다. 따라서, 설명된 특정 예는 단지 예를 든 것이고 본 발명의 사상을 제한하는 것이 아니며 본 발명의 범위는 첨부된 청구범위에 있다.

Claims

이동성 환자 위치지정 어셈블리에 누워 있는 환자를 치료/진단 디바이스의 고정된 기준에 대한 고정된 기본 위치로 정확히 자동적으로 위치지정하는 장치에 있어서,

상기 환자위에 배열된 복수의 떨어져 있는 기점;

상기 환자가 상기 고정된 기본 위치에 있을 때 상기 기점과 일치하는 충돌점에서 환자에게 영향을 주기위해 상기 고정된 기준에 대해 상이한 방향으로 방출되는 복수의 레이저 광선을 발생하는 레이저 광선 발생 수단;

상기 기점과 상기 충돌점의 이미지를 발생하는 카메라 수단; 및

상기 이동성 환자 위치지정 어셈블리를 구동하여 상기 기점이 상기 충돌점과 일치하도록 하며, 이에따라 상기 환자가 상기 고정된 기본 위치에 위치하도록, 상기 이미지로부터 제어 신호를 발생하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 복수의 기점은 공통 제 1 면에서 상기 환자위에 배열된 3개의 기점을 포함하고 상기 레이저광선 발생 수단은 공통 기준 면에서 상이한 방향으로 방출되는 3개의 레이저광선을 발생하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 2 항에 있어서, 상기 치료/진단 디바이스는 치료 면을 갖고 상기 공통 기준 면은 상기 치료 면과 일치하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 이미지로부터 제어 신호를 발생하는 상기 수단은, 픽셀 공간의 상기 기점과 상기 레이저 충돌점의 위치를 표시하는 위치 신호를 포함하는 상기 카메라 수단의 픽셀 공간에서 신호를 발생하는 수단, 및 픽셀 공간의 신호를 방 공간의 신호로 변환하는 변환 수단을 이용하는 수단을 포함하는 픽셀 공간의 상기 신호로부터 방 공간에서 제어 신호를 발생하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 4 항에 있어서, 변환 수단을 이용하는 상기 수단은 상기 변환 수단을 연속적으로 정밀하게 하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 5 항에 있어서, 상기 변환수단을 연속적으로 정밀하게 하는 상기 수단은 최종 변환 수단을 확립하는 수단, 상기 환자 위치지정 어셈블리를 이동하도록 설정하는 수단, 특정 샘플 시간에서 픽셀 공간의 상기 레이저 충돌점에 대한 상기 기점의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 상기 샘플 시간에서 방 공간의 상기 레이저 충돌점과 상기 기점사이의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 및 픽셀 공간의 상기 현재 위치 오차 그리고 방 공간의 상기 현재 위치 오차와 픽셀 공간의 상기 현재 위치 오차로부터 상기 변환수단을 갱신하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 5 항에 있어서, 상기 이미지로부터 제어 신호를 발생하는 상기 수단은 픽셀 공간의 상기 위치 신호로부터 픽셀 공간의 속도 오차 신호를 반복적으로 발생하는 수단을 포함하고, 상기 변환수단은 상기 기점을 상기 충돌점과 일치하도록 상기 환자 위치지정 어셈블리를 구동하는 것을 제어하기위해 픽셀 공간의 상기 속도 오차 신호를 방 공간에 있는 속도 오차 신호로 변환하는 속도 변환 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 5 항에 있어서, 방 공간에서 여러개의 자유도로서 환자 위치지정 어셈블리의 위치를 나타내는 출력을 발생하는 위치 인코더 수단과 상기 여러개의 자유도가 있는 환자 위치지정 어셈블리를 갖는 치료/진단 디바이스와 함께 사용하기에 적합하고, 상기 변환 수단을 연속적으로 정밀하게 하는 상기 수단은, 상기 변환수단에 대한 대략적인 초기값을 확립하는 수단, 상기 충돌점과 상기 기점의 상기 이미지로부터 픽셀 공간에 있는 상기 레이저 충돌점에 대한 상기 기점의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 상기 위치 인코더의 상기 출력으로부터 방 공간에 있는 상기 레이저 충돌점과 상기 기점사이의 현재 위치 오차를 반복적으로 측정하는 수단, 및 방 공간에 있는 상기 현재 위치 오차와 픽셀 공간에 있는 상기 현재 위치 오차로부터 상기 변환 수단을 갱신하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 4 항에 있어서, 픽셀 공간에 있는 신호를 발생하는 상기 수단은 픽셀 공간에 있는 상기 레이저 충돌점과 상기 기점의 위치사이의 오차를 나타내는 위치 오차 신호를 발생하는 수단, 및 픽셀 공간의 상기 위치 오차 신호로부터 픽셀 공간에 있는 속도 오차 신호를 발생하는 수단을 포함하고, 상기 변환 수단은 픽셀 공간에 있는 상기 속도 오차 신호를 방 공간의 속도 오차 신호로 변환하는 속도 변환 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 5 항에 있어서, 픽셀 공간의 신호를 발생하는 상기 수단은 샘플링 간격에서 반복적으로 상기 위치 신호를 발생하는 수단을 포함하고, 방 공간의 제어 신호를 발생하는 상기 수단은 상기 샘플링 간격으로 반복적으로 상기 위치 신호로부터 픽셀 공간의 속도 오차 신호를 발생하는 수단을 포함하며, 상기 변환 수단을 사용하는 상기 수단은 상기 환자 위치지정 어셈블리를 구동하도록 방 공간의 속도 오차 신호를 발생하기위해 이미지 자코비안(G)의 역을 픽셀 공간의 상기 속도 오차 신호에 사용하는 수단을 포함하고, 상기 변환 수단을 연속적으로 정밀하게 하는 상기 수단은 상기 샘플링 간격으로 반복적으로 다음에 따르는 상기 이미지 자코비안을 갱신하는 수단을 포함하며,

여기서, G(t)는 현재 샘플링 간격에서 갱신된 이미지 자코비안이고, G(t-Δt)는 가장 최근의 샘플링 주기로부터의 이미지 자코비안이며,는 픽셀 공간의 상기 위치 오차 신호로부터 측정된 픽셀 공간의 현재 가속 오차이고,는 방 공간의 현재 속도 오차이며,는 방 공간의 현재 가속 오차이며,는 변환값이고, W는 가중 행렬이며 ρ는 무시 인자인 것을 특징으로 하는 장치.
제 4 항에 있어서, 변환 수단을 이용하는 상기 수단은 상기 카메라의 상세한 눈금조정이 필요없는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 11 항에 있어서, 상기 카메라의 상세한 눈금조정이 필요없는 상기 수단은 상기 변환 수단에 대한 대략적인 초기값을 확립하는 수단, 및 상기 변환 수단을 연속적으로 정밀하게 하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.