WO2012127727A1

WO2012127727A1 - 放射線治療装置制御装置、その処理方法、及びプログラム

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Publication number: WO2012127727A1
Application number: PCT/JP2011/074772
Authority: WO
Inventors: 山田　昌弘; 保恒鈴木; 邦夫 ▲高▼橋
Original assignee: 三菱重工業株式会社
Priority date: 2011-03-18
Filing date: 2011-10-27
Publication date: 2012-09-27
Also published as: CN103282082B; US8965096B2; EP2687258B1; JP5611091B2; EP2687258A1; EP2687258A4; CN103282082A; US20130266202A1; JP2012196259A

Abstract

この放射線治療装置制御装置は、線源とセンサアレイとを結ぶ直線上の生体を示す画素を、更新対象のＣＴ画像において特定し、当該特定した画素の輝度値の、更新対象のＣＴ画像に関連する関連ＣＴ画像の対応する画素の輝度値からの変化量の総和に対する、直線上の生体を示す画素についての変化量の割合に基づいて、差分情報を直線上の生体を示す画素それぞれに配分した輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出する。そして、複数の回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出し、特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、更新対象のＣＴ画像の対応する各画素の輝度値を更新する。

Description

放射線治療装置制御装置、その処理方法、及びプログラム

　本発明は、生体に照射した放射線に基づいてＣＴ画像を生成するとともに、生体内の患部の位置を追尾する放射線治療装置制御装置及びその処理方法とプログラムに関する。本願は、2011年3月18日に、日本に出願された特願2011－061021号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。

　放射線治療装置制御装置では、ＣＴ画像（コンピュータトモグラフィ画像）に表示された患部（腫瘍）の位置に基づいて生体内の放射線照射位置を特定し、放射線を照射する。
生体内の腫瘍などの患部は、呼吸等の影響により変動する。このため、時間の経過に伴って逐次生成されていくＣＴ画像のそれぞれにおいて、異なる位置に変動する患部を特定し、該患部の位置に基づいて放射線照射位置を特定していく必要がある。

　ここで、放射線の照射位置の特定精度を高めるためには、ＣＴ画像を用いた生体内の患部の特定を精度良く行うことが必要である。ＣＴ画像の画質が向上すれば、精度良く患部の位置を特定し、その特定した患部を追尾することで精度の良く放射線の照射位置を特定することが可能となる。ＣＴ画像の生成方法としてＦＢＰ法（Filtered Back Projection法）が存在する。

　当該ＦＢＰ法は、一般のＣＴ画像の生成に用いられるアルゴリズムであり、高速フーリエ変換によりＸ線の投影データを逆投影し画像の再構成を行う技術である。しかしながら、ＦＢＰ法によるＣＴ画像の生成は計算時間が短いという利点があるものの、特に、再構成に用いる投影データの数が少ない場合、画像中にアーチファクトが発生するなど、画質の劣化が問題となっている。ここで、画質の劣化の問題を解消したＣＴ画像の生成技術として逐次近似法（Iterative Reconstruction法）が存在する。逐次近似法の技術を開示したものとして特許文献１および特許文献２が存在する。

日本国特許第３７０８４３４号公報日本国特開昭６０－１７５６８号公報

　上述した逐次近似法の技術は、放射線投影画像と同じ方向にＣＴ画像を投影した仮想投影画像を生成し、当該仮想投影画像の投影方向と同じ方向に放射線を照射することにより生成した放射線投影画像との誤差を算出する。そして、当該逐次近似法の技術は、この誤差をＣＴ画像に反映して、当該誤差が最小となるように、仮想投影画像の生成と、当該仮想投影画像と放射線投影画像との誤差の算出の繰り返しの計算を行うことにより、当該誤差の小さいＣＴ画像を生成する技術である。しかしながら、逐次近似法の技術で生成されたＣＴ画像の画質は、ＦＢＰ法で生成されたＣＴ画像に比べて改善するものの、全ての画素誤差について放射線投影画像と仮想投影画像との誤差を最小にするよう、誤差をＣＴ画像に反映する処理を繰り返し行う。そのため、逐次近似法によるＣＴ画像の生成には計算時間がかかってしまう問題がある。

　本発明は、上述の課題を解決することのできる放射線治療装置制御装置、その処理方法、及びプログラムを提供することを目的としている。

　本発明の第一の態様は、線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御し、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置であって、体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択するＣＴ画像選択部と、を備える放射線治療装置制御装置である。

　前記放射線治療装置制御装置は、前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成してもよい。その結果、前記放射線治療装置制御装置は、当該放射線投影画像とこの放射線投影画像の生成時に前記線源及び前記センサアレイを回転させた際の回転角度と前記放射線投影画像の生成時の体動位相とを対応付けて記録する放射線投影画像生成部と、前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出する回転角度検出部と、前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成する再構成画像生成部と、前記放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較する。前記放射線治療装置制御装置は、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成する差分情報生成部と、前記線源と前記センサアレイの検出素子とを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定する。その結果、前記放射線治療装置制御装置は、当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出する。それとともに、前記放射線治療装置制御装置は、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出する輝度更新量算出部と、前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する更新部と、を備えてもよい。

　前記初期設定ＣＴ画像及び前記更新部が更新を行なう範囲は、複数の回転角度の放射線投影画像に基づいて生成されるＣＴ画像の範囲よりも大きい範囲のＣＴ画像であってもよい。

　また本発明の第二の態様によれば、前記輝度更新量算出部は、前記更新対象のＣＴ画像データの体動位相に近い体動位相の初期設定ＣＴ画像と、当該初期設定ＣＴ画像の体動位相に近い他の体動位相の初期設定ＣＴ画像との差に基づいて前記輝度値の変化のしやすさを求める。

　また本発明の第三の態様によれば、前記輝度更新量算出部は、前記更新対象のＣＴ画像データの体動位相に近い体動位相の初期設定ＣＴ画像と、任意の体動位相に対応する放射線投影画像に基づいて生成された更新対象のＣＴ画像データとの差に基づいて前記輝度値の変化のしやすさを求める。

　また本発明の第三の態様によれば、前記放射線治療装置制御装置は、前記生体の体動位相と前記生体内の患部の位置との相関を示す相関モデル式を用いて、実測した前記生体の体動位相に対応する前記患部の位置を算出し、患部の位置を追尾する患部位置追尾部と、を備えてもよい。

　また本発明の第四の態様は、線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御し、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置の処理方法である。前記処理方法では、体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択し、前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成する。また、前記処理方法では、当該回転角度を別途取得する呼吸位相と対応付け、前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出し、前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成する。また、前記処理方法では、前記特定した放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成し、前記線源と前記センサアレイとを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定する。当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出する。それとともに、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出する。前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する。

　また本発明の第五の態様は、線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御するプログラムである。このプログラムは、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置のコンピュータを、体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択するＣＴ画像選択手段、前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成し、当該回転角度を別途取得する呼吸位相と対応付ける放射線投影画像生成手段、前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出する回転角度検出手段、前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成する再構成画像生成手段として機能させる。またこのプログラムは、前記コンピュータを、前記放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成する差分情報生成手段、前記線源と前記センサアレイとを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定し、当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出するとともに、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出る輝度更新量算出手段、前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する更新手段、として機能させる。

　本発明によれば、事前に作成され、データベースに記録されたＣＴ画像データ群(初期設定ＣＴ画像データ群)を用いてデータを更新する処理を行っているため、新たに生成した放射線投影画像を用いて、更新処理を行うだけで、短時間で画質のよいＣＴ画像を得ることができる。
　また、輝度更新量候補値が算出された各画素についてのみ輝度更新量を算出し、当該輝度更新量によりＣＴ画像の更新処理を行っており、輝度更新量候補値が算出されない画素については更新処理を行わない。そのため、更新処理を完了するまでの時間を短縮することができる。

放射線治療装置の構成を示す図である。放射線治療装置制御装置の構成を示すブロック図である。放射線治療装置制御装置の処理フローを示す図である。差分情報生成処理の概要を示す図である。画素の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理の概要を示す図である。輝度更新量の算出処理の概要を示す図である。従来更新処理を行うことのできるＣＴ画像の範囲との違いを示す図である。

　以下、本発明の一実施形態による放射線治療装置制御装置、及び当該放射線治療装置制御装置によって制御される放射線治療装置について説明する。
　本発明の実施形態では、呼吸、心拍などの周期的な体動運動の体動位相毎にＣＴ画像を作成することを前提としているが、簡易化のため、以下の説明では体動運動として呼吸位相のみを対象とした説明を行う。
　本実施形態では、事前に呼吸位相毎に生成された初期設定ＣＴ画像データ群、及び、ＣＴ画像を生成すべき時点で生成された放射線投影画像に基づく呼吸位相毎の再構成ＣＴ画像データ群、を生成する方法を示す。
　まず、制御対象である放射線治療装置の概要について説明する。図１は、放射線治療装置を示している。
　図１で示すように放射線治療装置３は、旋回駆動装置１１とＯリング１２と走行ガントリ１４と首振り機構１５と治療用放射線照射装置１６とを備えている。旋回駆動装置１１は、回転軸１７を中心に回転可能にＯリング１２を土台に支持し、放射線治療装置制御装置１により制御されて回転軸１７を中心にＯリング１２を回転させる。回転軸１７は、鉛直方向に平行である。Ｏリング１２は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、回転軸１８を中心に回転可能に走行ガントリ１４を支持している。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を通る。回転軸１８は、さらに、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。走行ガントリ１４は、回転軸１８を中心とするリング状に形成され、Ｏリング１２のリングと同心円になるように配置されている。放射線治療装置３は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えている。前記走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置１により制御されて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させる。

　治療用放射線照射装置１６は、走行ガントリ１４の内側に配置されている。治療用放射線照射装置１６は、放射線治療装置制御装置１により制御されて、治療用放射線２３を照射する。

　首振り機構１５は、走行ガントリ１４のリングの内側に固定され、治療用放射線照射装置１６を走行ガントリ１４に支持している。首振り機構１５は、パン軸２１およびチルト軸２２を有している。パン軸２１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２２は、走行ガントリ１４に対して固定され、パン軸２１に直交している。首振り機構１５は、放射線治療装置制御装置１により制御されて、パン軸２１を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させ、チルト軸２２を中心に治療用放射線照射装置１６を回転させる。

　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、首振り機構１５で治療用放射線照射装置１６がアイソセンタ１９に向かうように一旦調整されると、旋回駆動装置１１によりＯリング１２が回転し、また、前記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。なお、治療用放射線照射装置１６などは重量物であるため走行・旋回に応じてＯリング自身に機械的変形を生じる場合がある。また、患部がアイソセンタに必ずしも一致しない場合もある。この場合、旋回・走行の設定に引き続き、再度首振り機構１５により治療用放射線照射装置１６がアイソセンタ１９または患部に向かうように調整することも可能である。

　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、診断用Ｘ線源２４、２５とセンサアレイ３２、３３とを備えている。
診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２４は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用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を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２４は、放射線治療装置制御装置１により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３５を照射する。診断用Ｘ線３５は、診断用Ｘ線源２４が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４に支持されている。診断用Ｘ線源２５は、走行ガントリ１４のリングの内側に配置され、アイソセンタ１９から診断用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を結ぶ線分とがなす角が鋭角になるような位置に配置されている。診断用Ｘ線源２５は、放射線治療装置制御装置１により制御されてアイソセンタ１９に向けて診断用Ｘ線３６を照射する。診断用Ｘ線３６は、診断用Ｘ線源２５が有する１点から放射され、その１点を頂点とする円錐状のコーンビームである。

　センサアレイ３２は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３２は、診断用Ｘ線源２４により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３５を受光して、その被写体の放射線投影画像を生成する。センサアレイ３３は、走行ガントリ１４に支持されている。センサアレイ３３は、診断用Ｘ線源２５により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した診断用Ｘ線３６を受光して、その被写体の放射線投影画像を生成する。センサアレイ３２、３３としては、ＦＰＤ（ＦｌａｔＰａｎｅｌＤｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（ＩｍａｇｅＩｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
　このようなイメージャシステムによれば、センサアレイ３２、３３により得た画像信号に基づき、アイソセンタ１９を中心とする放射線投影画像を生成することができる。

　放射線治療装置３は、さらに、センサアレイ３１を備えている。センサアレイ３１は、センサアレイ３１と治療用放射線照射装置１６とを結ぶ線分がアイソセンタ１９を通るように配置されて、走行ガントリ１４のリングの内側に固定されている。センサアレイ３１は、治療用放射線照射装置１６により放射されてアイソセンタ１９の周辺の被写体を透過した治療用放射線２３を受光して、その被写体の放射線投影画像を生成する。センサアレイ３１としては、ＦＰＤ（ＦｌａｔＰａｎｅｌＤｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（ＩｍａｇｅＩｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
　診断用Ｘ線源２４とセンサアレイ３２、診断用Ｘ線源２５とセンサアレイ３３、及び治療用放射線照射装置１６とセンサアレイ３１は、それぞれ、走行ガントリ１４をＯリング１２に沿って走行させると、互いの位置関係を保ちつつ、アイソセンタ１９を通る回転軸１８回りに回転させることができる。以下において、所定の位置を基準とした、走行ガントリ１４、診断用Ｘ線源２４、２５、治療用放射線照射装置１６、センサアレイ３１～３３の回転軸１８回りの回転角度を、単に回転角度と称する。

　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、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、その患者が動かないように、その患者をカウチ４１に固定する。カウチ駆動装置４２は、カウチ４１を土台に支持し、放射線治療装置制御装置１により制御されてカウチ４１を移動させる。

　また、放射線治療装置３は、図示しない赤外線カメラを備えており、赤外線カメラによって生体に取付けられた赤外線マーカの動きを検出する。赤外線マーカは、生体における呼吸の周期及び位相と対応する周期及び位相で周期的な動きをする。放射線治療装置３は、放射線治療装置制御装置１の制御によって生体に放射線を照射する際に、検出された赤外線マーカの動きから、当該赤外線マーカの周期的な動きにおける位相を抽出し、抽出した位相のデータを呼吸位相に係る情報として放射線治療装置制御装置１へ通知する。そして、放射線治療装置制御装置１は、初期設定ＣＴ画像データ群、異なる呼吸位相、複数の回転角度による放射線投影画像に基づいて、ＣＴ画像データを生成する。

　図２は同実施形態による放射線治療装置制御装置の構成を示すブロック図である。
　図２において、符号１は、線源と当該線源に対向する位置に配されたセンサアレイとの間に配置された生体へ、線源から照射軸に沿って放射線を照射して生体の患部を治療する放射線治療装置３を制御する放射線治療装置制御装置である。ここで線源とは、診断用Ｘ線源または治療用放射線照射装置を意味する。図２に示すように、放射線治療装置制御装置１は、ＣＴ画像選択部１０２、放射線投影画像生成部１０３、回転角度検出部１０５、再構成画像生成部１０６、差分情報生成部１０７、輝度更新量算出部１０８、ＣＴ画像更新部１０９、及び患部位置追尾部１１０の各処理部と、各処理部を制御する制御部１０１と、各処理部での処理に利用される情報を記憶するデータベース１１１と、を備えている。

　データベース１１１には、放射線治療を行う人などの生体に放射線を照射することにより生成した初期設定ＣＴ画像データ群が、予め記憶されている。当該初期設定ＣＴ画像データ群は、生体の呼吸位相ごとに予め生成された生体の連続する断面の初期設定ＣＴ画像データの集合である。なお、当該初期設定ＣＴ画像データ群は、他の装置で予め生成されたものであってもよいし、放射線治療装置制御装置１で予め生成したものであってもよい。

　ＣＴ画像選択部１０２は、初期設定ＣＴ画像データ群の中から、設定された呼吸位相の初期設定ＣＴ画像データを選択する処理部である。
　放射線投影画像生成部１０３は、複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成し、当該生成した放射線投影画像が示す回転角度を別途取得する呼吸位相と対応付ける処理部である。

　回転角度検出部１０５は、特定した放射線投影画像の生成時の回転角度を検出する処理部である。
　再構成画像生成部１０６は、各回転角度において、初期設定ＣＴ画像データ、または初期設定ＣＴ画像データ内の画素の輝度値を更新した再構成ＣＴ画像データに基づいて、線源に対して対向するセンサアレイ側（図１参照）から得られると推定される再構成画像を生成する処理部である。
　以下においては、放射線投影画像は、診断用Ｘ線源２４がセンサアレイ３２へ向けて照射した放射線により生成された放射線投影画像であるものとする。なお、本発明の実施形態は、他の対向した線源とセンサアレイを用いた場合、または対向する線源とセンサアレイの組を複数用いる場合でも同様に成立する。
　差分情報生成部１０７は、特定した放射線投影画像の各画素と生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成する処理部である。
　輝度更新量算出部１０８は、診断用Ｘ線源２４とセンサアレイ３２の検出素子とを結ぶ直線上の画素を、再構成ＣＴ画像データにおいて特定し、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出する処理部である。
　またＣＴ画像更新部１０９は、特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、再構成ＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する処理部である。

　ここで、放射線治療装置制御装置１は、画素それぞれの輝度更新量を用いて、再構成ＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値の更新後の再構成ＣＴ画像データと、再構成ＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値の更新前の再構成ＣＴ画像データとを比較する。そして放射線治療装置制御装置１は、それらＣＴ画像間の輝度差が所定の閾値以上である場合には、当該更新後の再構成ＣＴ画像データを用いて、再構成画像生成部１０６、差分情報生成部１０７、輝度更新量算出部１０８、ＣＴ画像更新部１０９の処理を繰り返す。前記閾値は、輝度値の統計的変動範囲などを考慮して設定される。
　また、患部位置追尾部１１０は、生体の呼吸位相と再構成ＣＴ画像データ中で算出された患部の移動位置との相関を示す相関モデル式を用いて、実測した生体の呼吸位相に対応する患部の移動位置を算出し、患部の位置を追尾する処理部である。相関モデル式としては多項式モデル式やノンパラメトリックモデル式などがある。

　次に、放射線治療装置３を制御する放射線治療装置制御装置１の処理フローについて順を追って説明する。
　本処理フローの事前に、体動運動で殆ど移動しない脊椎などの位置に基づいて、初期設定ＣＴ画像データと再構成ＣＴ画像データの座標を位置合わせしておく。
　図３は放射線治療装置制御装置の処理フローを示す図である。
　制御部１０１は、放射線治療装置３に対して患部位置を含む放射線投影画像の撮影を指示する。すると、診断用Ｘ線源２４が生体へ放射線を照射し、放射線治療装置制御装置１は、センサアレイ３２で検出した信号や、図示しない赤外線センサで取得した赤外線マーカの位置データを受信する。上記のとおり、赤外線マーカの周期的な動きの周期及び位相は、呼吸の周期及び位相と対応している。

　そして、放射線投影画像生成部１０３は、回転角度Ａｎ（ｎ＝１…ｎ）のうちの、１つ目の回転角度に応じた生体の患部位置を含む放射線投影画像を生成する。放射線投影画像生成部１０３は、当該生成した放射線投影画像について、回転角度と、放射線を照射した際に赤外線センサで取得された位相のデータから抽出される呼吸位相に係る情報とに対応付けて、データベース１１１に記録する（ステップＳ１０１）。

　本処理では、複数の呼吸位相において、再構成ＣＴ画像データを作成するが、以下においては、１つの呼吸位相(以下、呼吸位相ｐ１と呼ぶ。)における処理を説明する。
　制御部１０１は、ＣＴ画像選択部１０２へ処理の開始を指示する。ＣＴ画像選択部１０２は、設定された呼吸位相ｐ１をメモリより読み取る。そして、ＣＴ画像選択部１０２は、データベース１１１に記録されている初期設定ＣＴ画像データ群の中から、設定された呼吸位相ｐ１に最も近い呼吸位相ｐ１’に対応付けられて記録されているＣＴ画像データ_ｓＤ1’を選択し、これを初期の再構成ＣＴ画像データ_kＤ1とする（ステップＳ１０３）。その後、データベース１１１に記録された(放射線投影画像、回転角度、呼吸位相)の組み合わせデータのうち、呼吸位相ｐ１に対応付けられて記録されている放射線投影画像と回転角度(回転角度Ａ１)を読み出す（ステップＳ１０４）。

　図４は差分情報生成処理の概要を示す図である。
　図4において示す初期設定ＣＴ画像データは、初期設定ＣＴ画像データ群に含まれるＣＴ画像データのうち1つの呼吸位相ｐ１に対応付けられて記録されているＣＴ画像データＤ１（初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１が更新された場合には再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１）を表す。また、放射線投影画像Ｅは、呼吸位相ｐ１のときに回転角度Ａ１で生体を撮影した際に生成される放射線投影画像である。以下、放射線投影画像Ｅを、放射線投影画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）と記載する。

　次に再構成画像生成部１０６が、再構成ＣＴ画像データ（初回の更新処理時にはＣＴ画像選択部１０２によって選択された初期設定ＣＴ画像データ）を用いて再構成画像を生成する（ステップＳ１０５）。このとき、再構成画像生成部１０６は、回転角度がＡ１である場合に、ＣＴ画像が示す生体に診断用Ｘ線源２４から放射線を投影したと仮定した場合の再構成画像を生成する。

　当該再構成画像の生成概要を図４で示している。再構成画像は、例えばＤＲＲ（Digital Reconstructed Radiography）画像を示す。以下、再構成画像をＤＲＲ画像Ｆと呼ぶ。
また、ステップＳ１０５によって生成したＤＲＲ画像Ｆを、ＤＲＲ画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）と記載する。ＤＲＲ画像Ｆの生成方法は公知の技術である。そして、ＤＲＲ画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）が生成されると、差分情報生成部１０７が、呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１の放射線投影画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）と、生成されたＤＲＲ画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）の各画素を比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１の場合の差分情報）を生成する（ステップＳ１０６）。

　より具体的には、差分情報Ｉｓ（ｘ，ｙ）は、放射線投影画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）の輝度値をＩｋ（ｘ，ｙ）とし、ＤＲＲ画像の輝度値をＩｄ（ｘ，ｙ）とすると（ｘ，ｙはそれぞれの画像の画素の原点からのｘ座標、ｙ座標で示される位置を示す）、
　　Ｉｓ（ｘ，ｙ）＝Ｉｄ（ｘ，ｙ）－Ｉｋ（ｘ，ｙ）
　により表すことができる。つまり差分情報は、放射線投影画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）とＤＲＲ画像（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）の各画素の輝度値の差分を示す情報である。ここで、Ｉｓ（ｘ，ｙ）≠０の場合には、当該座標（ｘ，ｙ）で示される画素に対応するセンサアレイ３２の放射線検出素子と、診断用Ｘ線源２４と、を結ぶ直線Ｌ上において、放射線投影画像（呼吸位相ｐ１、回転角度Ａ１）を生成する元となる実際の生体内の情報と、ＤＲＲ画像（呼吸位相ｐ１、回転角度Ａ１）を生成する元となる再構成ＣＴ画像データとで異なっていることを示している。そして、差分情報生成部１０７は差分情報を生成するとデータベース１１１に当該差分情報（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）を登録する。

　差分情報（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）が生成されると、制御部１０１は、輝度更新量算出部１０８へ処理の開始を指示する。このとき輝度更新量算出部１０８は、更新対象の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１（ＣＴ画像のうちＤＲＲ画像の作成に利用したもの）を読み込む。また輝度更新量算出部１０８は、差分情報（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）を読み込んで、当該差分情報（呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１）においてＩｓ（ｘ，ｙ）≠０である画素ｚを特定する。次に、輝度更新量算出部１０８は、更新対象の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１（ＣＴ画像のうちＤＲＲ画像の作成に利用したもの）において、当該画素ｚに対応するセンサアレイ３２上の放射線検出素子と、診断用Ｘ線源２４と、を結ぶ直線Ｌ上に位置すると推定される部分を表す各画素ｇを特定する（ステップＳ１０７）。また、輝度更新量算出部１０８は、呼吸位相ｐ１’（前述の、初期設定ＣＴ画像データ群の中で、呼吸位相ｐ１に最も近い呼吸位相）の初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’をデータベース１１１から読み取る。また輝度更新量算出部１０８は、当該特定した更新対象の再構成ＣＴ画像データＤ１が示す呼吸位相ｐ１’よりも小さい値となる範囲で最も近傍の位相ｐ２’である初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ２’をデータベース１１１から読み取る。さらに輝度更新量算出部１０８は、更新対象のＣＴ画像データＤ１が示す呼吸位相ｐ１’よりも大きい値となる範囲で最も近傍の位相ｐ３’である初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ３’をデータベース１１１から読み取る。上記のとおり、位相ｐ２’、ｐ３’は、位相ｐ１’よりも大小それぞれの範囲における最も近傍の位相であるから、ＣＴ画像の_ｓＤ２’，_ｓＤ１’，_ｓＤ３’は、初期設定ＣＴ画像データ群において連続する３つの呼吸位相に対応する初期設定ＣＴ画像である。

　図５は画素の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理の概要を示す図である。
　輝度更新量算出部１０８は、図5の（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、特定した初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’（呼吸位相ｐ１’）の各画素ｇのうちの１つの画素ｇ１と、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ２’（呼吸位相ｐ２’）における画素ｇ１に対応する画素ｇ１ａとの輝度差の絶対値ｄ１を算出する。
また、輝度更新量算出部１０８は、図5の（Ａ）及び（Ｃ）に示すように、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’（呼吸位相ｐ１’）の１つの画素ｇ１と、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ３’（呼吸位相ｐ３’）における画素ｇ１に対応する画素ｇ１ｂの輝度差の絶対値ｄ２を算出する。そして輝度更新量算出部１０８は、それら絶対値ｄ１と絶対値ｄ２のうち、大きい値を、当該画素ｇ１の変化量Ｓ₁（ｔ）として特定する（ステップＳ１０８）。

　ここで、直線Ｌを、Ｌ（ｔ）＝（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））とし、ｔを、０＜ｔ＜１と定義する。
　また、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’（呼吸位相ｐ１’）の画素ｇ１の輝度値を、Ｄ１’（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））とする。
　同様に、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ２’（呼吸位相ｐ２’）の画素ｇ１ａの輝度値を、Ｄ２’（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））とする。
　同様に、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ３’（呼吸位相ｐ３’）の画素ｇ１ｂの輝度値を、Ｄ３’（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））とする。
　すると、変化量Ｓ₁（ｔ）は、下記式（１）により表すことができる。ここで、ｍａｘは引数のうち、最大値をとる関数、ａｂｓは引数の絶対値をとる関数である。このＳ₁（ｔ）が再構成ＣＴ画像データ中の画素の輝度値の変化のしやすさであり、ここでは、呼吸位相が変化した際の輝度の変化量を輝度の変化のしやすさとみなしている。

　以上を第１の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理とする。そして、輝度更新量算出部１０８は、当該画素ｚに対応するセンサアレイ３２上の放射線検出素子と、診断用Ｘ線源２４と、を結ぶ直線Ｌ上に位置すると推定される部分を表すものとして特定される複数の画素ｇにおいて同様の算出処理を行う。なお、解像度を向上させるためには、本算出処理は全ての画素に対して行うことが望ましい。以下は全ての画素において同様の算出処理を行う場合を想定して示す。
　以上の説明では、呼吸位相ｐ２’及び呼吸位相ｐ３’の両方を使用しているが、どちらか一方のみを使用しても良い。
　ところで、輝度更新量算出部１０８は、第１の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理に代えて、以下の第２の変化量Ｓ₂（ｔ）の算出処理、または第３の変化量Ｓ₃（ｔ）の算出処理を用いることによって変化量Ｓ（ｔ）を算出するようにしてもよい。

（第２の変化量Ｓ₂（ｔ）の算出処理）
　当該第２の変化量Ｓ₂（ｔ）の算出処理においては、輝度更新量算出部１０８は差分情報を読み込んで、当該差分情報においてＩｓ（ｘ，ｙ）≠０である画素を特定する。そして、当該画素に対応するセンサアレイ３２上の放射線検出素子と、診断用Ｘ線源２４と、を結ぶ直線Ｌ上に位置すると推定される部分と対応する各画素ｇ１を、更新対象の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１（ＣＴ画像のうちＤＲＲ画像の作成に利用したもの）において特定する。ここまでの処理は第１の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理と同じである。また、輝度更新量算出部１０８は、呼吸位相ｐ１’の初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’をデータベース１０８から読み取る。また、輝度更新量算出部１０８は、呼吸位相がｐ１と異なる回転角度で生成された放射線投影画像も含め、複数の放射線投影画像をデータベース１１１から読み取る。そして、それら複数の回転角度の異なる放射線投影画像を利用して、ＣＴ画像データＤ４を生成する。当該複数の回転角度の異なる放射線投影画像を利用したＣＴ画像の生成処理は公知の技術である。

　そして、輝度更新量算出部１０８は、当該特定した初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’（呼吸位相ｐ１’）の画素ｇ１と、複数の回転角度の異なる放射線投影画像を利用して生成したＣＴ画像Ｄ４において画素ｇ１に対応する画素ｇ１ｃとの輝度差の絶対値を、当該画素ｇ１の変化量Ｓ（ｔ）として特定する。そして、初期設定ＣＴ画像データ_ｓＤ１’（呼吸位相ｐ１’）の画素ｇ１の輝度値をＤ１’（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））、ＣＴ画像Ｄ４の画素ｇ１ｃの輝度値をＤ４（Ｌｘ（ｔ），Ｌｙ（ｔ），Ｌｚ（ｔ））とすると、変化量Ｓ₂（ｔ）を、下記式（２）により算出することができる。

（第３の変化量Ｓ₃（ｔ）の算出処理）
　当該第３の変化量Ｓ₃（ｔ）の算出処理においては、まず、上記第１の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理、及び第２の変化量Ｓ₂（ｔ）の算出処理を行う。そして、第１の変化量Ｓ₁（ｔ）の算出処理と、第２の変化量Ｓ₂（ｔ）の算出処理の結果とを用いて、
　Ｓ₃（ｔ）＝αＳ₁（ｔ）＋βＳ₂（ｔ）
　の式により画素ｇ１の変化量Ｓ₃（ｔ）を算出する。αおよびβは係数であり、例えばα＝０．５、β＝０．５として算出する。

　図６は輝度更新量の算出処理の概要を示す図である。
　図６の（ａ）に示すように、第１～第３の何れかの変化量Ｓ（ｔ）の算出処理を終了すると、輝度更新量算出部１０８は、全ての画素ｇについて算出した変化量Ｓ（ｔ）の総和（ΣＳ（ｔ））を算出する。さらに、輝度更新量算出部１０８は、その変化量Ｓ（ｔ）の総和に対して、直線Ｌ上のある部分と対応する１つの画素ｇ１について算出した変化量Ｓ（ｔ）の割合（Ｓ（ｔ）÷ΣＳ（ｔ））を算出する。そして、輝度更新量算出部１０８は、当該Ｓ（ｔ）の割合に、画素ｚについて算出された差分情報で示される輝度差Ｉｓを乗じる。このようにして、当該画素ｚについて算出された輝度差で示される差分の情報を、ＣＴ画像データＤ１の直線Ｌ上であると推定された部分と対応する１つの画素ｇ１に配分した値となる輝度更新量候補値を算出する。この輝度更新量候補値をＲ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。この処理を直線Ｌ上の全ての画素ｇについて行なう（ステップＳ１０９）。

　輝度更新量候補値の処理を終了すると、輝度更新量算出部１０８は、センサアレイ３２上の全ての放射線検出素子（画素）について輝度更新量候補値を算出したかを判定し（ステップＳ１１０）、算出していない場合には、上記ステップＳ１０７～ステップＳ１０９の処理を繰り返す。

　ステップＳ１１０においてＹｅｓの場合には、制御部１０１が、対象となる呼吸位相ｐ１に対応付けられてデータベース１１１に記録されている全ての回転角度についての処理を行ったかを判定する（ステップＳ１１１）。制御部１０１が、対象となる呼吸位相ｐ１に対応付けられてデータベース１１１に記録されている全ての回転角度についての処理を行っていない場合には、回転角度Ａ１を変更して、次の回転角度Ａ２を設定して、当該回転角度Ａ２の放射線投影画像を用いた上述のステップＳ１０３～ステップＳ１１０の処理の開始を指示し、回転角度Ａｎまでこれを繰り返す。以上の処理により、呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１～Ａｎの複数の差分情報と、呼吸位相ｐ１，回転角度Ａ１～Ａｎの組合せごとの再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の画素の輝度更新量候補値Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）がデータベース１１１に記録される。

　次に、輝度更新量算出部１０８は、呼吸位相ｐ１について、回転角度Ａ１～Ａｎごとに算出した、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の各画素についての輝度更新量候補値を用いて、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１における、輝度更新量候補値が算出された各画素の輝度更新量を算出する（ステップＳ１１２）。

　より具体的には、図６の（ｂ）で示すように、輝度更新量算出部１０８は、呼吸位相ｐ１の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の画素について、回転角度Ａ１～Ａｎごとに算出された輝度更新量候補値Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の平均を、輝度更新量として算出する。

　または、輝度更新量算出部１０８は、ステップＳ１１１の判定に基づいて回転角度Ａ１～Ａｎの繰り返しの処理ごとにステップＳ１０１で生成した放射線投影画像が異なる呼吸位相のタイミングで生成されている場合には、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１が示す呼吸位相に最も近い呼吸位相のタイミングで生成された放射線投影画像を用いてステップＳ１０２～ステップＳ１０９の処理が行われた場合の輝度更新量候補値Ｒ（ｘ，ｙ，ｚ）の重みが最も重くなるようにして重み付けを行って、輝度更新量を算出してもよい。例えば、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１が示す呼吸位相をｐとし、回転角度Ａｉと呼吸位相がｐiの放射線投影画像を利用して算出した輝度更新量候補値をＲｉとすると、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の輝度更新量候補値が算出された画素ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）の輝度更新量Ｄを、

により算出する。ここで式（３）におけるΩは、Ω＝Σωｉを示しており、たとえば、ωｉは

である。

　ＣＴ画像更新部１０９は、再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の輝度更新量候補値が算出された各画素について算出した輝度更新量Ｄを、対象となる呼吸位相ｐ１の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１内の対応する画素の値に加算して、当該再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１の各画素の値を更新し、再構成ＣＴ画像データを再構成ＣＴ画像データ_ｋ＋１Ｄ１に更新する（ステップＳ１１３）。次に、制御部１０１は、更新処理後の再構成ＣＴ画像データ_ｋ＋１Ｄ１と、更新前の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１とを比較する。この比較処理においては、更新処理後の再構成ＣＴ画像データ_ｋ＋１Ｄ１のある画素と、当該ある画素に対応する更新前の再構成ＣＴ画像データ_ｋＤ１の画素の輝度差を、全ての対応する画素について算出し、その総和が閾値未満かを判定する（ステップＳ１１４）。そして、閾値未満であれば、当該更新処理後の再構成ＣＴ画像データＤ１により処理終了と判定する。閾値以上である場合には、ステップＳ１０４からの処理を繰り返す（_ｋＤ１の_ｋが更新され、_ｋ＋１Ｄ１となる）。繰り返しの処理においては、更新処理後の再構成ＣＴ画像データ（_ｋ＋１Ｄ１）が利用されることとなる。

　また、ステップＳ１１４において、閾値未満である場合には、ステップＳ１０２～ステップＳ１１４の処理を再構成ＣＴ画像データ作成対象である全ての呼吸位相ｐｍ（ｍ＝１…ｍ）について行ったかを判定し（ステップＳ１１５）、行っていない場合には、他の呼吸位相についてステップＳ１０１～ステップＳ１１４の処理を行う。これにより、全ての呼吸位相ｐｍについてのＣＴ画像の更新処理が終了する。

　ここで、上述のＣＴ画像の更新処理によれば、事前に作成され、データベース１１１に記録されたＣＴ画像データ群(初期設定ＣＴ画像データ群)を用いてデータを更新する処理を行っているため、患部に放射線を照射する直前に既にデータベース１１１に記録されているＣＴ画像データ群を利用すれば、新たに生成した放射線投影画像を用いて、上述の更新処理を行うだけで、短時間で画質のよいＣＴ画像を得ることができる。そして、この画質のよいＣＴ画像を用いて、患部の追尾処理を行うことによって、精度高く患部位置へ放射線を照射することができるようになる。

　また、上述の処理によれば、輝度更新量候補値が算出された各画素についてのみ輝度更新量を算出し、当該輝度更新量によりＣＴ画像の更新処理を行っているため、輝度更新量候補値が算出されない画素については更新処理を行う必要がない。従って、更新処理を行わない画素分だけ、更新処理を完了するまでの時間を短縮することができる。

　図７は従来更新処理を行うことのできるＣＴ画像の範囲との違いを示す図である。
　従来のＦＢＰ法を利用した技術におけるＣＴ画像の作成方法は、複数の放射線投影画像によって生成することのできる円形のＣＴ画像の範囲71を対象とする。なお、図７の破線はそれぞれのセンサアレイ（FPD）で撮影出来る範囲を示している。本実施形態による画質の良いＣＴ画像の更新処理においては、予め生成されたＣＴ画像をユーザに選択させ、当該ＣＴ画像全体の更新処理を行うことができるため、従来に比べて範囲の広いＣＴ画像（矩形のCT画像の範囲72）の更新処理（画質のよいＣＴ画像の作成）を行うことができる。

　そして、放射線治療装置制御装置１は、上述の更新処理後のＣＴ画像を利用して、患部の追尾処理を行い、当該追尾した患部に対して放射線照射制御を行う。ここで、放射線治療装置制御装置１の患部位置追尾部１１０は、生体に取付けられた赤外線マーカの動きを赤外線カメラにより検出した放射線治療装置３から、当該赤外線マーカが示す生体の時間経過に応じた呼吸位相の情報を入力する。また患部位置追尾部１１０は、ユーザの操作に基づいて更新処理後の呼吸位相ごとのＣＴ画像を、放射線治療装置制御装置１に接続されている表示部（モニタなど）に表示する。そしてユーザが、呼吸位相ごとの更新処理後のＣＴ画像において患部位置を選択し、制御部１０１が、その情報を受け付ける。例えば患部の情報として呼吸位相ごとのＣＴ画像中の患部位置の座標の指定を受け付ける。患部位置追尾部１１０は、呼吸位相ごとのＣＴ画像中の患部位置の座標（移動位相）と、赤外線マーカの動きに基づく時間経過に応じた呼吸位相とに基づいて、呼吸位相と患部の移動位相との相関モデル式を生成する。そして、患部位置追尾部１１０は、生成した相関モデル式をデータベース１１１に登録しておく。

　追尾処理においては、放射線治療装置制御装置１の患部位置追尾部１１０は、生体に取付けられた赤外線マーカが示す時間経過に応じた呼吸位相の情報を放射線治療装置３から取得し、時間経過に応じた当該呼吸位相に対応する患部位置を、相関モデル式を用いて時間経過ごとに算出する。そして、患部位置追尾部１１０は、時間の経過に従って、順次、算出した患部位置を放射線治療装置３へ送信し、当該放射線治療装置３が受信した患部位置へ放射線を照射する。
　以上の処理により、画質の良い更新処理後のＣＴ画像を用いた患部位置の追尾を行うことにより、患部位置に精度の高く放射線を照射することができる。

　上記実施例では、放射線投影画像は放射線治療装置に具備した線源及びセンサアレイをもとに作成する場合を例に取り示した。しかし、放射線投影画像は、例えば放射線治療装置とは別に具備した診断装置（ＣＴ，ＭＲＩ）により作成したものでも構わない。
　なお、上述の放射線治療装置制御装置や放射線治療装置は内部に、コンピュータシステムを有している。そして、上述した各処理の過程は、プログラムの形式でコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記憶されており、このプログラムをコンピュータが読み出して実行することによって、上記処理が行われる。ここでコンピュータ読み取り可能な記録媒体とは、磁気ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ－ＲＯＭ、半導体メモリ等をいう。また、このコンピュータプログラムを通信回線によってコンピュータに配信し、この配信を受けたコンピュータが当該プログラムを実行するようにしても良い。

　また、上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良い。
さらに、前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるもの、いわゆる差分ファイル（差分プログラム）であっても良い。

データベースに記録されたＣＴ画像データ群(初期設定ＣＴ画像データ群)を用いてデータを更新する処理を行っているため、新たに生成した放射線投影画像を用いて、更新処理を行うだけで、短時間で画質のよいＣＴ画像を得ることができる。

１・・・放射線治療装置制御装置
３・・・放射線治療装置
１０１・・・制御部
１０２・・・ＣＴ画像選択部
１０３・・・放射線投影画像生成部
１０５・・・回転角度検出部
１０６・・・再構成画像生成部
１０７・・・差分情報生成部
１０８・・・輝度更新量算出部
１０９・・・ＣＴ画像更新部
１１０・・・患部位置追尾部
１１１・・・データベース

Claims

　線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御し、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置であって、
　体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択するＣＴ画像選択部と、
　を備える放射線治療装置制御装置。
　前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成し、当該放射線投影画像とこの放射線投影画像の生成時に前記線源及び前記センサアレイを回転させた際の回転角度と前記放射線投影画像の生成時の体動位相とを対応付けて記録する放射線投影画像生成部と、
　前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出する回転角度検出部と、
　前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成する再構成画像生成部と、
　前記放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成する差分情報生成部と、
　前記線源と前記センサアレイの検出素子とを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定し、当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出するとともに、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出する輝度更新量算出部と、
　前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する更新部と、
　を備える請求項１に記載の放射線治療装置制御装置。
　前記初期設定ＣＴ画像及び前記更新部が更新を行なう範囲は、複数の回転角度の放射線投影画像に基づいて生成されるＣＴ画像の範囲よりも大きい範囲のＣＴ画像である
　請求項１に記載の放射線治療装置制御装置。
　前記輝度更新量算出部は、前記更新対象のＣＴ画像データの体動位相に近い体動位相の初期設定ＣＴ画像と、当該初期設定ＣＴ画像の体動位相に近い他の体動位相の初期設定ＣＴ画像との差に基づいて前記輝度値の変化のしやすさを求める
　請求項２または請求項３に記載の放射線治療装置制御装置。
　前記輝度更新量算出部は、前記更新対象のＣＴ画像データの体動位相に近い体動位相の初期設定ＣＴ画像と、任意の体動位相に対応する放射線投影画像に基づいて生成された更新対象のＣＴ画像データとの差に基づいて前記輝度値の変化のしやすさを求める
　請求項２または請求項３に記載の放射線治療装置制御装置。
　前記生体の体動位相と前記生体内の患部の位置との相関を示す相関モデル式を用いて、実測した前記生体の体動位相に対応する前記患部の位置を算出し、患部の位置を追尾する患部位置追尾部と、
　を備える請求項５に記載の放射線治療装置制御装置。
　線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御し、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置の処理方法であって、
　体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択し、
　前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成し、当該回転角度を別途取得する呼吸位相と対応付け、
　前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出し、
　前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成し、
　前記特定した放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成し、
　前記線源と前記センサアレイとを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定し、当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出するとともに、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出し、
　前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する
　処理方法。
　線源とセンサアレイとの間に配置された生体に前記線源から放射線を照射して前記生体の患部を治療する放射線治療装置を制御し、前記センサアレイで検出された情報に基づいてコンピュータトモグラフィ画像（ＣＴ画像）を生成する放射線治療装置制御装置のコンピュータを、
　体動位相ごとに予め生成されたＣＴ画像データ群の中から、設定された体動位相のＣＴ画像データを更新対象のＣＴ画像データとして選択するＣＴ画像選択手段、
　前記線源及び前記センサアレイを回転させて複数の回転角度それぞれに応じた放射線投影画像を生成し、当該回転角度を別途取得する呼吸位相と対応付ける放射線投影画像生成手段、
　前記放射線投影画像の生成時の前記回転角度を検出する回転角度検出手段、
　前記更新対象のＣＴ画像データを、前記検出した回転角度で前記線源側から前記センサアレイ側に投影した場合の再構成画像を生成する再構成画像生成手段、
　前記放射線投影画像の各画素と前記生成した再構成画像の各画素とを比較して、それら各画素についての輝度差を示す差分情報を生成する差分情報生成手段、
　前記線源と前記センサアレイとを結ぶ直線上の画素を、前記更新対象のＣＴ画像データにおいて特定し、当該特定した画素の輝度値における変化のしやすさと前記差分情報に基づいて、輝度更新量候補値を当該特定した画素それぞれについて算出するとともに、対象とする体動位相に対応する複数の前記回転角度について算出した当該特定した画素それぞれの前記輝度更新量候補値を用いて、当該特定した画素それぞれの輝度更新量を算出る輝度更新量算出手段、
　前記特定した画素それぞれの輝度更新量を用いて、前記更新対象のＣＴ画像データの対応する各画素の輝度値を更新する更新手段、
　として機能させるプログラム。