WO2013129450A1 - 治療計画装置及び治療計画方法並びにそのプログラム - Google Patents

治療計画装置及び治療計画方法並びにそのプログラム Download PDF

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WO2013129450A1
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representative
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保恒 鈴木
平岡　真寛
幸憲 松尾
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三菱重工業株式会社
国立大学法人京都大学
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    • A61N5/1081—Rotating beam systems with a specific mechanical construction, e.g. gantries
    • A61N5/1082—Rotating beam systems with a specific mechanical construction, e.g. gantries having multiple beam rotation axes

Definitions

  • the present invention relates to a treatment planning apparatus, a treatment planning method, and a program thereof that specify the position of a specific part in a subject and calculate the radiation dose irradiated to the specific part.
  • Radiotherapy is known in which radiation is applied to an affected area, which is a specific site within a subject. In this radiotherapy, it is necessary to determine the dose of radiation and the position of the radiation source that are applied to a specific site (affected area) using a treatment planning device.
  • Patent Document 1 discloses a technique for estimating the position of an affected area from a relative position with respect to the position.
  • Patent Document 2 discloses a technique for calculating the radiation dose irradiated to a specific part.
  • some aspects of the present invention provide a treatment planning apparatus, a treatment planning method, and a program thereof that can measure the radiation dose of a specific part that moves or changes in range within a subject with time. It is an object.
  • a treatment planning apparatus that specifies a position of a specific part in a subject and calculates a radiation dose irradiated to the specific part is in the vicinity of the specific part.
  • a specific part position calculation unit that calculates position information of the specific part for a plurality of times according to the passage of time based on the positions of a plurality of markers located at the position, and a three-dimensional range of the specific part is generated for each of the plurality of times
  • the specific part range information generation unit to perform and a range including all the three-dimensional ranges of the specific part for each of the plurality of times when the position information of the specific part for each of the plurality of times is set as the same reference point
  • the representative region representative range information generating unit that generates representative range information, and the representative range information indicates the position information of the specific region for the plurality of times.
  • Serial and a radiation amount calculation unit that calculates the amount of radiation in the range of the specific portion of the shown typical range information when the radiation in the range of the
  • the specific part position calculation unit acquires reference position information indicating a position in the subject at a reference time of each of the specific part and the plurality of markers.
  • a relative position information calculation unit that generates relative position information based on the position indicated by the reference position information of the representative point at the position indicated by the reference position information of the specific part, and at another time different from the reference time
  • a marker position information acquisition unit that acquires position information of the plurality of markers in the subject and position information of the plurality of markers at the other time of the plurality of markers. From the representative point position information calculation unit that generates position information of the representative point in the subject, the position information of the representative point, and the relative position information, position information of the specific part at the other time is generated.
  • a specific part position information calculation unit is generated from the representative point position information calculation unit that
  • the representative point reference position information calculation unit specifies a weighting factor for each of the plurality of markers, and the plurality of markers weighted by the weighting factor. Based on the position information, reference position information of the representative point is generated, and the representative point position information calculation unit generates position information of the representative point based on the position information of the plurality of markers weighted by the weighting factor.
  • a treatment planning method of a treatment planning apparatus for identifying a position of a specific part in a subject and calculating a radiation dose irradiated to the specific part includes a specific part position calculating unit, Based on the positions of a plurality of markers located in the vicinity of the specific part, the position information of the specific part for a plurality of times according to the passage of time is calculated, and the specific part range information generation unit is configured to generate a three-dimensional range of the specific part. Is generated for each of the plurality of times, and the specific part representative range information generation unit uses the position information of the specific part for each of the plurality of times as the same reference point.
  • Representative range information indicating a range including all three-dimensional ranges is generated, and the radiation dose calculation unit follows the positional information of the specific part for the plurality of times, and Information said calculating the amount of radiation in the range of the specific portion of the shown typical range information when the radiation in the range of the specific portion was irradiated predetermined time indicated.
  • a program for executing a computer of a treatment planning apparatus that specifies a position of a specific site in a subject and calculates a radiation dose to be irradiated to the specific site is stored in the specific site.
  • Specific part position calculating means for calculating position information of the specific part for a plurality of times according to the passage of time based on the positions of a plurality of markers located in the vicinity, and generating a three-dimensional range of the specific part for each of the plurality of times
  • a specific part range information generating means for representing a range including all the three-dimensional ranges of the specific part for each of the plurality of times when the position information of the specific part for each of the plurality of times is the same reference point
  • Specific part representative range information generating means for generating range information, following the position information of the specific part for the plurality of times, Radiation amount calculating means for calculating the amount of radiation in the range of the specific portion indicated by the typical range information when the radiation is irradiated for a predetermined time in the range of the specific portion indicated by the typical range information, to function as a.
  • the present invention it is possible to calculate the radiation dose more accurately when the irradiation range is set so that the irradiation leakage to the specific part does not occur.
  • FIG. 2 is a functional block diagram of a treatment planning device 1.
  • FIG. 3 is a functional block diagram of a specific part position calculation unit 130.
  • FIG. 6 is a first diagram illustrating a flowchart of processing of a specific part position calculation unit. It is a 2nd figure which shows the flowchart of a process of the specific site
  • FIG. 10 is a third diagram illustrating a flowchart of the process of the specific part position calculation unit 130.
  • FIG. 1 It is a figure explaining an example of the calculation method of a relative parameter. It is a figure which shows the correspondence of the displacement amount from the reference position of a specific part, and the displacement amount from the reference position of a marker. It is a figure which shows the process outline
  • FIG. 1 It is a figure explaining an example of the calculation method of a relative parameter. It is a figure which shows the correspondence of the displacement amount from the reference position of a specific part, and the displacement amount from the reference position of a marker. It is a figure which shows the process outline
  • FIG. 1 is a diagram showing a radiotherapy system including a treatment planning apparatus according to the embodiment.
  • symbol 1 has shown the treatment planning apparatus.
  • Reference numeral 2 denotes a radiotherapy apparatus control apparatus, and reference numeral 3 denotes a radiotherapy apparatus.
  • the treatment planning device 1 and the radiation treatment device control device 2 are connected by communication.
  • the radiotherapy device control device 2 and the radiotherapy device 3 are communicatively connected.
  • the treatment planning apparatus 1 is an apparatus for determining position information of a specific part such as an affected part existing in a subject such as a human or calculating a radiation dose.
  • the radiotherapy device control device 2 is a device that controls the radiotherapy device based on the plan information generated by the treatment plan device 1.
  • the radiotherapy apparatus 3 is an apparatus that irradiates radiation so as to pass a position indicated by position information of a specific part based on an instruction from the radiotherapy apparatus control apparatus 2.
  • FIG. 2 is a view showing the radiation therapy apparatus 3.
  • the radiotherapy device 3 includes a turning drive device 11, an O-ring 12, a traveling gantry 14, a swing mechanism 15, and a therapeutic radiation irradiation device 16.
  • the turning drive device 11 supports the O-ring 12 on the base so as to be rotatable about the rotation shaft 17, and is rotated by the radiotherapy device control device 2 to rotate the O-ring 12 about the rotation shaft 17.
  • the rotating shaft 17 is parallel to the vertical direction.
  • the O-ring 12 is formed in a ring shape with the rotation shaft 18 as a center, and supports the traveling gantry 14 so as to be rotatable about the 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 further fixed to the O-ring 12, that is, rotates around the rotating shaft 17 together with the O-ring 12.
  • the traveling gantry 14 is formed in a ring shape centered on the rotation shaft 18, and is disposed so as to be concentric with the ring of the O-ring 12.
  • the radiation therapy apparatus 3 further includes a travel drive device (not shown). The travel drive device is controlled by the radiotherapy device control device 2 to rotate the travel gantry 14 around the rotation shaft 18.
  • the swing mechanism 15 is fixed to the inside of the ring of the traveling gantry 14 and supports the therapeutic radiation irradiation device 16 on the traveling gantry 14 so that the therapeutic radiation irradiation device 16 is disposed inside the traveling gantry 14. Yes.
  • the head swing mechanism 15 has a pan axis 21 and a tilt axis 22.
  • the tilt shaft 22 is fixed to the traveling gantry 14 and is parallel to the rotation axis 18 without intersecting the rotation axis 18.
  • the pan axis 21 is orthogonal to the tilt axis 22.
  • the head swing mechanism 15 is controlled by the radiation therapy apparatus control apparatus 2 to rotate the treatment radiation irradiation apparatus 16 about the pan axis 21 and rotate the treatment radiation irradiation apparatus 16 about the tilt axis 22.
  • the therapeutic radiation irradiation device 16 is controlled by the radiotherapy device control device 2 to emit the therapeutic radiation 23.
  • the therapeutic radiation 23 is radiated substantially along a straight line passing through an intersection where the pan axis 21 and the tilt axis 22 intersect.
  • the therapeutic radiation 23 is formed to have a uniform intensity distribution.
  • the therapeutic radiation irradiation device 16 includes an MLC (multi-leaf collimator) 20.
  • the MLC 20 is controlled by the radiotherapy apparatus control apparatus 2 and changes the shape of the irradiation field when the patient is irradiated with the therapeutic radiation 23 by shielding a part of the therapeutic radiation 23.
  • the therapeutic radiation 23 is once adjusted so that the therapeutic radiation irradiation device 16 is directed to the isocenter 19 by the swing mechanism 15 by the therapeutic radiation irradiation device 16 being supported by the traveling gantry 14 in this manner. Even if the O-ring 12 is rotated by the turning drive device 11 or the traveling gantry 14 is rotated by the traveling drive device, the O-ring 12 always passes through the isocenter 19 at all times. That is, by running and / or turning, the therapeutic radiation 23 can be irradiated from any direction toward the isocenter 19.
  • the radiotherapy apparatus 3 further includes a plurality of imager systems. That is, the radiotherapy apparatus 3 includes diagnostic X-ray sources 24 and 25 and sensor arrays 32 and 33.
  • the diagnostic X-ray source 24 is supported by the traveling gantry 14.
  • the diagnostic X-ray source 24 is disposed inside the ring of the traveling gantry 14, and an angle formed by a line segment connecting the 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 arranged at a position that makes an acute angle.
  • the diagnostic X-ray source 24 is controlled by the radiotherapy apparatus controller 2 and emits diagnostic X-rays 35 toward the isocenter 19.
  • the diagnostic X-ray 35 is a conical cone beam which is emitted from one point of the diagnostic X-ray source 24 and has the one point as a vertex.
  • the diagnostic X-ray source 25 is supported by the traveling gantry 14.
  • the diagnostic X-ray source 25 is disposed inside the ring of the traveling gantry 14, and an angle formed by a line segment connecting the 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 arranged at a position that makes an acute angle.
  • the diagnostic X-ray source 25 is controlled by the radiotherapy apparatus controller 2 and emits diagnostic X-rays 36 toward the isocenter 19.
  • the diagnostic X-ray 36 is a cone-shaped cone beam emitted from one point of the diagnostic X-ray source 25 and having the one point as a vertex.
  • the sensor array 32 is supported by the traveling gantry 14.
  • the sensor array 32 receives the diagnostic X-ray 35 emitted from the diagnostic X-ray source 24 and transmitted through the subject around the isocenter 19 and generates a transmission image of the subject.
  • the sensor array 33 is supported by the traveling gantry 14.
  • the sensor array 33 receives the diagnostic X-ray 36 emitted from the diagnostic X-ray source 25 and transmitted through the subject around the isocenter 19 and generates a transmission image of the subject.
  • Examples of the sensor arrays 32 and 33 include FPD (Flat Panel Detector) and X-ray II (Image Intensifier).
  • the radiation therapy apparatus 3 further includes a sensor array 31.
  • the sensor array 31 is arranged so that a line segment connecting the sensor array 31 and the therapeutic radiation irradiation device 16 passes through the isocenter 19 and is fixed inside the ring of the traveling gantry 14.
  • the sensor array 31 receives the therapeutic radiation 23 emitted from the therapeutic radiation irradiation device 16 and transmitted through the subject around the isocenter 19, and generates a transmission image of the subject.
  • Examples of the sensor array 31 include FPD and X-ray II.
  • the radiation therapy apparatus 3 further includes a couch 41 and a couch driving device 42.
  • the couch 41 is used when a patient 43 to be treated by the radiation therapy system lies down.
  • the couch 41 includes a fixture not shown. The fixture secures the patient to the couch 41 so that the patient does not move.
  • the couch driving device 42 supports the couch 41 on the base and moves the couch 41 under the control of the radiation therapy device control device 2.
  • FIG. 3 is a diagram showing a patient (subject) 43.
  • the patient 43 has a specific part 61 inside the body.
  • the specific part 61 indicates an affected part of the patient 43 and is a part to which the therapeutic radiation 23 is to be irradiated.
  • As the specific part 61 a part of the lung is exemplified.
  • a plurality of markers 62 are arranged in the body of the patient 43.
  • the marker 62 is a minute metal piece embedded in the vicinity of the specific part 61 with the intention of staying at a predetermined position with respect to the specific part 61 in order to detect the position of the specific part 61, for example, using gold. It is done.
  • the marker 62 may be embedded by being injected into the subject from the needle of a syringe, or may be embedded by other methods such as surgery.
  • FIG. 4 is a functional block diagram of the treatment planning apparatus 1.
  • the treatment planning apparatus 1 includes a control unit 110, a communication unit 120, a specific site position calculation unit 130, a specific site range information generation unit 140, a specific site representative range information generation unit 150, and a radiation dose calculation unit 160.
  • Each processing unit and a storage unit 170 that stores information used for processing are provided.
  • the control unit 110 controls each processing unit.
  • the communication unit 120 is a processing unit that communicates with the radiotherapy device control apparatus 2.
  • the specific part position calculation unit 130 is a processing unit that calculates position information of a specific part for a plurality of times according to the passage of time based on the position of a marker located in the vicinity of the specific part.
  • the specific part range information generation unit 140 is a processing unit that generates a three-dimensional range of the specific part for each of a plurality of times.
  • the specific part representative range information generation unit 150 displays representative range information indicating a range including all the three-dimensional ranges of the specific part for each of the plurality of times when the position information of the specific part for each of the plurality of times is set as the same reference point. A processing unit to be generated.
  • the radiation dose calculation unit 160 follows the positional information of the specific part for a plurality of times, and within the specific part range indicated by the representative range information when the specific range indicated by the representative range information is irradiated with radiation for a predetermined time. It is a process part which calculates the radiation dose irradiated.
  • FIG. 5 is a functional block diagram of the specific part position calculation unit 130.
  • the specific part position calculation unit 130 includes a reference position information acquisition unit 51, a representative point reference position information calculation unit 52, a relative position information calculation unit 53, a marker position information acquisition unit 54, and a representative point position information calculation unit. 55, a specific part position information calculation unit 56.
  • the reference position information acquisition unit 51 acquires reference position information indicating the positions of the specific part 61 and the plurality of markers 62 in the patient 43 at the reference time.
  • the reference position information acquisition unit 51 acquires the reference position information from a three-dimensional CT image generated based on a transmission image captured by the radiation therapy apparatus 3.
  • the reference position information of the specific part 61 and the plurality of markers 62 is expressed as three-dimensional coordinates.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 generates representative point reference position information indicating the positions of the representative points of the plurality of markers 62 at the reference time in the subject.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 specifies a weighting factor for each of the plurality of markers 62.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 calculates the reference position of the representative point by multiplying the weighting coefficient of the corresponding marker 62 by the three-dimensional coordinates indicated by the reference position information for each of the plurality of markers 62.
  • Representative point reference position information including the reference position of the point is generated.
  • the three-dimensional coordinates indicated by the reference position information for each of the plurality of markers 62 are acquired by the reference position information acquisition unit 51.
  • the position information of the weighted center of gravity of each position indicated by the reference position information of the plurality of markers 62 is the representative point reference position information.
  • the representative point reference position information is generated as three-dimensional coordinates. That is, coordinates of the n-th marker 62 (X n, Y n, Z n), when the number of markers 62 N, the weighting factors of the n-th marker 62 and W n, the reference representative point G a Reference position information (X Ga , Y Ga , Z Ga ) indicating the position can be calculated by the following formulas (1a) to (1c).
  • X Ga (X 1 W 1 + X 2 W 2 + X 3 W 3 + ⁇ + X N W N) / N ⁇ (1a)
  • Y Ga (Y 1 W 1 + Y 2 W 2 + Y 3 W 3 + ⁇ + Y N W N) / N ⁇ (1b)
  • Z Ga (Z 1 W 1 + Z 2 W 2 + Z 3 W 3 +... + Z N W N ) / N (1c)
  • the relative position information calculation unit 53 generates relative position information based on the position indicated by the representative point reference position information of the position indicated by the reference position information of the specific part 61.
  • the reference position information of the specific part 61 is acquired as three-dimensional coordinates by the reference position information acquisition unit 51, and the representative point reference position information is generated as three-dimensional coordinates by the representative point reference position information calculation unit 52. Therefore, the relative position information calculation unit 53 generates relative position information based on the difference between the three-dimensional coordinates of the position indicated by the reference position information of the specific part 61 and the three-dimensional coordinates of the position indicated by the representative point reference position.
  • the marker position information acquisition unit 54 acquires position information of the plurality of markers 62 at a time t different from the reference time after a predetermined time has elapsed from the reference time. In this process, the marker position information acquisition unit 54 uses the three-dimensional CT generated by the radiation therapy apparatus 3 to obtain the position information of the plurality of markers 62 at time t, similarly to the reference position information of the plurality of markers 62 described above. Obtain from an image. The position information of the plurality of markers 62 is expressed as three-dimensional coordinates.
  • the representative point position information calculation unit 55 generates representative point position information at time t from the position information of the plurality of markers 62 at time t different from the reference time acquired by the marker position information acquisition unit 54.
  • the representative point position information calculation unit 55 specifies a weighting factor for each of the plurality of markers 62 as in the representative point reference position information calculation unit 52.
  • the representative point position information calculation unit 55 multiplies the identified weighting factor for each of the plurality of markers 62 by the three-dimensional coordinates at the time t for each of the plurality of markers 62 to calculate the position of the representative point. Generate.
  • the three-dimensional coordinates at time t for each of the plurality of markers 62 are acquired by the marker position information acquisition unit.
  • the representative point position information calculation unit 55 generates the positions of the weighted gravity centers at the time t of the plurality of markers 62 as representative point position information.
  • This representative point position information is represented as three-dimensional coordinates.
  • Formula for calculating the position of the representative point G b is the same as the above-mentioned formula (1).
  • the specific part position information calculation unit 56 calculates the position information of the specific part 61 at time t from the representative point position information generated by the representative point position information calculation unit 55 and the relative position information generated by the relative position information calculation unit 53. Is generated.
  • the specific part position information calculation unit 56 adds the three-dimensional coordinates of the position indicated by the representative point position information at the time t and the three-dimensional coordinates of the relative position indicated by the relative position information to thereby obtain the specific part 61 at the time t. Generate location information.
  • the specific part position information calculation unit 56 transmits the calculated position information of the specific part 61 at time t to the radiotherapy apparatus control apparatus 2. And the radiotherapy apparatus control apparatus 2 controls the radiotherapy apparatus 3 based on the position information. As a result, the radiation therapy apparatus 3 controls the swing mechanism 15 so that the therapeutic radiation 23 irradiates the position indicated by the position information calculated by the specific part position information calculation unit 56 based on the control of the radiation therapy apparatus control apparatus 2. Is used to drive the therapeutic radiation irradiation device 16, and the MLC 20 is used to control the shape of the irradiation field of the therapeutic radiation 23.
  • the radiotherapy device control apparatus 2 controls the emission of the therapeutic radiation 23 using the therapeutic radiation irradiation device 16 of the radiotherapy device 3 after controlling the driving of the swing mechanism 15 and the MLC 20.
  • the radiotherapy device controller 2 controls the turning drive device 11 or the travel drive device or the couch drive device 42 of the radiotherapy device 3 so that the therapeutic radiation 23 irradiates the position of the specific part 61, and the patient
  • the positional relationship between 43 and the therapeutic radiation irradiation device 16 can also be changed.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a processing flow of the treatment planning apparatus 1.
  • the treatment planning apparatus 1 stores a CT image of the subject at each of a plurality of times t corresponding to the passage of time in the storage unit 170.
  • the CT image is data generated from a transmission image of the subject imaged by the radiation therapy apparatus 1.
  • the specific part position calculation unit 130 of the treatment planning apparatus 1 reads CT images of the subject for a plurality of times from the storage unit 170 (step S101).
  • the specific part position calculation unit 130 detects the positions of the plurality of markers 62 located in the vicinity of the specific part 61 from the CT image, and calculates the position information of the specific part 61 based on the positions of the plurality of markers 62. Similarly, the specific part position calculation unit 130 calculates the position information of the specific part 61 at each time by using CT images at other times. Thereby, the specific part position calculation part 130 calculates the positional information of the specific part 61 about several time according to progress of time (step S102). The position of the marker 62 and the position of the specific part 61 are represented by three-dimensional coordinates.
  • FIG. 7 is a first diagram illustrating a flowchart of the process of the specific part position calculation unit 130.
  • the specific part position calculation unit 130 inputs three-dimensional coordinates as reference position information of the specific part 61 and the plurality of markers 62 based on the three-dimensional CT image read from the storage unit 170 (step S701).
  • the three-dimensional coordinates of the reference position information of the plurality of markers 62 may be input from the three-dimensional CT image displayed on the screen based on the coordinates designated by the doctor using an input means such as a mouse.
  • a processing unit that detects luminance from the luminance values of a plurality of markers in the CT image and automatically calculates coordinates from the luminance may be provided and input from the processing unit.
  • the three-dimensional coordinates of the position information of the specific part 61 may be input from a three-dimensional CT image displayed on the screen based on coordinates designated by a doctor using an input means such as a mouse.
  • the three-dimensional coordinates of the position information of the specific part 61 are automatically obtained by using an image of the specific part 61 stored in advance and performing image processing such as pattern matching on the image of the specific part in the three-dimensional CT image matching the image.
  • coordinates such as the center of the range of the specific part may be input as position information of the specific part 61.
  • the specific part position calculation unit 130 generates the representative point reference position information of the plurality of markers 62 at the reference time from the three-dimensional coordinates indicating the reference position information of the plurality of markers 62 acquired in step S701 (step S702).
  • the representative point reference position information is expressed as three-dimensional coordinates. Specific generation processing will be described later.
  • the specific part position calculation unit 130 generates relative position information of the position indicated by the reference position information of the specific part 61 with the representative point reference position as a base point (step S703). Specifically, the difference between the three-dimensional coordinates of the position indicated by the representative point reference position and the three-dimensional coordinates of the position indicated by the reference position information of the specific part 61 is obtained.
  • the specific part position calculation unit 130 obtains position information of the plurality of markers 62 from a three-dimensional CT image generated from a transmission image captured at a time t different from the reference time, similarly to step S701. Input (step S704). Then, the specific part position calculation unit 130 generates representative point position information of the plurality of markers 62 at time t from the position information of the plurality of markers 62 (step S705).
  • the position information of the plurality of markers 62 is expressed as three-dimensional coordinates. Specific generation processing of representative point position information of the plurality of markers 62 will be described later.
  • the specific part position calculation unit 130 calculates the position of the specific part 61 at time t from the relative position information indicating the relative position calculated in step S703 and the representative point position information indicating the position of the representative point at time t calculated in step S705. Information is calculated (step S706). Specifically, the position indicated by the three-dimensional coordinates obtained by adding the three-dimensional coordinates of the position indicated by the relative position information to the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information of the representative point is calculated as the position information of the specific part 61.
  • the specific part position calculation unit 130 acquires the position information of the specific part 61 in this way, and determines whether the position information of the specific part 61 has been calculated from the three-dimensional CT images generated for all times. When the specific part position calculation unit 130 has not calculated the position information of the specific part 61 from the three-dimensional CT images generated for all times, the specific part position calculation unit 130 proceeds to the process of step S704 and proceeds to the next time. The CT image of t is input and the calculation process of the position information of the same specific part 61 is repeated. In addition, when the position information of the specific part 61 is calculated from the three-dimensional CT images generated for all times, the specific part position calculation unit 130 calculates the position information of the specific part 61 calculated for each time t. The information is recorded in the storage unit 170, and the control unit 110 is notified of the end of processing.
  • FIG. 8 is a second diagram illustrating a flowchart of the process of the specific part position calculation unit 130.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 of the specific part position calculation unit 130 calculates reference position information of the representative point at the reference time, as shown in FIG.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 specifies a weighting factor for each of the plurality of markers 62 (step S801). This weighting coefficient is specified in three dimensions, as is the position information of the marker 62. That is, the weighting factor W is represented in the form of (W x , W y , W z ).
  • the representative point reference position information calculation unit 52 multiplies the identified weight coefficient by the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information of the corresponding marker 62 (step S802).
  • the representative point reference position information calculation unit 52 generates position information of the representative point based on the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information for each of the plurality of markers 62 multiplied by the weighting coefficient thus calculated (step S803). ).
  • the calculation formula is the same as the above formula (1).
  • the representative point reference position information calculation unit 52 uses the position information at the reference time of the representative points of the plurality of markers 62 thus obtained as the representative point reference position information for the plurality of markers 62 to the relative position information calculation unit 53. Output.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 calculates the reciprocal of the distance between the specific part 61 and the plurality of markers 62 for each of the plurality of markers 62 and uses it as a weighting factor for each of the plurality of markers 62. Identify.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 indicates the distance between the specific part 61 and the plurality of markers 62, the three-dimensional coordinates of the position indicated by the reference position information of the specific part 61 at the reference time, and the reference of the plurality of markers 62 at the reference time. The absolute value of the difference from the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information is obtained.
  • FIG. 9 is a third diagram illustrating a flowchart of the process of the specific part position calculation unit 130.
  • the representative point position information calculation unit 55 of the specific part position calculation unit 130 generates position information of the representative point at time t as shown in FIG.
  • the representative point position information calculation unit 55 specifies a weighting factor for each of the plurality of markers 62 (step S901). This weighting coefficient is specified in three dimensions, as is the position information of the marker 62. That is, the weighting factor W is represented in the form of (W x , W y , W z ).
  • the representative point position information calculation unit 55 multiplies the identified weight coefficient by the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information of the corresponding marker 62 (step S902).
  • the representative point position information calculation unit 55 generates position information of the representative point based on the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information for each of the plurality of markers 62 multiplied by the weighting coefficient thus calculated (step S903).
  • the calculation formula is the same as the above formula (1).
  • the representative point position information calculation unit 55 calculates the reciprocal of the distance between the specific part 61 and the plurality of markers 62 for each of the plurality of markers 62 and specifies it as a weighting factor for each of the plurality of markers 62. To do. Further, the representative point position information calculation unit 55 obtains the weighting coefficient at time t from the distance between the specific part 61 and the plurality of markers 62 at the reference time. That is, the representative point position information calculation unit 55 indicates the distance between the specific part 61 and the plurality of markers 62 at the reference time, the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information of the specific part 61 at the reference time, and the plurality of markers at the reference time. The absolute value of the difference from the three-dimensional coordinates of the position indicated by the position information 62 is obtained.
  • the treatment planning device 1 obtains a representative point from the position information of the plurality of markers 62 multiplied by the weighting coefficient corresponding to the distance from the specific part 61 by the specific part position calculation unit 130. Can do. Therefore, the weighting coefficient of the marker 62 existing at a position away from the specific part 61 is low, and the weighting coefficient of the marker 62 existing near the specific part 61 is high.
  • the marker 62 present at a position away from the specific part 61 differs from the specific part 61 in the amount of displacement and the direction of displacement, and the marker 62 present at a position close to the specific part 61 is different from the specific part 61 in the amount of displacement and the direction of displacement. It is considered similar.
  • the representative point can be calculated by increasing the weight of the marker 62 whose displacement state is similar to that of the specific part 61, the displacement state of the representative point can be brought close to the displacement state of the specific part 61. Thereby, the accuracy of the position detection of the specific part 61 can be improved.
  • the position information of such a specific part it becomes possible to detect the position of the specific part with sufficient accuracy for tracking irradiation in the radiotherapy apparatus, and treatment is performed on a normal part other than the specific part of the patient. It is possible to prevent excessive radiation from being applied.
  • a correlation parameter between the displacement amount of the specific part 61 from the reference position at a plurality of different times and the displacement amount of the marker 62 from the reference position is used. May be.
  • the correlation parameter is a parameter representing a correlation between the displacement amount from the reference position of the specific part 61 and the displacement amount from the reference position of the marker 62, and may be calculated as a correlation coefficient.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 of the specific part position calculation unit 130 obtain the position indicated by the position information of the specific part 61 at a plurality of different times, The amount of displacement from is obtained.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 of the specific part position calculation unit 130 are the position information of the marker 62 at a plurality of different times when the position of the specific part 61 is obtained. Is obtained, and the amount of displacement from the reference position is obtained.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 of the specific part position calculation unit 130 calculate the displacement amount from the reference position of the specific part 61 thus obtained and the displacement amount from the reference position for each marker 62.
  • the correlation coefficient indicates that there is no correlation between the two variables as it approaches 0, and there is a high correlation between the two variables as it approaches 1.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 specify the correlation coefficient thus calculated as a correlation parameter and use it as a weighting coefficient.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining an example of a relative parameter calculation method, in which a displacement amount from a reference position of a specific part at a plurality of times and a displacement amount from a reference position of a marker at a plurality of times. It is a figure which shows the relationship.
  • the correlation parameter may be calculated based on the amount of displacement from the reference position of the specific part 61 at a plurality of different times, and this may be used as a weighting coefficient.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 of the specific part position calculation unit 130 are based on the reference position of the specific part 61 at a plurality of different times.
  • a displacement amount and a displacement amount from a reference position of a certain marker 62 at a plurality of different times are calculated.
  • a t represents the displacement from the reference position of the specific portion 61 at time t, the relationship between the amount of displacement from the reference position of one certain marker 62a.
  • a t1 represents a correspondence relationship between the displacement amount (x 1 ) from the reference position of the specific part 61 and the displacement amount (y 1 ) from the reference position of the marker 62a at time t 1 .
  • Representative point reference position information computation unit 52 and the representative point position information calculation section 55 of the specific portion position calculating unit 130, a plurality of A t (x, y) to calculate the distance between the straight line expressed by the y x, It carries out about the marker 62a, and calculates the total value. And the reciprocal number of the said sum total value is specified as a correlation parameter, and is specified with the weighting coefficient about the said marker 62a. The same weighting factor is similarly specified for the markers 62 other than the marker 62a.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a correspondence relationship between the displacement amount from the reference position of the specific part and the displacement amount from the reference position of the marker.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 have a 45 ° slope composed of a set of plots in which the displacement amount from the reference position of the specific part 61 and the displacement amount from the reference position of the marker 62 are equal.
  • the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 specify the reciprocal of the sum as a weighting coefficient to be applied to the marker 62a. Similarly, the representative point reference position information calculation unit 52 and the representative point position information calculation unit 55 specify weight coefficients for other markers.
  • a representative point can be obtained by multiplying the marker 62 showing a high correlation with the specific part 61 by a high weighting coefficient. Therefore, the state of displacement of the representative point can be brought close to the state of displacement of the specific part 61, and the accuracy of position detection of the specific part 61 can be improved.
  • the displacement state is different even when the marker 62 is present near the specific part 61, for example, when the marker 62 exists near the heart of the subject and is greatly affected by the pulsation of the heart, etc.
  • the position of the specific part 61 can be detected with high accuracy.
  • weighting factor may be specified by being arbitrarily input by the user by the input means.
  • the weighting factors of the plurality of markers 62 can be arbitrarily specified by the user's judgment. Therefore, the position of the specific part 61 using the representative points weighted for each of the plurality of markers 62 can be detected more simply.
  • the weighting factor of at least one marker 62 among the plurality of markers 62 may be specified as 0.
  • the marker 62 used for calculation of position detection of the specific part 61 may be arbitrarily selected.
  • the calculation process of the position information of the specific part 61 described above is an operation using the center of gravity, but instead, the position information of the specific part 61 may be calculated using the distance between the marker 62 and the specific part 61. Good.
  • the calculation process of the position information of the specific part 61 by the method is as follows. (1) The positions of the specific part 61 and each marker 62 at the reference time are acquired. (2) The position of each marker 62 at another time is acquired. (3) Based on the distance between the position of each marker 62 and the position of the specific part at another time, and the distance between the position of each marker 62 and the position of the specific part at the reference time, the reference time of the distance at another time Evaluate variation from distance in. (4) As the position information of the specific part at a certain time, the position information of the specific part with the smallest distance variation error is calculated by the least square method.
  • the control unit 110 notifies the specific part range information generation unit 140 of the start of the process. Then, the specific part range information generation unit 140 generates a three-dimensional range (CTV; Critical Tumor Volume) of the specific part for each of a plurality of times (step S103). More specifically, the specific part range information generation unit 140 first displays the CT image at the time t1 read from the storage unit 170 on the screen.
  • the CT image is composed of a plurality of images of successive cross sections of the subject. In a plurality of cross-sectional images of the subject indicated by the CT image displayed at time t1 displayed on the screen, a user such as a doctor makes an entry surrounding the range of the specific part.
  • the entered information is detected by an input sensor such as a touch panel constituting the screen and output to the treatment planning apparatus 1.
  • the specific part range information generation part 140 inputs the range information of the specific part in each cross section indicated by the CT image at time t1, and generates information on the three-dimensional range of the specific part based on the information.
  • the specific part range information generation unit 140 may generate information on the three-dimensional range of the specific part by pattern matching or the like based on information on the image of the specific part stored in advance.
  • the specific part range information generation unit 140 determines whether the three-dimensional range information has been generated for all CT images at time t. If the three-dimensional range information is not generated for all CT images at time t, the next CT image at time t is read from the storage unit 170, and similarly, a plurality of images of each cross section of the CT image are read. Is output to the screen. Thereby, the specific part range information generation unit 140 repeats generation of three-dimensional range information for all CT images at time t. When the specific part range information generation unit 140 generates the three-dimensional range information for all CT images at time t stored in the storage unit 170, the specific part range information generation unit 140 notifies the control unit 110 of the end of the process.
  • the control unit 110 instructs the specific part representative range information generation unit 150 to start processing.
  • the specific part representative range information generation unit 150 includes a range that includes all of the three-dimensional ranges of the specific part for each of the plurality of times t when the position information of the specific part for each of the plurality of times t is the same reference point.
  • the representative range information shown is generated (step S104). More specifically, the specific part representative range information generation unit 150 reads from the storage unit 170 the position information (three-dimensional coordinates) of the specific part at each time t and the information of the three-dimensional range of the specific part at each time t. . Then, the specific part representative range information generation unit 150 matches the position information of the specific part at each time t as the same reference point, and generates representative range information indicating a range including all the three-dimensional ranges in that case.
  • FIG. 12 is a diagram showing an outline of processing of the specific part representative range information generation unit 150.
  • 3D range information about (a) the time t 1 CT image in FIG, (b) three-dimensional range information about the CT image of time t 2, the for (c) the time t 3 CT image 3 dimensional range information indicates a 3-dimensional range information (d) are time t 4 CT images.
  • the three-dimensional range information (a) to (d) may include three-dimensional position information of the specific part at each time t. Since the specific part moves within the subject with the passage of time and the range thereof is deformed, each of the three-dimensional range information (a) to (d) includes three-dimensional information indicating different position information and ranges. It shows information such as coordinates.
  • the specific part representative range information generation unit 150 matches the position information of the specific part at each time t as the same reference point, and includes all the three-dimensional ranges in that case.
  • Representative range information indicating the range is generated.
  • the range of the outermost thick line in (e) of FIG. 12 is a range indicating the representative range information.
  • the specific part representative range information generation unit 150 records the generated representative range information in the storage unit 170 and notifies the control unit 110 of the end of the process.
  • the range of the specific part is shown in two dimensions, but it is actually information indicating the three-dimensional range.
  • the control unit 110 instructs the radiation dose calculation unit 160 to start processing.
  • the radiation dose calculation unit 160 acquires the representative range information of the specific part recorded in the storage unit 170.
  • the radiation dose calculation unit 160 calculates the radiation dose when the specific part indicated by the representative range information is irradiated with tracking radiation (step S105).
  • the radiation dose calculation unit 160 calculates the radiation dose using the intensity of irradiation radiation, the irradiation time, the position of the radiation source, representative range information, and the like. Good.
  • the radiation dose calculation unit 160 may calculate the irradiation time until reaching the upper limit of the radiation dose that can be irradiated to the specific part using a known technique.
  • a user such as a doctor may input information such as the position of the radiation source into the treatment planning apparatus 1.
  • a user such as a doctor uses the calculated radiation dose to make a treatment plan such as the position of the radiation source and the irradiation time.
  • the treatment planning device outputs the above-described representative range information to the radiation treatment device control device 2.
  • the radiation therapy apparatus control device 2 outputs the representative range information to the therapeutic radiation irradiation apparatus 16.
  • the therapeutic radiation irradiation device 16 controls the shape of the MLC 20 based on the representative range information. That is, the MLC 20 shields a part of the therapeutic radiation 23 and changes the shape of the irradiation field when the therapeutic radiation 23 is irradiated to the patient.
  • Each process of the treatment planning apparatus 1 described above may be performed by the radiation therapy apparatus control apparatus 2 including the same processing units as the treatment planning apparatus 1, or similar to the treatment planning apparatus 1. It may be performed by the radiation therapy apparatus 3 provided with each processing unit.
  • Each of the above devices has a computer system inside.
  • Each process described above is stored in a computer-readable recording medium in the form of a program, and the above process is performed by the computer reading and executing the program.
  • the computer-readable recording medium means a magnetic disk, a magneto-optical disk, a CD-ROM, a DVD-ROM, a semiconductor memory, or the like.
  • the computer program may be distributed to the computer via a communication line, and the computer that has received the distribution may execute the program.
  • the program may be for realizing a part of the functions described above. Furthermore, what can implement
  • a treatment planning apparatus capable of measuring the radiation dose of a specific part that moves and changes in range within a subject with time with higher accuracy.

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Abstract

　治療計画装置は、特定部位の近傍に位置するマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出し、特定部位の３次元範囲を複数時刻それぞれについて生成する。また複数時刻それぞれについての特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に複数時刻それぞれについての特定部位の３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する。そして、複数時刻についての特定部位の位置情報に追従して、代表範囲情報が示す特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の当該代表範囲情報が示す特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する。

Description

治療計画装置及び治療計画方法並びにそのプログラム
　本発明は、被検体内の特定部位の位置を特定し、当該特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置及び治療計画方法並びにそのプログラムに関する。
　本願は、２０１２年２月２８日に、日本に出願された特願２０１２－０４２１７１号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　放射線を被検体内の特定部位である患部に照射して治療する放射線治療が知られている。この放射線治療においては、治療計画装置を用いて特定部位（患部）に照射する放射線量や放射線源の位置を定めることが必要となる。
　ここで、特定部位（患部）は、被検体の呼吸等によって、時間の経過とともに被検体内での位置が変化してしまう。従って、放射線の照射位置もそれに伴って変化させ、特定部位の追尾照射を行う必要があった。この放射線による特定部位の追尾照射を行う技術としては、被検体の内部にマーカを埋め込み、そのマーカと患部との相対位置を、予めＣＴ画像等で測定しておき、所定時間後の複数のマーカの位置との相対位置から、患部の位置を推定する技術が特許文献１に開示されている。
　また、特定部位に照射した放射線量を算出する技術が特許文献２に開示されている。
特開２００７－２３６７６０号公報 国際公開第２００９／０７２６１８号
　しかしながら上述の技術は何れも、時間の経過にともなって被検体内で移動や範囲変化する特定部位の放射線量をより精度良く計測することはできなかった。
　そこでこの発明のいくつかの態様は、時間の経過にともなって被検体内で移動や範囲変化する特定部位の放射線量をより精度良く計測できる治療計画装置及び治療計画方法並びにそのプログラムを提供することを目的としている。
　上記目的を達成するために、本発明の一態様において、被検体内の特定部位の位置を特定し、前記特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置は、前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出する特定部位位置算出部と、前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成する特定部位範囲情報生成部と、前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する特定部位代表範囲情報生成部と、前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する放射線量算出部と、を備える。
　また本発明の一態様である上述の治療計画装置において、前記特定部位位置算出部は、前記特定部位及び前記複数のマーカそれぞれの基準時刻における前記被検体内の位置を示す基準位置情報を取得する基準位置情報取得部と、前記複数のマーカの基準位置情報から、複数のマーカの代表点の前記基準時刻における前記被検体内の位置を示す基準位置情報を生成する代表点基準位置情報演算部と、前記特定部位の基準位置情報が示す位置の、前記代表点の基準位置情報が示す位置を基点とした相対位置情報を生成する相対位置情報演算部と、前記基準時刻とは異なる他の時刻における前記被検体内の前記複数のマーカの位置情報を取得するマーカ位置情報取得部と、前記複数のマーカの位置情報から、前記複数のマーカの前記他の時刻における前記被検体内の代表点の位置情報を生成する代表点位置情報演算部と、前記代表点の位置情報と、前記相対位置情報から、前記他の時刻における前記特定部位の位置情報を生成する特定部位位置情報演算部と、を備える。
　また本発明の一態様である上述の治療計画装置において、前記代表点基準位置情報演算部は、前記複数のマーカ毎に、重み係数を特定し、前記重み係数により重み付けされた前記複数のマーカの位置情報に基づいて代表点の基準位置情報を生成し、前記代表点位置情報演算部は、前記重み係数により重み付けされた前記複数のマーカの位置情報に基づいて代表点の位置情報を生成する。
　また本発明の他の態様において、被検体内の特定部位の位置を特定し、前記特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置の治療計画方法は、特定部位位置算出部が、前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出し、特定部位範囲情報生成部が、前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成し、特定部位代表範囲情報生成部が、前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成し、放射線量算出部が、前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する。
　また本発明のさらに他の態様において、被検体内の特定部位の位置を特定し、当該特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置のコンピュータを実行するプログラムは、前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出する特定部位位置算出手段、前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成する特定部位範囲情報生成手段、前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する特定部位代表範囲情報生成手段、前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の当該代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する放射線量算出手段、として機能させる。
　本発明のいくつかの態様によれば、特定部位に対する照射漏れが発生しないように照射範囲を設定した場合の放射線量をより精度良く算出することが可能となる。
治療計画装置を含んで構成された放射線治療システムを示す図である。 放射線治療装置３を示す図である。 患者（被検体）４３を示す図である。 治療計画装置１の機能ブロック図である。 特定部位位置算出部１３０の機能ブロック図である。 治療計画装置１の処理フローを示す図である。 特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第１の図である。 特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第２の図である。 特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第３の図である。 相対パラメータの算出方法の一例を説明する図である。 特定部位の基準位置からの変位量とマーカの基準位置からの変位量との対応関係を示す図である。 特定部位代表範囲情報生成部１５０の処理概要を示す図である。
　以下、本発明の一実施形態による治療計画装置を図面を参照して説明する。
　図１は同実施形態による治療計画装置を含んで構成された放射線治療システムを示す図である。
　この図において、符号１は治療計画装置を示している。また符号２は放射線治療装置制御装置、符号３は放射線治療装置である。治療計画装置１と放射線治療装置制御装置２とは通信接続されている。また放射線治療装置制御装置２と放射線治療装置３とは通信接続されている。
　ここで、治療計画装置１は人間等の被検体内に存在する患部などの特定部位の位置情報の決定や、放射線量を算出する装置である。
　また放射線治療装置制御装置２は、治療計画装置１で生成された計画情報に基づいて、放射線治療装置を制御する装置である。
　また放射線治療装置３は、放射線治療装置制御装置２からの指示に基づいて、特定部位の位置情報で示される位置を通過するように放射線を照射する装置である。
　図２は放射線治療装置３を示す図である。
　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２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。その走行駆動装置は、放射線治療装置制御装置２により制御されて回転軸１８を中心に走行ガントリ１４を回転させる。
　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が走行ガントリ１４の内側に配置されるように、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。チルト軸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。パン軸２１は、チルト軸２２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２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により制御されて、治療用放射線２３を放射する。治療用放射線２３は、パン軸２１とチルト軸２２とが交差する交点を通る直線に概ね沿って放射される。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、ＭＬＣ（マルチリーフコリメータ）２０を備えている。そのＭＬＣ２０は、放射線治療装置制御装置２により制御され、治療用放射線２３の一部を遮蔽することにより、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。
　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、走行および／または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。
　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２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を放射する。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２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を放射する。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、その被写体の透過画像を生成する。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、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３２、３３としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、Ｘ線ＩＩ（Ｉｍａｇｅ　Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）が例示される。
　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、その被写体の透過画像を生成する。センサアレイ３１としては、ＦＰＤ、Ｘ線ＩＩが例示される。
　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、放射線治療システム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、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２により制御されてカウチ４１を移動させる。
　図３は患者（被検体）４３を示す図である。
　患者４３は、体の内部に特定部位６１を有している。特定部位６１は、患者４３の患部を示し、治療用放射線２３を照射すべき部位である。特定部位６１としては、肺の一部が例示される。また、患者４３の体内には、複数のマーカ６２が配置されている。
　マーカ６２は、特定部位６１の位置を検出するために、特定部位６１に対して所定の位置にとどまることを意図して、特定部位６１近傍に埋め込まれる微小な金属片で、例えば、金が用いられる。マーカ６２は、注射器の針から被検体内部に注入されることで埋め込まれても良いし、外科手術等の他の方法により埋め込まれても良い。
　図４は、治療計画装置１の機能ブロック図である。
　この図で示すように治療計画装置１は、制御部１１０、通信部１２０、特定部位位置算出部１３０、特定部位範囲情報生成部１４０、特定部位代表範囲情報生成部１５０、放射線量算出部１６０の各処理部と、処理に用いる各情報を記憶する記憶部１７０とを備えている。
　制御部１１０は、各処理部を制御する。
　通信部１２０は、放射線治療装置制御装置２と通信する処理部である。
　特定部位位置算出部１３０は、特定部位の近傍に位置するマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての特定部位の位置情報を算出する処理部である。
　特定部位範囲情報生成部１４０は、特定部位の３次元範囲を複数時刻それぞれについて生成する処理部である。
　特定部位代表範囲情報生成部１５０は、複数時刻それぞれについての特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に複数時刻それぞれについての特定部位の３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する処理部である。
　放射線量算出部１６０は、複数時刻についての特定部位の位置情報に追従して、代表範囲情報が示す特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の当該代表範囲情報が示す特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する処理部である。
　図５は、特定部位位置算出部１３０の機能ブロック図である。
　この図で示すように特定部位位置算出部１３０は、基準位置情報取得部５１、代表点基準位置情報演算部５２、相対位置情報演算部５３、マーカ位置情報取得部５４、代表点位置情報演算部５５、特定部位位置情報演算部５６、を備えている。
　基準位置情報取得部５１は、基準時刻における患者４３の体内の特定部位６１及び複数のマーカ６２の位置を示す基準位置情報を取得する。基準位置情報取得部５１は、該基準位置情報を、放射線治療装置３により撮像された透過画像に基づいて生成された３次元のＣＴ画像から取得する。特定部位６１及び複数のマーカ６２の基準位置情報は３次元座標として表される。
　代表点基準位置情報演算部５２は、基準時刻における複数のマーカ６２の代表点の被検体内における位置を示す代表点基準位置情報を生成する。
　このとき、代表点基準位置情報演算部５２は、複数のマーカ６２毎に重み係数を特定する。また、代表点基準位置情報演算部５２は、対応するマーカ６２の重み係数を、複数のマーカ６２毎の基準位置情報が示す３次元座標に乗じて、代表点の基準位置を算出し、当該代表点の基準位置を含む代表点基準位置情報を生成する。複数のマーカ６２毎の基準位置情報が示す３次元座標は、基準位置情報取得部５１により取得される。ここで、本実施形態では、複数のマーカ６２の基準位置情報が示す各位置の重み付き重心の位置情報が、代表点基準位置情報である。当該代表点基準位置情報は、３次元座標として生成される。
つまり、n個目のマーカ６２の座標を（Ｘｎ、Ｙｎ、Ｚｎ）、マーカ６２の個数をＮ、ｎ個目のマーカ６２の重み係数をＷｎとすると、代表点Ｇａの基準位置を示す基準位置情報（ＸＧａ、ＹＧａ、ＺＧａ）は、下記式（１ａ）～式（１ｃ）により算出することができる。
ＸＧａ＝（Ｘ1Ｗ1＋Ｘ2Ｗ2＋Ｘ3Ｗ3＋・・・＋ＸＮＷＮ）／Ｎ　　　・・・（１ａ）
ＹＧａ＝（Ｙ1Ｗ1＋Ｙ2Ｗ2＋Ｙ3Ｗ3＋・・・＋ＹＮＷＮ）／Ｎ　　　・・・（１ｂ）
ＺＧａ＝（Ｚ1Ｗ1＋Ｚ2Ｗ2＋Ｚ3Ｗ3＋・・・＋ＺＮＷＮ）／Ｎ　　　・・・（１ｃ）
　相対位置情報演算部５３は、特定部位６１の基準位置情報が示す位置の、代表点基準位置情報が示す位置を基点とした相対位置情報を生成する。特定部位６１の基準位置情報は、基準位置情報取得部５１によって３次元座標として取得され、代表点基準位置情報は、代表点基準位置情報演算部５２によって３次元座標として生成される。したがって、相対位置情報演算部５３は、特定部位６１の基準位置情報が示す位置の３次元座標と、代表点基準位置が示す位置の３次元座標の差分によって相対位置情報を生成する。
　マーカ位置情報取得部５４は、基準時刻から所定時間経過後の、基準時刻とは異なる時刻ｔにおける複数のマーカ６２の位置情報を取得する。この処理において、マーカ位置情報取得部５４は、時刻ｔにおける複数のマーカ６２の位置情報を、上記した複数のマーカ６２の基準位置情報と同様に、放射線治療装置３により生成された３次元のＣＴ画像から取得する。この複数のマーカ６２の位置情報は、３次元座標として表される。
　代表点位置情報演算部５５は、マーカ位置情報取得部５４で取得した基準時刻とは異なる時刻ｔにおける複数のマーカ６２の位置情報から、時刻ｔでの代表点位置情報を生成する。ここで、代表点位置情報演算部５５では、代表点基準位置情報演算部５２と同様に、複数のマーカ６２毎の重み係数を特定する。また代表点位置情報演算部５５は、特定した複数のマーカ６２毎の重み係数を、複数のマーカ６２毎の時刻ｔにおける３次元座標に乗じ、代表点の位置を算出し、代表点位置情報を生成する。複数のマーカ６２毎の時刻ｔにおける３次元座標は、マーカ位置情報取得部により取得される。本実施形態では、代表点位置情報演算部５５は、複数のマーカ６２の時刻ｔにおける重み付き重心の位置を、代表点位置情報と生成する。この代表点位置情報は、３次元座標として表される。代表点Ｇｂの位置の算出式は上記式（１）と同様である。
　特定部位位置情報演算部５６は、代表点位置情報演算部５５によって生成された代表点位置情報と、相対位置情報演算部５３によって生成された相対位置情報から、時刻ｔにおける特定部位６１の位置情報を生成する。特定部位位置情報演算部５６は、時刻ｔにおける代表点位置情報が示す位置の３次元座標と、相対位置情報が示す相対位置の３次元座標とを加算することにより、時刻ｔにおける特定部位６１の位置情報を生成する。
　特定部位位置情報演算部５６は算出した時刻ｔにおける特定部位６１の位置情報を、放射線治療装置制御装置２に伝送する。そして放射線治療装置制御装置２は、その位置情報に基づき、放射線治療装置３を制御する。これにより放射線治療装置３は、放射線治療装置制御装置２の制御に基づいて、特定部位位置情報演算部５６が算出した位置情報が示す位置に治療用放射線２３が照射するように、首振り機構１５を用いて治療用放射線照射装置１６を駆動し、ＭＬＣ２０を用いて治療用放射線２３の照射野の形状を制御する。放射線治療装置制御装置２は、首振り機構１５とＭＬＣ２０の駆動を制御した後で、放射線治療装置３の治療用放射線照射装置１６を用いて治療用放射線２３を出射する制御を行う。
なお、放射線治療装置制御装置２は、その特定部位６１の位置を治療用放射線２３が照射するように、放射線治療装置３の旋回駆動装置１１または走行駆動装置またはカウチ駆動装置４２を制御し、患者４３と治療用放射線照射装置１６との位置関係を変更することもできる。
　図６は治療計画装置１の処理フローを示す図である。
　次に、治療計画装置１の処理フローについて順を追って説明する。
　まず、治療計画装置１は、時間経過に応じた複数の時刻ｔそれぞれについての被検体のＣＴ画像を記憶部１７０に記憶している。当該ＣＴ画像は、放射線治療装置１によって撮影された被検体の透過画像から生成されたデータである。そして、処理が開始されると治療計画装置１の特定部位位置算出部１３０は、複数時刻についての被検体のＣＴ画像を記憶部１７０から読み取る（ステップＳ１０１）。そして特定部位位置算出部１３０は、ＣＴ画像から特定部位６１の近傍に位置する複数のマーカ６２の位置を検出し、当該複数のマーカ６２の位置に基づいて特定部位６１の位置情報を算出する。同様に、特定部位位置算出部１３０は、他の複数の時刻についてのＣＴ画像を用いて、それぞれの時刻における特定部位６１の位置情報を算出する。これにより、特定部位位置算出部１３０は、時間経過に応じた複数時刻についての特定部位６１の位置情報を算出する（ステップＳ１０２）。マーカ６２の位置や特定部位６１の位置は３次元座標で表される。
　図７は特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第１の図である。
　ここで、上述した特定部位位置算出部１３０による特定部位の位置の算出処理の詳細について説明する。
　特定部位位置算出部１３０は、記憶部１７０から読み取った３次元のＣＴ画像に基づいて、特定部位６１及び複数のマーカ６２の基準位置情報として、３次元の座標を入力する（ステップＳ７０１）。ここで、複数のマーカ６２の基準位置情報の３次元の座標は、画面に表示した３次元のＣＴ画像からマウス等の入力手段を用いて医者が指定した座標に基づいて入力されても良い。また、ＣＴ画像における複数のマーカの輝度値から輝度を検出し、その輝度から自動的に座標を算出する処理部を備え、その処理部から入力されても良い。特定部位６１の位置情報の３次元座標も同様に、画面に表示した３次元のＣＴ画像からマウス等の入力手段を用いて医者が指定した座標に基づいて入力しても良い。または特定部位６１の位置情報の３次元座標は、予め記憶する特定部位６１の画像を用いてその画像に一致する３次元のＣＴ画像内の特定部位の画像をパターンマッチング等の画像処理によって自動的に判定し、その特定部位の範囲の中心などである座標を特定部位６１の位置情報として入力しても良い。
　特定部位位置算出部１３０は、ステップＳ７０１で取得した複数のマーカ６２の基準位置情報を示す３次元座標から、基準時刻における複数のマーカ６２の代表点基準位置情報を生成する（ステップＳ７０２）。代表点基準位置情報は、３次元の座標として表される。具体的な生成処理については、後述する。
　次に、特定部位位置算出部１３０は、代表点基準位置を基点とした特定部位６１の基準位置情報が示す位置の相対位置情報を生成する（ステップＳ７０３）。詳細には、代表点基準位置が示す位置の３次元座標と、特定部位６１の基準位置情報が示す位置の３次元座標との差分を求める。
　次に、特定部位位置算出部１３０は、基準時刻とは異なる時刻ｔに撮像された透過画像から生成された３次元のＣＴ画像から、複数のマーカ６２の位置情報を、ステップＳ７０１と同様に、入力する（ステップＳ７０４）。そして、特定部位位置算出部１３０は、複数のマーカ６２の位置情報から、時刻ｔにおける複数のマーカ６２の代表点位置情報を生成する（ステップＳ７０５）。複数のマーカ６２の位置情報は、３次元座標として表される。複数のマーカ６２の代表点位置情報の具体的な生成処理については後述する。
　特定部位位置算出部１３０は、ステップＳ７０３で算出した相対位置を表す相対位置情報と、ステップＳ７０５で算出した時刻ｔにおける代表点の位置を表す代表点位置情報から、時刻ｔにおける特定部位６１の位置情報を算出する（ステップＳ７０６）。詳細には、代表点の位置情報が示す位置の３次元座標に、相対位置情報が示す位置の３次元座標を加算した３次元座標が示す位置を、特定部位６１の位置情報として算出する。
　特定部位位置算出部１３０は、このように特定部位６１の位置情報を取得し、全ての時刻について生成された３次元のＣＴ画像から、特定部位６１の位置情報を算出したかを判定する。そして、特定部位位置算出部１３０は、全ての時刻について生成された３次元のＣＴ画像から、特定部位６１の位置情報を算出していない場合には、ステップＳ７０４の処理に移行し、次の時刻ｔのＣＴ画像を入力して同様の特定部位６１の位置情報の算出処理を繰り返す。また、特定部位位置算出部１３０は、全ての時刻について生成された３次元のＣＴ画像から、特定部位６１の位置情報を算出した場合には、各時刻ｔについて算出した特定部位６１の位置情報を記憶部１７０に記録し、制御部１１０へ処理の終了を通知する。
　図８は特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第２の図である。
　ここで、ステップＳ７０２における複数のマーカ６２の基準位置情報の算出処理について説明する。
　特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２は、図８に示すように、基準時刻における代表点の基準位置情報を算出する。まず、代表点基準位置情報演算部５２は、複数のマーカ６２毎に重み係数を特定する（ステップＳ８０１）。この重み係数は、マーカ６２の位置情報と同様に、３次元で特定される。つまり、重み係数Ｗは、（Ｗｘ、Ｗｙ、Ｗｚ）の形で表される。次に、代表点基準位置情報演算部５２は、特定した重み係数を、対応するマーカ６２の位置情報が示す位置の３次元座標に乗じる（ステップＳ８０２）。代表点基準位置情報演算部５２は、こうして算出された重み係数が乗じられた複数のマーカ６２毎の位置情報が示す位置の３次元座標に基づいて、代表点の位置情報を生成する（ステップＳ８０３）。算出式は上記式（１）と同様である。代表点基準位置情報演算部５２は、このようにして求めた複数のマーカ６２の代表点の基準時刻における位置情報を、複数のマーカ６２についての代表点基準位置情報として相対位置情報演算部５３へ出力する。
　次に、上述した重み係数について、詳しく説明する。本実施形態では、代表点基準位置情報演算部５２は、特定部位６１と複数のマーカ６２との距離の逆数を、複数のマーカ６２それぞれについて算出し、それを複数のマーカ６２それぞれの重み係数として特定する。代表点基準位置情報演算部５２は、特定部位６１と複数のマーカ６２の距離を、基準時刻における特定部位６１の基準位置情報が示す位置の３次元座標と、基準時刻における複数のマーカ６２の基準位置情報が示す位置の３次元座標との差分の絶対値によって求める。
　図９は特定部位位置算出部１３０の処理のフローチャートを示す第３の図である。
　次にステップＳ７０５における複数のマーカ６２の位置情報の算出処理について説明する。特定部位位置算出部１３０の代表点位置情報演算部５５は、図９に示すように、時刻ｔにおける代表点の位置情報を生成する。まず、代表点位置情報演算部５５は、複数のマーカ６２毎に重み係数を特定する（ステップＳ９０１）。この重み係数は、マーカ６２の位置情報と同様に、３次元で特定される。つまり、重み係数Ｗは、（Ｗｘ、Ｗｙ、Ｗｚ）の形で表される。次に、代表点位置情報演算部５５は、特定した重み係数を、対応するマーカ６２の位置情報が示す位置の３次元座標に乗じる（ステップＳ９０２）。代表点位置情報演算部５５は、こうして算出した重み係数を乗じた複数のマーカ６２毎の位置情報が示す位置の３次元座標に基づいて、代表点の位置情報を生成する（ステップＳ９０３）。
算出式は上記式（１）と同様である。
　本実施形態では、代表点位置情報演算部５５は、特定部位６１と複数のマーカ６２との距離の逆数を、複数のマーカ６２それぞれについて算出し、それを複数のマーカ６２それぞれの重み係数として特定する。また代表点位置情報演算部５５は、時刻ｔにおける重み係数を、基準時刻における特定部位６１と複数のマーカ６２との距離より求める。つまり代表点位置情報演算部５５は、基準時刻における特定部位６１と複数のマーカ６２との距離を、基準時刻における特定部位６１の位置情報が示す位置の３次元座標と、基準時刻における複数のマーカ６２の位置情報が示す位置の３次元座標との差分の絶対値によって求める。
　このような構成によれば、治療計画装置１は、特定部位位置算出部１３０により、特定部位６１からの距離の応じた重み付け係数を乗じた複数のマーカ６２の位置情報から、代表点を求めることができる。そのため、特定部位６１から離れた位置に存在するマーカ６２の重み付け係数は低くなり、特定部位６１から近い位置に存在するマーカ６２の重み係数は高くなる。特定部位６１から離れた位置に存在するマーカ６２は、特定部位６１とは変位量や変位方向が異なり、特定部位６１から近い位置に存在するマーカ６２は、特定部位６１と変位量や変位方向が類似すると考えられる。したがって、特定部位６１と変位の状態が類似するマーカ６２の重みを高くして代表点を算出できるため、代表点の変位の状態を特定部位６１の変位の状態に近づけることができる。これにより、特定部位６１の位置検出の精度を向上させることができる。なお、このような特定部位の位置情報を用いることで、放射線治療装置における追尾照射に十分な精度で、特定部位の位置検出を行うことが可能となり、患者の特定部位以外の正常な部位に治療用の放射線が過剰に照射されることを防ぐことが可能となる。
　なお、複数のマーカ６２それぞれに適用する重み係数として、複数の異なる時刻における特定部位６１の、基準位置からの変位量と、前記マーカ６２の、基準位置からの変位量の相関パラメータを用いるようにしても良い。
　ここで、相関パラメータは、特定部位６１の基準位置からの変位量と、マーカ６２の基準位置からの変位量との相関を表すパラメータであって、相関係数として算出されても良い。
　具体的には、特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、複数の異なる時刻において、特定部位６１の位置情報が示す位置を求め、基準位置からの変位量を求める。同様に、特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、特定部位６１の位置を求めたのと同じ複数の異なる時刻において、マーカ６２の位置情報が示す位置を求め、基準位置からの変位量を求める。特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、こうして求めた特定部位６１の基準位置からの変位量と、マーカ６２毎の基準位置からの変位量を二つの変数として、相関係数を算出する。相関係数は、０に近づくほど二つの変数には相関がなく、１に近づくほど二つの変数には高い相関があることを示す。の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、こうして算出した相関係数を、相関パラメータとして特定し、重み係数として用いる。
　また、図１０は、相対パラメータの算出方法の一例を説明する図であって、複数の時刻における特定部位の基準位置からの変位量と、複数の時刻におけるあるマーカの基準位置からの変位量との関係を示す図である。図１０に示すように、複数の異なる時刻における特定部位６１の基準位置からの変位量に基づいて相関パラメータを算出し、これを重み係数としても良い。
　具体的には、図１０に示すように、特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、複数の異なる時刻における特定部位６１の基準位置からの変位量と、複数の異なる時刻におけるあるマーカ６２の基準位置からの変位量を算出する。図１０において、Ａｔは、時刻ｔにおける特定部位６１の基準位置からの変位量と、ある１つのマーカ６２ａの基準位置からの変位量との対応関係を表す。例えば、Ａｔ１は、時刻ｔ１における特定部位６１の基準位置からの変位量（ｘ１）と、マーカ６２ａの基準位置からの変位量（ｙ１）の対応関係を表す。またＡｔ２は、時刻ｔ２における特定部位６１の基準位置からの変位量（ｘ２）と、マーカ６２ａの基準位置からの変位量（ｙ２）の対応関係を表す。
　次に、特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、Ａｔ（ｘ，ｙ）とｙ＝ｘで表される直線との距離を算出する。なおｙ＝ｘの直線は、特定部位６１の基準位置からの変位量（ｘ）と、マーカ６２ａの基準位置からの変位量（ｙ）とが、異なる時刻ｔそれぞれにおいて同じ場合のＡｔ（ｘ，ｙ）の集合を結ぶ線に相当する。特定部位位置算出部１３０の代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、複数のＡｔ（ｘ，ｙ）とｙ＝ｘで表される直線との距離の算出を、マーカ６２ａについて行い、その総和値を算出する。そして、当該総和値の逆数を相関パラメータとして特定し、当該マーカ６２ａについての重み係数と特定する。また同様の重み係数の特定を、マーカ６２ａ以外の他のマーカ６２についても同様に行う。
　図１１は特定部位の基準位置からの変位量とマーカの基準位置からの変位量との対応関係を示す図である。
　図１１で示すように、特定部位６１の基準位置からの変位量と、ある１つのマーカ６２ａの基準位置からの変位量は、各時刻ｔｎ（ｎ＝１，２，・・・，ｎ）において図のようなプロットＡｔｎ（ｎ＝１，２，・・・，ｎ）で表すことができる。代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、特定部位６１の基準位置からの変位量と、マーカ６２の基準位置からの変位量が等しいプロットの集合からなる４５°の傾きを有する直線Ｃと、プロットＡｔ１の距離を算出し、同様に、直線ＣからプロットＡｔｎ（ｎ＝１，２，・・・，ｎ）の距離を算出して、さらにその総和値を算出する。距離の総和値が大きいほど、そのマーカ６２ａの変位量は、特定部位６１の変位量とは異なることを表す。
反対に、距離の総和値が小さいほど、そのマーカ６２ａの変位量は、特定部位６１の変位量と類似していることを表す。代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、その総和値の逆数をマーカ６２ａに対して適用する重み係数と特定する。また同様に代表点基準位置情報演算部５２や代表点位置情報演算部５５は、他のマーカについての重み係数を特定する。
　このような構成によれば、特定部位６１と高い相関を示すマーカ６２に高い重み付け係数を乗じて、代表点を求めることができる。そのため、代表点の変位の状態を、特定部位６１の変位の状態に近づけることができ、特定部位６１の位置検出の精度を向上させることができる。
　また、マーカ６２が特定部位６１の近くに存在していても変位の状態が異なる場合、例えば、被検体の心臓付近にマーカ６２が存在し、心臓の拍動の影響を大きく受けてしまう場合等にも、特定部位６１の位置検出を精度良く行うことができる。
　また、上述した重み係数は、入力手段によってユーザにより任意に入力されることで特定されても良い。
　このような構成によれば、ユーザの判断により任意に複数のマーカ６２の重み係数を特定することができる。したがって、より簡便に、複数のマーカ６２毎に重み付けをした代表点を用いた特定部位６１の位置の検出ができる。
　また、複数のマーカ６２のうち、少なくとも１つのマーカ６２の重み係数を０と特定しても良い。
　このような構成によれば、特定部位６１と明らかに異なる変位の状態を示すマーカ６２や、何らかの理由により特定部位６１の位置検出のために用いることが不適当であると判断されたマーカ６２を、その後の特定部位６１の位置検出のための演算から除くことができる。これにより、より正確に精度良く特定部位６１の位置検出を行うことができる。
　なお、複数のマーカ６２のうち、少なくとも１つのマーカ６２の重み係数を０と特定する代わりに、特定部位６１の位置検出の演算に用いるマーカ６２を任意に選択できるようにしても良い。
　上述した特定部位６１の位置情報の算出処理は重心を用いた演算であるが、この代わりに、マーカ６２と特定部位６１の距離を用いて特定部位６１の位置情報の算出を行うようにしてもよい。当該方法による特定部位６１の位置情報の算出処理は以下のとおりである。
（１）基準時刻での特定部位６１と各マーカ６２の位置を取得する。
（２）他の時刻での各マーカ６２の位置を取得する。
（３）他の時刻における各マーカ６２の位置と特定部位の位置の距離と、基準時刻における各マーカ６２の位置と特定部位の位置の距離とに基づいて、他の時刻における当該距離の基準時刻における距離からの変動を評価する。
（４）ある時刻における特定部位の位置情報として、最小二乗法により、距離の変動誤差が最小な特定部位の位置情報を算出する。
　そして、以上のような処理により、特定部位６１の位置情報を算出すると、次に制御部１１０は、特定部位範囲情報生成部１４０に処理の開始を通知する。すると特定部位範囲情報生成部１４０は、特定部位の３次元範囲（ＣＴＶ；Critical Tumor Volume）を複数時刻それぞれについて生成する（ステップＳ１０３）。
　より具体的には、特定部位範囲情報生成部１４０は、まず記憶部１７０から読み取った時刻ｔ１のＣＴ画像を画面に表示する。当該ＣＴ画像は被検体の連続する断面の複数画像によって構成されている。画面に表示された時刻ｔ１のＣＴ画像が示す被検体の断面の複数画像において、医者等のユーザが特定部位の範囲を囲む記入をする。当該記入した情報は画面を構成するタッチパネル等の入力センサ検出し、治療計画装置１へ出力する。これにより、特定部位範囲情報生成部１４０は時刻ｔ１のＣＴ画像が示す各断面における特定部位の範囲情報を入力し、それらの情報に基づいて、特定部位の３次元範囲の情報を生成する。または、特定部位範囲情報生成部１４０は、予め記憶する特定部位の画像の情報に基づいてパターンマッチング等により特定部位の３次元範囲の情報を生成するようにしてもよい。
そして時刻ｔ１について特定部位の３次元範囲の情報の生成が完了すると、特定部位範囲情報生成部１４０は全ての時刻ｔのＣＴ画像について３次元範囲情報を生成したかを判定する。そして、全ての時刻ｔのＣＴ画像について３次元範囲情報を生成していない場合には、次の時刻ｔのＣＴ画像を記憶部１７０から読み取って、同様に、当該ＣＴ画像の各断面の複数画像を画面に出力する。これにより、特定部位範囲情報生成部１４０は全ての時刻ｔのＣＴ画像についての３次元範囲情報の生成を繰り返す。また特定部位範囲情報生成部１４０は、記憶部１７０に記憶する全ての時刻ｔのＣＴ画像について３次元範囲情報を生成すると、制御部１１０に処理終了を通知する。
　次に制御部１１０は、特定部位代表範囲情報生成部１５０へ処理の開始を指示する。すると特定部位代表範囲情報生成部１５０は、複数の時刻ｔそれぞれについての特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に複数の時刻ｔそれぞれについての特定部位の３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する（ステップＳ１０４）。
　より具体的には、特定部位代表範囲情報生成部１５０は、各時刻ｔの特定部位の位置情報（３次元座標）と、各時刻ｔの特定部位の３次元範囲の情報を記憶部１７０から読み取る。そして特定部位代表範囲情報生成部１５０は、各時刻ｔの特定部位の位置情報を同一の基準点として合わせ、その場合に各３次元範囲をすべて含む範囲を示す代表範囲情報を生成する。
　図１２は特定部位代表範囲情報生成部１５０の処理概要を示す図である。
　この図において（ａ）は時刻ｔ１のＣＴ画像についての３次元範囲情報、（ｂ）は時刻ｔ２のＣＴ画像についての３次元範囲情報、（ｃ）は時刻ｔ３のＣＴ画像についての３次元範囲情報、（ｄ）は時刻ｔ４のＣＴ画像についての３次元範囲情報を示している。（ａ）～（ｄ）の３次元範囲情報は、各時刻ｔにおける特定部位の３次元の位置情報を含んで構成されていてもよい。特定部位は、時間の経過に伴って被検体内で移動し、またその範囲は変形するため、（ａ）～（ｄ）の各３次元範囲情報は、それぞれ異なる位置情報や範囲を示す３次元座標などの情報を示すものである。
　そして、特定部位代表範囲情報生成部１５０は、図１２の（ｅ）で示すように、各時刻ｔの特定部位の位置情報を同一の基準点として合わせ、その場合に各３次元範囲をすべて含む範囲を示す代表範囲情報を生成する。図１２の（ｅ）の最も外側の太線の範囲が代表範囲情報を示す範囲である。そして、特定部位代表範囲情報生成部１５０は、生成した代表範囲情報を記憶部１７０に記録し、制御部１１０へ処理の終了を通知する。なお図１２における（ａ）～（ｅ）ではそれぞれ２次元で特定部位の範囲を示しているが、実際には３次元の範囲を示す情報である。
　次に制御部１１０は放射線量算出部１６０へ処理の開始を指示する。すると放射線量算出部１６０は、記憶部１７０に記録されている特定部位の代表範囲情報を取得する。そして放射線量算出部１６０は、その代表範囲情報が示す特定部位に放射線を追尾照射した場合の放射線量を算出する（ステップＳ１０５）。なお放射線量算出部１６０は、照射する放射線の強度や、照射時間、放射線源の位置、代表範囲情報などを用いて、放射線量を算出するが、その処理の手法は公知の技術を利用すればよい。または放射線量算出部１６０は、特定部位に照射できる放射線量の上限に達するまでの照射時間を公知の技術を用いて算出するようにしてもよい。なおこのとき放射線源の位置等の情報を医者などのユーザが治療計画装置１に入力してよい。医者などのユーザは算出された放射線量を用いて、放射線源の位置や照射時間などの治療計画を行うこととなる。
　以上、本発明の実施形態について説明したが、上述の治療計画装置の処理によれば、時刻に応じて移動、変形する特定部位（患部）の範囲を全て含むような３次元の代表範囲情報を用いて、当該代表範囲情報が示す範囲の特定部位に対して照射する放射線量を算出する。これにより、放射線の照射漏れが発生しないような放射線の照射範囲を決定することができるとともに、そのような放射線の特定部位に対する照射漏れが発生しない場合の放射線量を従来よりも精度良く算出することが可能となる。
　なお、治療計画装置は、上述の代表範囲情報を放射線治療装置制御装置２へ出力する。
そして放射線治療装置制御装置２は代表範囲情報を、治療用放射線照射装置１６へ出力する。そして治療用放射線照射装置１６は、ＭＬＣ２０の形状を代表範囲情報に基づいて制御する。つまり、ＭＬＣ２０は治療用放射線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。
　上述の治療計画装置１の各処理は、当該治療計画装置１と同様の各処理部を備えた放射線治療装置制御装置２で行われるようにしても良いし、また、当該治療計画装置１と同様の各処理部を備えた放射線治療装置３で行われるようにしてもよい。
　上述の各装置は内部に、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。
　本発明の態様によれば、時間の経過にともなって被検体内で移動及び範囲変化する特定部位の放射線量をより精度良く計測できる治療計画装置を提供することができる。
１・・・治療計画装置
２・・・放射線治療装置制御装置
３・・・放射線治療装置
１１０・・・制御部
１２０・・・通信部
１３０・・・特定部位位置算出部
１４０・・・特定部位範囲情報生成部
１５０・・・特定部位代表範囲情報生成部
１６０・・・放射線量算出部
５１・・・基準位置情報取得部
５２・・・代表点基準位置情報演算部
５３・・・相対位置情報演算部
５４・・・マーカ位置情報取得部
５５・・・代表点位置情報演算部
５６・・・特定部位位置情報演算部

Claims (5)

  1. 　被検体内の特定部位の位置を特定し、前記特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置であって、
    　前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出する特定部位位置算出部と、
    　前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成する特定部位範囲情報生成部と、
    　前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する特定部位代表範囲情報生成部と、
    　前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する放射線量算出部と、
    　を備える治療計画装置。
  2. 　前記特定部位位置算出部は、
    　前記特定部位及び前記複数のマーカそれぞれの基準時刻における前記被検体内の位置を示す基準位置情報を取得する基準位置情報取得部と、
    　前記複数のマーカの基準位置情報から、複数のマーカの代表点の前記基準時刻における前記被検体内の位置を示す基準位置情報を生成する代表点基準位置情報演算部と、
    　前記特定部位の基準位置情報が示す位置の、前記代表点の基準位置情報が示す位置を基点とした相対位置情報を生成する相対位置情報演算部と、
    　前記基準時刻とは異なる他の時刻における前記被検体内の前記複数のマーカの位置情報を取得するマーカ位置情報取得部と、
    　前記複数のマーカの位置情報から、前記複数のマーカの前記他の時刻における前記被検体内の代表点の位置情報を生成する代表点位置情報演算部と、
    　前記代表点の位置情報と、前記相対位置情報から、前記他の時刻における前記特定部位の位置情報を生成する特定部位位置情報演算部と、
    　を備える請求項１に記載の治療計画装置。
  3. 　前記代表点基準位置情報演算部は、前記複数のマーカ毎に、重み係数を特定し、前記重み係数により重み付けされた前記複数のマーカの位置情報に基づいて代表点の基準位置情報を生成し、
    　前記代表点位置情報演算部は、前記重み係数により重み付けされた前記複数のマーカの位置情報に基づいて代表点の位置情報を生成する
    ことを特徴とする請求項２に記載の治療計画装置。
  4. 　被検体内の特定部位の位置を特定し、前記特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置の治療計画方法であって、
    　特定部位位置算出部が、前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出し、
    　特定部位範囲情報生成部が、前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成し、
    　特定部位代表範囲情報生成部が、前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成し、
    　放射線量算出部が、前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する
    　治療計画方法。
  5. 　被検体内の特定部位の位置を特定し、前記特定部位に対して照射する放射線量を算出する治療計画装置のコンピュータを実行するプログラムであって、
    　前記特定部位の近傍に位置する複数のマーカの位置に基づいて時間経過に応じた複数時刻についての前記特定部位の位置情報を算出する特定部位位置算出手段、
    　前記特定部位の３次元範囲を前記複数時刻それぞれについて生成する特定部位範囲情報生成手段、
    　前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の位置情報を同一の基準点とした場合に前記複数時刻それぞれについての前記特定部位の前記３次元範囲を全て含む範囲を示す代表範囲情報を生成する特定部位代表範囲情報生成手段、
    　前記複数時刻についての前記特定部位の位置情報に追従して、前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に放射線を所定時間照射した場合の前記代表範囲情報が示す前記特定部位の範囲に照射される放射線量を算出する放射線量算出手段、
    　として機能させるプログラム。
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