WO2015147372A1 - 선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체 - Google Patents

선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체 Download PDF

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WO2015147372A1
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dose
intermediate image
diagnostic images
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김찬형
김성훈
한민철
염연수
이세형
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한양대학교 산학협력단
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Definitions

  • the technical idea of the present invention relates to a dose calculation method, a dose calculation device and a computer-readable storage medium, and more particularly, a dose calculation method, a dose calculation device and a computer-readable device for calculating a dose using sequentially obtained 4D CT images. Relates to a storage medium.
  • RTP radiation treatment planning
  • the radiation treatment plan relates to the calculation and verification of radiation dose, the generation of radiation treatment information, and the like, and the average density of diagnostic images of a patient, such as 3D computed tomography (CT) images or 4D computed tomography images.
  • CT computed tomography
  • AVE-IP intensity projection
  • the diagnostic images of the patient do not reflect the movement of the internal organs due to respiration, it causes a dose error in the radiation treatment plan and a dose error in the actual radiation treatment. Larger dose errors can be caused, especially when planning radiotherapy for tumors created inside organs of high mobility, such as the lungs, liver, interest, and the like. In addition, larger dose errors can be caused during radiation therapy using charged particles for irradiating large doses at localized locations or spot scanning radiation therapy for irradiating the beam while moving the beam according to the patient's tumor shape. In order to prevent this, when the breathing cycle of the patient is further subdivided to acquire more diagnostic images to reflect the movement of the internal organs, a problem of increasing the exposure of the patient occurs.
  • the technical problem to be achieved by the technical idea of the present invention is to reduce the dose error due to the movement of the internal organs of the patient without acquiring additional 4D CT image, dose calculation method that can reduce the dose calculation time and simplify the process, dose calculation An apparatus and a computer readable storage medium are provided.
  • a dose calculation method may include generating an intermediate image between a plurality of sequentially obtained diagnostic images, and calculating the dose through simulation using the diagnostic images and the intermediate image. It includes a step.
  • the generating of the intermediate image may include obtaining a variable vector field indicating a moving direction of a voxel between the diagnostic images, and based on a function representing the variable vector field and patient breathing. And generating an intermediate image.
  • the function representative of patient breathing may be a function obtained by measuring breathing characteristics of a patient.
  • the calculating of the dose may include calculating a dose for each of the intermediate image and the diagnostic images, and calculating each of the intermediate image and the diagnostic images with reference to the variable vector field. Recalculating the dose to correspond to the reference image.
  • the diagnostic images may be 4D computed tomography images
  • the computer simulation may be a deterministric simulation or stochastic simulation.
  • An apparatus for calculating a dose includes an intermediate image generator configured to generate an intermediate image between a plurality of sequentially obtained diagnostic images, and a simulation using the plurality of diagnostic images and the intermediate image. It includes a dose calculation unit for calculating the dose through.
  • the intermediate image generator may include a variable vector field acquirer configured to obtain a variable vector field indicating a moving direction of a voxel among the diagnostic images, and generate the intermediate image based on the variable vector field. Can be.
  • the apparatus may include a storage configured to store a function representing patient breathing, and the intermediate image generator may generate the intermediate image based on the function and the variable vector field.
  • the function representative of patient breathing may be a function obtained by measuring breathing characteristics of a patient.
  • the dose calculator calculates a dose for each of the intermediate image and the diagnostic image, and calculates a calculated dose for each of the intermediate image and the diagnostic image with reference to the variable vector field. Can be recalculated to match.
  • a computer-readable storage medium when executed by a computer, stores one or more programs including instructions for causing a processor of the computer to perform the above-described dose calculation method. .
  • the method and apparatus for dose calculation increase the exposure dose of a patient by generating an intermediate image between consecutive 4D CT images to reflect the movement of the internal organs of the patient without acquiring additional images and calculating the dose. Dose error is reduced to enable accurate radiotherapy planning and radiotherapy.
  • the dose is calculated for the 4D CT images and intermediate images obtained sequentially through one computer simulation and the calculated dose of each image is reconstructed in the reference image It can be calculated, reducing the overall dose calculation time, allowing for rapid radiotherapy planning, and simplifying and automating the dose calculation process.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically illustrating an apparatus for calculating a dose according to an embodiment of the inventive concept.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a method for calculating a dose according to an embodiment of the present invention
  • FIGS. 3 to 8 are views for explaining each step of the method for calculating a dose in FIG. 2 in more detail.
  • FIG. 9 is a block diagram schematically illustrating a medical system according to an exemplary embodiment of the inventive concept.
  • FIG. 10 is a block diagram schematically illustrating a medical system according to another exemplary embodiment of the inventive concept.
  • one component when one component is referred to as “connected” or “connected” with another component, the one component may be directly connected or directly connected to the other component, but in particular It is to be understood that, unless there is an opposite substrate, it may be connected or connected via another component in the middle.
  • ⁇ unit refers to a unit for processing at least one function or operation, which means hardware or software or hardware and It can be implemented in a combination of software.
  • the dose calculation apparatus 100 may itself be implemented as a radiation treatment planning apparatus, a radiation treatment planning verification apparatus, or a mock treatment apparatus.
  • the radiation treatment planning apparatus, the radiation treatment planning verification apparatus, or the It may be implemented in some configurations, such as mock therapy devices.
  • the dose calculation apparatus 100 may include an intermediate image generator 110, a dose calculator 130, and a storage 150.
  • the intermediate image generating unit 110, the dose calculating unit 130, and the storage unit 150 are respectively provided in the dose calculating apparatus 100 in a separate configuration, but the technical spirit of the present invention is limited thereto.
  • at least two or more of the intermediate image generator 110, the dose calculator 130, and the storage 150 may be provided in the dose calculator 100 in one configuration.
  • the intermediate image generator 110 may receive n (n is a natural number of 2 or more) diagnostic images D1 to Dn sequentially obtained.
  • the n diagnostic images D1 to Dn are sequentially photographed by a photographing device, such as a 4D computed tomography (4D CT) device, at predetermined time intervals in a patient's affected area (eg, the patient's internal organ). It may be an image obtained by.
  • the n diagnostic images D1 to Dn may be images obtained by photographing the affected part of the patient by dividing the patient's respiration cycle into 10 phases.
  • the n diagnostic images D1 to Dn may be provided to the intermediate image generator 110 from the photographing apparatus.
  • the intermediate image generator 110 may include a variable vector field acquirer 111 that obtains a deformable vector field using n diagnostic images D1 through Dn.
  • the variable vector field acquirer 111 may include a voxel between two consecutive diagnostic images among the n diagnostic images D1 to Dn, such as the first diagnostic image D1 and the second diagnostic image D2. The direction of movement of the voxels) can be calculated.
  • the variable vector field acquirer 111 may calculate a moving direction of the voxels by using a deformable image registration (DIR) for estimating a motion between the two images by matching the coordinate systems of the two images.
  • DIR deformable image registration
  • the variable image matching method may use any one of an optical flow algorithm, a level set algorithm, a daemon algorithm, a non-spline algorithm, a free form deformation algorithm, and an iterative SSD minimization algorithm.
  • the variable vector field obtaining unit 111 may obtain the variable vector field indicating the directional set of each vector based on the calculated movement direction of the voxels.
  • the variable vector field acquirer 111 is illustrated as being provided in the intermediate image generator 110, but is not limited thereto.
  • the variable vector field acquirer 111 may be the intermediate image generator 110. Separately from) may be provided in the dose calculation apparatus 100.
  • the intermediate image generator 110 may sequentially acquire n diagnostic images D1 based on the variable vector field acquired by the variable vector field acquirer 111 and a function FU representing a breath of the patient. To Dn) may generate an intermediate image between two consecutive diagnostic images. For example, the intermediate image generator 110 may perform a first diagnostic image D1 through interpolation using a variable vector field and a function FU acquired using the first and second diagnostic images D1 and D2. An intermediate image corresponding to a gap between the second diagnostic image D2 and the second diagnostic image D2 may be generated.
  • the function FU may be provided from the storage 150. The intermediate image may be generated one for every two consecutive diagnostic images.
  • the technical spirit of the present invention is not limited thereto, and at least two or more intermediate images may be generated between two consecutive diagnostic images.
  • at least two or more intermediate images may be generated between two consecutive diagnostic images.
  • m total m m is a natural number
  • the dose calculator 130 may receive n diagnostic images D1 to Dn. As shown in FIG. 1, the dose calculator 130 is shown to receive n diagnostic images D1 to Dn through the intermediate image generator 110, but is not limited thereto. The dose calculator 130 may directly receive n diagnostic images D1 to Dn from the photographing apparatus (not shown).
  • the dose calculator 130 may receive the m intermediate images I1 to Im from the intermediate image generator 110. In addition, the dose calculator 130 may receive the variable vector field from the intermediate image generator 110.
  • the dose calculator 130 may calculate a dose through a simulation using n diagnostic images D1 to Dn and m intermediate images I1 to Im.
  • the dose calculating unit 130 may first calculate a dose based on the location of the affected part of the patient in each of the n diagnostic images D1 to Dn and the m intermediate images I1 to Im. Subsequently, the dose calculator 130 may recalculate the calculated dose in each of the n diagnostic images D1 to Dn and the m intermediate images I1 to Im to correspond to the reference image. That is, the dose calculation unit 130 may refer to the variable vector field and may be configured to determine a patient with respect to the reference image from any one of n diagnostic images D1 to Dn and m intermediate images I1 to Im. It is possible to estimate the affected transformation position of and recalculate the dose calculated based on the estimated affected transformation position to correspond to the reference image.
  • the reference image may be one of n diagnostic images D1 to Dn and / or m intermediate images I1 to Im.
  • the dose calculator 130 may calculate doses for n diagnostic images D1 to Dn and m intermediate images I1 to Im through, for example, deterministric simulation or stochastic simulation. Can be.
  • the deterministic simulation is a simulation technique using superposition / convolution or the like, and may be a simulation technique that excludes the application of probability.
  • the probabilistic simulation may be a simulation technique using probability.
  • the probabilistic simulation may, for example, be a Monte Carlo simulation.
  • the Monte Carlo simulation may use Geant4, MCNP, EGS, Fluka, PHITS codes, and the like.
  • the storage unit 150 may store a function FU representing a patient's breathing.
  • the function representing the patient's breathing (FU) may be a function representing the movement of the affected part of the patient (eg, the patient's internal organs) in accordance with the patient's breathing.
  • the function representing the patient's breathing (FU) can be obtained by directly measuring the patient's breathing characteristics.
  • the function FU representing the breathing of the patient may be a function selected corresponding to the breathing characteristic of the patient among previously stored functions.
  • the storage unit 150 may provide a function FU representing the patient's respiration to the intermediate image generator 110, whereby the intermediate image generator 110 reflects the movement of the patient's internal organs. An image can be generated.
  • the dose calculation apparatus 100 reflects the movement of the internal organs of the patient in the gap between the n diagnostic images D1 to Dn without acquiring additional diagnostic images or obtaining a larger number of diagnostic images.
  • the dose calculation apparatus 100 may improve the reliability when calculating the dose in the radiation treatment plan, and may maximize the radiation treatment effect by improving the accuracy of the radiation treatment.
  • the dose calculation apparatus 100 can calculate the dose of the images corresponding to the reference image through one simulation, thereby simplifying and automating the dose calculation process, and reducing the dose calculation time to speed up the radiation treatment plan. So that it can be established.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a method for calculating a dose according to an embodiment of the present invention
  • FIGS. 3 to 8 are views for explaining each step of the method for calculating the dose of FIG. 2 in more detail.
  • a dose calculation method according to an embodiment of the inventive concept will be described with reference to FIGS. 2 to 8 but with reference to FIG. 1.
  • the dose calculation method according to the flowchart of FIG. 2 may be implemented as a program and stored in a computer readable storage medium, and the program may be installed in the dose calculation apparatus 100 as in the example shown in FIG. By downloading to the dose calculation apparatus 100, the function can be executed by the processor of the dose calculation apparatus 100.
  • a plurality of diagnostic images are sequentially obtained by an imaging device (not shown) (S110).
  • the imaging device may be a 4D CT device, and the diagnostic images may be 4D CT images.
  • the plurality of diagnostic images are obtained by photographing the affected part of the patient (eg, the internal organ of the patient), and n (n is a natural number of two or more) obtained by sequentially photographing the affected part of the patient at a predetermined time interval. It may be composed of diagnostic images.
  • a variable vector field is obtained between n diagnostic images sequentially obtained by the dose calculation apparatus 100 (S120).
  • the dose calculation apparatus 100 may use a variable image matching method to move voxels between consecutive r (r is less than n) diagnostic images and r + 1 diagnostic associations among the n diagnostic images.
  • the variable vector field representing the directional set of each vector may be obtained by calculating.
  • the dose calculation apparatus 100 may also obtain a variable vector field between successive other diagnostic images among the n diagnostic images.
  • an intermediate image between diagnosis images is generated by the dose calculation apparatus 100 based on a function representing the acquired variable vector field and patient breathing (S130).
  • the dose calculation apparatus 100 may perform the interpolation method using the obtained variable vector field and the function representing the patient breathing, and s (s is a natural number less than m) between the r diagnostic image and the r + 1 diagnostic image. ) You can create an intermediate image.
  • the dose calculation apparatus 100 may generate an s + 1 intermediate image between the r + 1 diagnostic image and the r + 2 diagnostic image based on a corresponding variable vector field and a function representing the patient breathing. have.
  • the dose calculation apparatus 100 may repeat step S130 to generate a total m (m is a natural number) intermediate images.
  • the function is a function obtained by measuring the breathing characteristics of the patient, it may be a function representing the movement of the affected part according to the patient's breathing.
  • the dose calculation device 100 calculates the dose through the simulation using the n diagnostic images and the m intermediate images (S140). For example, the dose calculation apparatus 100 may determine the affected part of the patient in each of the n diagnostic images including the r and r + 1 diagnostic images and the m intermediate images including the s and s + 1 intermediate images. The dose can be calculated. Subsequently, when the reference image is the r + 1 diagnostic image, the dose calculation apparatus 100 refers to the variable vector field between the r th diagnostic image and the r + 1 th diagnostic image, and the intermediate image between the r th diagnostic image and the s middle The calculated dose of the image may be recalculated to correspond to the r + 1 diagnostic image. The dose calculation apparatus 100 may recalculate the calculated dose of other images so as to correspond to the r + 1 diagnostic image which is the reference image.
  • the dose calculation apparatus 100 may calculate the dose based on the affected position on the r-th diagnostic image.
  • a patient's affected lesion position is estimated with respect to the reference image of the r-th diagnostic image with reference to the variable vector field of the reference image (the r + 1 diagnostic image) from the r-th diagnostic image.
  • the calculated dose of the r-th diagnostic image may be recalculated based on the estimated affected transform position (FIG. 8C).
  • the dose calculation method can improve the reliability of dose calculation in the radiation treatment plan by reducing the dose error, and can maximize the radiation treatment effect by improving the accuracy of radiation treatment.
  • the dose calculation method can calculate the dose of images corresponding to the reference image through a single simulation, thereby reducing the dose calculation time to quickly establish a radiation treatment plan.
  • the medical system 10 may include an imaging apparatus 200 and a dose calculation apparatus 300.
  • the imaging apparatus 200 may be, for example, a 4D computed tomography (4D computed tomography) device, and the dose calculation apparatus 300 may correspond to the dose calculation apparatus 100 shown in FIG. 1.
  • the dose calculation apparatus 300 is illustrated as having a separate configuration from the imaging apparatus 200, but the technical concept of the present invention is not limited thereto, and the dose calculation apparatus 300 may be connected to the imaging apparatus 200. May be included.
  • the medical system 10 can reduce the dose calculation error to create a radiotherapy plan with improved reliability, and can quickly and simply establish the radiotherapy plan.
  • the medical system 20 may include a dose calculation device 400 and a treatment device 500.
  • the dose calculation device 400 may correspond to the dose calculation device 100 shown in FIG. 1, and the treatment device 500 may refer to the patient based on the dose calculation information (DCI) provided from the dose calculation device 400. It may be a device for performing radiation therapy for.
  • the dose calculation information DCI may be information generated based on the dose calculated by the dose calculation apparatus 400.
  • the dose calculation apparatus 400 is illustrated as being separate from the treatment apparatus 500, but the technical concept of the present invention is not limited thereto, and the dose calculation apparatus 400 may be applied to the imaging apparatus 500. May be included.
  • the medical system 20 may perform radiation treatment with the maximum effect based on the dose calculation information with improved reliability.

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Abstract

선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체를 제공한다. 선량 계산 방법은, 순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 단계와, 상기 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산하는 단계를 포함한다.

Description

선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체
본 발명의 기술적 사상은 선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체에 관한 것으로, 상세하게는 순차 획득된 4D CT 영상들을 이용하여 선량을 계산하는 선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체에 관한 것이다.
암 치료를 위한 방사선 치료 시 암 조직에 최적의 방사선 선량을 조사하고 동시에 암 조직 주위의 정상 조직에는 최소의 방사선 선량을 조사하여 정상 조직의 손상 없이 암 치료 효과를 증대시키고자, 환자의 암 부위의 상태에 따른 방사선 선량 계획을 수립하기 위한 방사선 치료 계획(radiation treatment planning, RTP)에 대한 연구가 활발하게 진행되고 있다.
방사선 치료 계획은, 방사선 선량 계산 및 검증, 방사선 치료 정보 생성 등에 관한 것으로, 환자의 진단 영상들, 예컨대 3D 컴퓨터 단층촬영(computed tomography, CT) 영상들 또는 4D 컴퓨터 단층촬영 영상들의 평균밀도영상(average intensity projection, AVE-IP)을 이용하는 컴퓨터 시뮬레이션을 통해 수립된다.
상기 환자의 진단 영상들은 호흡에 따른 내부 기관(organ)의 움직임을 반영하지 못하므로, 방사선 치료 계획에서의 선량과 실제 방사선 치료에서의 선량 오차를 야기한다. 특히 움직임이 큰 기관, 예컨대 폐, 간, 이자 등의 내부에 생성된 종양에 대한 방사선 치료 계획을 수립하는 경우 더 큰 선량 오차가 야기될 수 있다. 또한, 국부 위치에 큰 선량을 조사하는 하전 입자를 이용하는 방사선 치료 또는 환자의 종양 모양에 따라 빔을 이동시키면서 방사선을 조사하는 스팟 스캐닝 방사선 치료 시 더 큰 선량 오차가 야기될 수 있다. 이를 방지하기 위해 상기 내부 기관의 움직임을 반영할 수 있도록 환자의 호흡주기를 더 세분화하여 더 많은 진단 영상들을 획득하게 되면, 환자의 피폭량이 증가되는 문제가 발생된다.
한편, 일반적으로 방사선 치료 계획 수립 시 선량을 계산함에 있어서 환자의 진단 영상들 각각에 대해 컴퓨터 시뮬레이션을 수행하여 선량을 계산한 후 특정 기준 영상에 대해 각각의 선량 계산 결과들을 정합하는 별도의 프로세스를 거치고 있는데, 이로 인해 방사선 치료 계획 수립 시간이 길어지고 선량 계산 프로세스의 간소화 및 자동화가 어려운 문제가 있었다.
본 발명의 기술적 사상이 이루고자 하는 기술적 과제는, 추가적인 4D CT 영상의 획득 없이도 환자 내부 기관의 움직임에 따른 선량 오차를 줄일 수 있고, 선량 계산 시간의 감소 및 프로세스의 간소화가 가능한 선량 계산 방법, 선량 계산 장치 및 컴퓨터 판독 가능 저장 매체를 제공하는 것이다.
본 발명의 기술적 사상에 의한 일 양태에 따른 선량 계산 방법은, 순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 단계와, 상기 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산하는 단계를 포함한다.
일부 실시예에서, 상기 중간 영상을 생성하는 단계는, 상기 진단 영상들 사이에서 복셀의 이동 방향을 나타내는 가변 벡터 필드를 획득하는 단계, 및 상기 가변 벡터 필드 및 환자 호흡을 대표하는 함수를 기초로 상기 중간 영상을 생성하는 단계를 포함할 수 있다.
일부 실시예에서, 상기 환자 호흡을 대표하는 함수는, 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수일 수 있다.
일부 실시예에서, 상기 선량을 계산하는 단계는, 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대해 선량을 계산하는 단계, 및 상기 가변 벡터 필드를 참조하여 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대한 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산하는 단계를 포함할 수 있다.
일부 실시예에서, 상기 진단 영상들은, 4D 컴퓨터 단층촬영 영상들일 수 있고, 상기 컴퓨터 시뮬레이션은, 결정론적(deterministric) 시뮬레이션 또는 확률론적(stochastic) 시뮬레이션일 수 있다.
본 발명의 기술적 사상에 의한 일 양태에 따른 선량 계산 장치는, 순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 중간 영상 생성부, 및 상기 복수의 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산하는 선량 계산부를 포함한다.
일부 실시예에서, 상기 중간 영상 생성부는, 상기 진단 영상들 사이에서 복셀의 이동 방향을 나타내는 가변 벡터 필드를 획득하는 가변 벡터 필드 획득부를 포함하고, 상기 가변 벡터 필드를 기초로 상기 중간 영상을 생성할 수 있다.
일부 실시예에서, 환자 호흡을 대표하는 함수를 저장하는 저장부를 포함하고, 상기 중간 영상 생성부는, 상기 함수 및 상기 가변 벡터 필드를 기초로 상기 중간 영상을 생성할 수 있다.
일부 실시예에서, 상기 환자 호흡을 대표하는 함수는, 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수일 수 있다.
일부 실시예에서, 상기 선량 계산부는, 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대해 선량을 계산하고, 상기 가변 벡터 필드를 참조하여 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대한 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산할 수 있다.
본 발명의 기술적 사상에 의한 일 양태에 따른 컴퓨터 판독 가능 저장 매체는, 컴퓨터에 의해 실행되는 경우, 상기 컴퓨터의 프로세서로 하여금 상술한 선량 계산 방법을 수행하도록 하는 명령어들을 포함하는 하나 이상의 프로그램을 저장한다.
본 발명의 기술적 사상에 의한 선량 계산 방법 및 그 장치는, 추가적인 영상의 획득없이 환자 내부 기관의 움직임을 반영하도록 연속적인 4D CT 영상들 사이의 중간 영상을 생성하여 선량을 계산함으로써, 환자의 피폭량 증가 없이 선량 오차를 감소시켜 정확한 방사선 치료 계획 수립 및 방사선 치료를 가능하게 한다.
또한, 본 발명의 기술적 사상에 의한 선량 계산 방법 및 그 장치는, 한 번의 컴퓨터 시뮬레이션을 통해 순차 획득된 4D CT 영상들과 중간 영상들에 대해 선량을 계산하고 각 영상들의 계산 선량을 기준 영상에 재계산할 수 있어, 전체 선량 계산 시간을 감소시켜 신속하게 방사선 치료 계획을 수립할 수 있도록 하며, 선량 계산 프로세스의 간소화 및 자동화를 가능하게 한다.
본 발명의 상세한 설명에서 인용되는 도면을 보다 충분히 이해하기 위하여 각 도면의 간단한 설명이 제공된다.
도 1은 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 선량 계산 장치를 개략적으로 나타내는 블록도이다.
도 2는 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 선량 계산 방법을 설명하기 위한 순서도이며, 도 3 내지 도 8은 도 2의 선량 계산 방법의 각 단계들을 보다 상세히 설명하기 위한 도면들이다.
도 9는 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 의료 시스템을 개략적으로 나타내는 블록도이다.
도 10은 본 발명의 기술적 사상에 의한 다른 실시예에 따른 의료 시스템을 개략적으로 나타내는 블록도이다.
본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 실시예를 가질 수 있는 바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 이를 상세한 설명을 통해 상세히 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 본 명세서의 설명 과정에서 이용되는 숫자(예를 들어, 제1, 제2 등)는 하나의 구성요소를 다른 구성요소와 구분하기 위한 식별기호에 불과하다.
또한, 본 명세서에서, 일 구성요소가 다른 구성요소와 "연결된다" 거나 "접속된다" 등으로 언급된 때에는, 상기 일 구성요소가 상기 다른 구성요소와 직접 연결되거나 또는 직접 접속될 수도 있지만, 특별히 반대되는 기재가 존재하지 않는 이상, 중간에 또 다른 구성요소를 매개하여 연결되거나 또는 접속될 수도 있다고 이해되어야 할 것이다.
또한, 본 명세서에 기재된 "~부", "~기", "~자", "~모듈" 등의 용어는 적어도 하나의 기능이나 동작을 처리하는 단위를 의미하며, 이는 하드웨어나 소프트웨어 또는 하드웨어 및 소프트웨어의 결합으로 구현될 수 있다.
그리고 본 명세서에서의 구성부들에 대한 구분은 각 구성부가 담당하는 주기능별로 구분한 것에 불과함을 명확히 하고자 한다. 즉, 이하에서 설명할 2개 이상의 구성부가 하나의 구성부로 합쳐지거나 또는 하나의 구성부가 보다 세분화된 기능별로 2개 이상으로 분화되어 구비될 수도 있다. 그리고 이하에서 설명할 구성부 각각은 자신이 담당하는 주기능 이외에도 다른 구성부가 담당하는 기능 중 일부 또는 전부의 기능을 추가적으로 수행할 수도 있으며, 구성부 각각이 담당하는 주기능 중 일부 기능이 다른 구성부에 의해 전담되어 수행될 수도 있음은 물론이다.
이하, 본 발명의 실시예들을 차례차례로 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 선량 계산 장치(100)를 개략적으로 나타내는 블록도이다. 선량 계산 장치(100)는, 그 자체로 방사선 치료계획 수립 장치, 방사선 치료계획 검증 장치, 또는 모의 치료 장치 등으로 구현될 수 있으며, 상기 방사선 치료계획 수립장치, 상기 방사선 치료계획 검증 장치, 또는 상기 모의 치료 장치 등의 일부 구성으로 구현될 수도 있다.
도 1을 참조하면, 선량 계산 장치(100)는 중간 영상 생성부(110), 선량 계산부(130) 및 저장부(150)를 포함할 수 있다. 도 1에서는 중간 영상 생성부(110), 선량 계산부(130) 및 저장부(150)가 각각 별개의 구성으로 선량 계산 장치(100)에 구비되는 것으로 도시되었으나, 본 발명의 기술적 사상이 이에 한정되는 것은 아니며, 중간 영상 생성부(110), 선량 계산부(130) 및 저장부(150) 중 적어도 둘 이상이 하나의 구성으로 선량 계산 장치(100)에 구비될 수 있음은 물론이다.
중간 영상 생성부(110)는 순차 획득된 n(n은 2 이상의 자연수)개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)을 입력받을 수 있다. n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)은 촬영 장치, 예컨대 4D 컴퓨터 단층촬영(4D computed tomography, 4D CT) 장치가 환자의 환부(예컨대, 환자의 내부 기관)를 미리 설정된 시간 간격을 두고 순차적으로 촬영하여 획득한 영상일 수 있다. 일부 실시예에서, n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)은 상기 촬영 장치가 환자의 호흡 주기를 10개의 위상(phase)으로 나누어 환자의 환부를 촬영하여 획득한 영상들일 수 있다. n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)은 상기 촬영 장치로부터 중간 영상 생성부(110)로 제공될 수 있다.
중간 영상 생성부(110)는 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)을 이용하여 가변 벡터 필드(deformable vector field)를 획득하는 가변 벡터 필드 획득부(111)를 포함할 수 있다. 예컨대, 가변 벡터 필드 획득부(111)는 제1 진단 영상(D1) 및 제2 진단 영상(D2)과 같이 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 중 연속하는 두 개의 진단 영상들 사이에서 복셀(voxel)들의 이동 방향을 계산할 수 있다. 가변 벡터 필드 획득부(111)는 두 영상의 좌표계를 일치시켜 두 영상 사이의 움직임을 추정하기 위한 가변 영상 일치법(deformable image registration, DIR)을 이용하여 상기 복셀들의 이동 방향을 계산할 수 있다. 상기 가변 영상 일치법은, 예컨대 옵티컬 플로우 알고리즘, 레벨 세트 알고리즘, 데몬 알고리즘, 비-스플라인(b-spline) 알고리즘, 자유 형태 변형 알고리즘, 반복(Iterative) SSD 최소화 알고리즘 중 어느 하나를 이용할 수 있다. 가변 벡터 필드 획득부(111)는 계산된 상기 복셀들의 이동 방향을 기초로 각 벡터의 방향성 집합을 나타내는 상기 가변 벡터 필드를 획득할 수 있다. 한편, 도 1에서는, 가변 벡터 필드 획득부(111)가 중간 영상 생성부(110)에 구비되는 것으로 도시되고 있으나 이에 한정되는 것은 아니며, 가변 벡터 필드 획득부(111)는 중간 영상 생성부(110)와 별개로 선량 계산 장치(100)에 구비될 수 있다.
중간 영상 생성부(110)는, 가변 벡터 필드 획득부(111)에 의해 획득된 상기 가변 벡터 필드 및 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)를 기초로, 순차 획득된 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 중 연속하는 두 개의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성할 수 있다. 예컨대, 중간 영상 생성부(110)는 제1 및 제2 진단 영상(D1, D2)을 이용하여 획득된 가변 벡터 필드 및 함수(FU)를 이용하는 보간법(interpolation)을 통해 제1 진단 영상(D1)과 제2 진단 영상(D2) 사이 공백(gap)에 대응하는 중간 영상을 생성할 수 있다. 여기서, 함수(FU)는 저장부(150)로부터 제공될 수 있다. 상기 중간 영상은 연속하는 두 개의 진단 영상들 사이마다 하나씩 생성될 수 있다. 그러나 본 발명의 기술적 사상이 이에 한정되는 것은 아니며, 상기 중간 영상은 연속하는 두 개의 진단 영상들 사이마다 적어도 둘 이상이 생성될 수도 있다. 이하에서는, 설명의 편의를 위해 상기 중간 영상이 연속하는 두 개의 진단 영상들 사이마다 하나씩 생성되어 총 m(m은 자연수)개의 중간 영상들(I1 내지 Im)이 생성되는 경우를 예로 들어 설명한다.
선량 계산부(130)는, n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)을 입력받을 수 있다. 도 1에 도시된 바와 같이, 선량 계산부(130)는 중간 영상 생성부(110)를 통해 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)을 제공받는 것으로 도시되고 있으나 이에 한정되는 것은 아니다. 선량 계산부(130)는 상기 촬영장치(도시 생략)로부터 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)을 직접 제공받을 수도 있다.
선량 계산부(130)는, 중간 영상 생성부(110)로부터 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im)을 입력받을 수 있다. 또한, 선량 계산부(130)는, 중간 영상 생성부(110)로부터 상기 가변 벡터 필드를 입력받을 수 있다.
선량 계산부(130)는 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im)을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산할 수 있다. 상세하게는, 선량 계산부(130)는 우선 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im) 각각에서의 환자의 환부 위치를 기준으로 선량을 계산할 수 있다. 이어서, 선량 계산부(130)는 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im) 각각에서의 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산할 수 있다. 즉, 선량 계산부(130)는 상기 가변 벡터 필드를 참조하여 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im) 중 어느 하나의 영상들로부터 상기 기준 영상에 대한 환자의 환부 변환 위치를 추정할 수 있고, 상기 추정된 환부 변환 위치를 기준으로 계산된 선량을 상기 기준 영상에 대응되도록 재계산할 수 있다. 상기 기준 영상은, n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및/또는 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im) 중 어느 하나의 영상일 수 있다.
선량 계산부(130)는, 예컨대 결정론적(deterministric) 시뮬레이션 또는 확률론적(stochastic) 시뮬레이션을 통해 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 및 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im)에 대한 선량을 계산할 수 있다. 상기 결정론적 시뮬레이션은, 중첩/컨벌루션(superposition/convolution) 등을 이용하는 시뮬레이션 기법으로, 확률 적용을 배제하는 시뮬레이션 기법일 수 있다. 상기 확률론적 시뮬레이션은 확률을 이용하는 시뮬레이션 기법일 수 있다. 상기 확률론적 시뮬레이션은, 예컨대 몬테카를로 시뮬레이션일 수 있다. 상기 몬테카를로 시뮬레이션은, 예컨대 Geant4, MCNP, EGS, Fluka, PHITS 코드 등을 이용할 수 있다.
저장부(150)는 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)를 저장할 수 있다. 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)는, 환자의 호흡에 따라 환자의 환부(예컨대, 환자의 내부 기관)의 움직임을 나타내는 함수일 수 있다. 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)는, 환자의 호흡 특성을 직접적으로 측정하여 획득될 수 있다. 또는 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)는, 기저장된 함수들 중에서 환자의 호흡 특성에 대응하여 선택된 함수일 수도 있다.
저장부(150)는 환자의 호흡을 대표하는 함수(FU)를 중간 영상 생성부(110)로 제공할 수 있으며, 이에 따라 중간 영상 생성부(110)가 환자의 내부 기관의 움직임을 반영하는 중간 영상을 생성할 수 있다.
이와 같이, 선량 계산 장치(100)는, 추가적인 진단 영상의 획득이나 더 많은 수의 진단 영상을 획득하지 않고, n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn) 사이의 공백에서 환자 내부 기관의 움직임을 반영하는 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im)을 생성하고, 선량 계산 시 생성된 m개의 중간 영상들(I1 내지 Im)을 n개의 진단 영상들(D1 내지 Dn)과 함께 이용함으로써, 계산된 선량과 실제 방사선 치료에서의 선량의 차이를 줄일 수 있다. 이에 따라, 선량 계산 장치(100)는 방사선 치료 계획에서의 선량 계산 시 신뢰성을 향상시킬 수 있으며, 방사선 치료의 정확도를 향상시켜 방사선 치료 효과를 극대화할 수 있다.
또한, 선량 계산 장치(100)는 한 번의 시뮬레이션을 통해 기준 영상에 대응되는 영상들의 선량을 계산할 수 있어, 선량 계산 프로세스의 간소화 및 자동화를 가능하게 하며, 선량 계산 시간을 감소시켜 방사선 치료 계획을 신속하게 수립할 수 있도록 한다.
도 2는 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 선량 계산 방법을 설명하기 위한 순서도이며, 도 3 내지 도 8는 도 2의 선량 계산 방법의 각 단계들을 보다 상세히 설명하기 위한 도면들이다. 이하에서는 도 2 내지 도 8을 중심으로 하되 도 1을 참조하여 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 선량 계산 방법을 설명한다. 한편, 도 2의 순서도에 따른 선량 계산 방법은 프로그램으로서 구현되어 컴퓨터 판독 가능한 저장 매체에 저장될 수 있고, 그 프로그램이 도 1에 도시된 예에서와 같이 선량 계산 장치(100)에 인스톨되거나 또는 해당 선량 계산 장치(100)로 다운로드 됨으로써, 해당 기능이 해당 선량 계산 장치(100)의 프로세서에 의해 실행될 수 있다.
도 1, 도 2 및 도 3을 참조하면, 촬영 장치(도시 생략)에 의해 복수의 진단 영상들을 순차 획득한다(S110). 상기 촬영 장치는, 4D CT 장치일 수 있으며, 상기 진단 영상들은 4D CT 영상들일 수 있다. 상기 복수의 진단 영상들은 환자의 환부(예컨대, 환자의 내부 기관)를 촬영하여 획득된 것으로, 미리 설정된 시간 간격을 두고 상기 환자의 환부를 순차적으로 촬영하여 획득된 n(n은 2 이상의 자연수)개의 진단 영상들로 구성될 수 있다.
도 1, 도 2 및 도 4를 참조하면, 선량 계산 장치(100)에 의해 순차 획득된 n개의 진단 영상들 사이의 가변 벡터 필드를 획득한다(S120). 예컨대, 선량 계산 장치(100)는, 가변 영상 일치법을 이용하여 상기 n개의 진단 영상들 중 연속하는 제r(r은 n 미만의 자연수) 진단 영상과 제r+1 진단 연상 사이의 복셀들의 이동 방향을 계산하여, 각 벡터의 방향성 집합을 나타내는 상기 가변 벡터 필드를 획득할 수 있다. 마찬가지로, 선량 계산 장치(100)는, n개의 진단 영상들 중 연속하는 다른 진단 영상들 사이의 가변 벡터 필드도 획득할 수 있다.
도 1, 도 2 및 도 5를 참조하면, 선량 계산 장치(100)에 의해 상기 획득된 가변 벡터 필드 및 환자 호흡을 대표하는 함수를 기초로 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성한다(S130). 예컨대, 선량 계산 장치(100)는 상기 획득된 가변 벡터 필드 및 상기 환자 호흡을 대표하는 함수를 이용하는 보간법을 통해 제r 진단 영상과 제r+1 진단 영상 사이의 제s(s는 m미만의 자연수) 중간 영상을 생성할 수 있다. 마찬가지로, 선량 계산 장치(100)는 대응하는 가변 벡터 필드 및 상기 환자 호흡을 대표하는 함수를 기초로 제r+1 진단 영상과 제r+2 진단 영상 사이의 제s+1 중간 영상을 생성할 수 있다. 선량 계산 장치(100)는 단계 S130을 반복하여 총 m(m은 자연수)개의 중간 영상을 생성할 수 있다. 여기서 상기 함수는 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수로, 환자의 호흡에 따라 환자의 환부의 움직임을 나타내는 함수일 수 있다.
도 1, 도 2, 도 6 내지 도 8을 참조하면, 선량 계산 장치(100)에 의해 상기 n개의 진단 영상과 상기 m개의 중간 영상을 이용하는 시뮬레이션을 통해 선량을 계산한다(S140). 예컨대, 선량 계산 장치(100)는 제r 및 제r+1 진단 영상을 포함하는 상기 n개의 진단 영상 및 제s 및 제s+1 중간 영상을 포함하는 상기 m개의 중간 영상 각각에서 환자의 환부에 대한 선량을 계산할 수 있다. 이어서, 선량 계산 장치(100)는, 상기 기준 영상이 제r+1 진단 영상인 경우, 제r 진단 영상과 제r+1 진단 영상 사이의 가변 벡터 필드를 참조하여 제r 진단 영상과 제s 중간 영상의 계산 선량을 제r+1 진단 영상에 대응되도록 재계산 할 수 있다. 선량 계산 장치(100)는 다른 영상들의 계산 선량도 상기 기준 영상인 제r+1 진단 영상에 대응되도록 재계산할 수 있다.
제r 진단 영상에 대한 선량 계산 프로세스를 더 구체적으로 나타내는 도 8을 더 참조하여 단계 S140을 더 설명하면, 선량 계산 장치(100)는 제r 진단 영상에서의 환부 위치를 기준으로 선량을 계산할 수 있고(도 8의 (a)), 제r 진단 영상으로부터 상기 기준 영상(제r+1 진단 영상)에 대한 가변 벡터 필드를 참조하여 제r 진단 영상의 상기 기준 영상에 대한 환자의 환부 변환 위치를 추정할 수 있고(도 8의 (b)), 제r 진단 영상의 계산 선량을 상기 추정된 환부 변환 위치를 기준으로 재계산할 수 있다(도 8의 (c)).
이와 같이, 선량 계산 방법은 선량 오차를 줄여 방사선 치료 계획에서의 선량 계산 시 신뢰성을 향상시킬 수 있으며, 방사선 치료의 정확도를 향상시켜 방사선 치료 효과를 극대화할 수 있다. 또한, 선량 계산 방법은 한 번의 시뮬레이션을 통해 기준 영상에 대응되는 영상들의 선량을 계산할 수 있어, 선량 계산 시간을 감소시켜 방사선 치료 계획을 신속하게 수립할 수 있도록 한다.
도 9는 본 발명의 기술적 사상에 의한 일 실시예에 따른 의료 시스템(10)을 개략적으로 나타내는 블록도이다. 도 9를 참조하면, 의료 시스템(10)은 촬영 장치(200) 및 선량 계산 장치(300)를 포함할 수 있다. 촬영 장치(200)는, 예컨대 4D 컴퓨터 단층촬영(4D computed tomography, 4D CT) 장치일 수 있으며, 선량 계산 장치(300)는 도 1에 도시된 선량 계산 장치(100)에 상응할 수 있다.
도 9에서는 선량 계산 장치(300)가 촬영 장치(200)와 별개의 구성인 것으로 도시되고 있으나, 본 발명의 기술적 사상이 이에 한정되는 것은 아니며, 선량 계산 장치(300)는 촬영 장치(200)에 포함될 수도 있다.
의료 시스템(10)은 선량 계산 오차를 감소시켜 신뢰성이 향상된 방사선 치료 계획을 수립할 수 있으며, 상기 방사선 치료 계획을 신속하고 간단하게 수립할 수 있다.
도 10은 본 발명의 기술적 사상에 의한 다른 실시예에 따른 의료 시스템(20)을 개략적으로 나타내는 블록도이다. 도 10을 참조하면, 의료 시스템(20)은 선량 계산 장치(400) 및 치료 장치(500)를 포함할 수 있다. 선량 계산 장치(400)는 도 1에 도시된 선량 계산 장치(100)에 상응할 수 있으며, 치료 장치(500)는 선량 계산 장치(400)로부터 제공되는 선량 계산 정보(DCI)를 기초로 환자에 대해 방사선 치료를 수행하는 장치일 수 있다. 선량 계산 정보(DCI)는 선량 계산 장치(400)에 의해 계산된 선량을 기초로 생성된 정보일 수 있다.
도 10에서도 선량 계산 장치(400)가 치료 장치(500)와 별개의 구성인 것으로 도시되고 있으나, 본 발명의 기술적 사상이 이에 한정되는 것은 아니며, 선량 계산 장치(400)는 촬영 장치(500)에 포함될 수도 있다.
의료 시스템(20)은 신뢰성이 향상된 선량 계산 정보를 기초로 효과가 극대화된 방사선 치료를 수행할 수 있다.
이상에서는 본 발명의 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 하기의 특허 청구의 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 쉽게 이해할 수 있을 것이다.

Claims (15)

  1. 순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 단계; 및
    상기 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량(dose)을 계산하는 단계;
    를 포함하는 선량 계산 방법.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 중간 영상을 생성하는 단계는,
    상기 진단 영상들 사이에서 복셀(voxel)의 이동 방향을 나타내는 가변 벡터 필드를 획득하는 단계; 및
    상기 가변 벡터 필드 및 환자 호흡을 대표하는 함수를 기초로 상기 중간 영상을 생성하는 단계;
    를 포함하는 선량 계산 방법.
  3. 제2 항에 있어서,
    상기 환자 호흡을 대표하는 함수는, 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수인, 선량 계산 방법
  4. 제2 항에 있어서,
    상기 선량을 계산하는 단계는,
    상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대해 선량을 계산하는 단계; 및
    상기 가변 벡터 필드를 참조하여 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대한 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산하는 단계;
    를 포함하는 선량 계산 방법.
  5. 제1 항에 있어서,
    상기 진단 영상들은, 4D 컴퓨터 단층촬영 영상들이고,
    상기 컴퓨터 시뮬레이션은, 결정론적(deterministric) 시뮬레이션 또는 확률론적(stochastic) 시뮬레이션인, 선량 계산 방법.
  6. 순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 중간 영상 생성부; 및
    상기 복수의 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산하는 선량 계산부;
    를 포함하는 선량 계산 장치.
  7. 제6 항에 있어서,
    상기 중간 영상 생성부는,
    상기 진단 영상들 사이에서 복셀의 이동 방향을 나타내는 가변 벡터 필드를 획득하는 가변 벡터 필드 획득부를 포함하고,
    상기 가변 벡터 필드를 기초로 상기 중간 영상을 생성하는, 선량 계산 장치.
  8. 제7 항에 있어서,
    환자 호흡을 대표하는 함수를 저장하는 저장부를 포함하고,
    상기 중간 영상 생성부는, 상기 함수 및 상기 가변 벡터 필드를 기초로 상기 중간 영상을 생성하는, 선량 계산 장치.
  9. 제8 항에 있어서,
    상기 환자 호흡을 대표하는 함수는, 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수인, 선량 계산 장치.
  10. 제7 항에 있어서,
    상기 선량 계산부는,
    상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대해 선량을 계산하고, 상기 가변 벡터 필드를 참조하여 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대한 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산하는, 선량 계산 장치.
  11. 컴퓨터에 의해 실행되는 경우, 상기 컴퓨터의 프로세서로 하여금 선량 계산 방법을 수행하도록 하는 명령어들을 포함하는 하나 이상의 프로그램을 저장한 컴퓨터 판독 가능 저장 매체로, 상기 선량 계산 방법은,
    순차 획득된 복수의 진단 영상들 사이의 중간 영상을 생성하는 단계; 및
    상기 진단 영상들 및 상기 중간 영상을 이용한 시뮬레이션을 통해 선량을 계산하는 단계;
    를 포함하는 컴퓨터 판독 가능 저장 매체.
  12. 제11 항에 있어서,
    상기 중간 영상을 생성하는 단계는,
    상기 진단 영상들 사이에서 복셀의 이동 방향을 나타내는 가변 벡터 필드를 획득하는 단계; 및
    상기 가변 벡터 필드 및 환자 호흡을 대표하는 함수를 기초로 상기 중간 영상을 생성하는 단계;를 포함하는, 컴퓨터 판독 가능 저장 매체.
  13. 제12 항에 있어서,
    상기 환자 호흡을 대표하는 함수는, 환자의 호흡 특성을 측정하여 획득된 함수인, 컴퓨터 판독 가능 저장 매체.
  14. 제12 항에 있어서,
    상기 선량을 계산하는 단계는,
    상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대해 선량을 계산하는 단계; 및
    상기 가변 벡터 필드를 참조하여 상기 중간 영상 및 상기 진단 영상들 각각에 대한 계산 선량을 기준 영상에 대응되도록 재계산하는 단계;를 포함하는, 컴퓨터 판독 가능 저장 매체.
  15. 제11 항에 있어서,
    상기 진단 영상들은, 4D 컴퓨터 단층촬영 영상들이고,
    상기 컴퓨터 시뮬레이션은, 결정론적 시뮬레이션 또는 확률론적 시뮬레이션인, 컴퓨터 판독 가능 저장 매체.
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