放射线治疗装置、医用图像处理装置、放射线治疗方法以及程序与流程

1.本发明的实施方式涉及放射线治疗装置、医用图像处理装置、放射线治疗方法以及程序。


背景技术：

2.放射线治疗是通过对在患者体内的患部照射放射线来破坏该患部的治疗方法。在放射线治疗中，为了不损伤正常的组织，需要将放射线的照射准确地对准患部。因此，在开始照射放射线之前，通过x射线透视图像等来确定患部的位置，适当地调整载置有患者的可动式的治疗台的位置以及角度，使患部准确地对位于放射线的照射范围。这样的对位通过对数字重建x射线照片(digitally reconstructed radiograph：drr)与x射线透视图像进行对照而进行，所述数字重建x射线照片是在治疗计划阶段，基于通过预先进行计算机断层摄影(computed tomography：ct)而获得的三维的ct图像，对x射线透视图像虚拟进行地重建而得到的，所述x射线透视图像是在治疗阶段拍摄得到的。
3.在上述那样的对位中，通过求解以在治疗阶段拍摄到的x射线透视图像与drr的相似度为指标的六维(平移三维、旋转三维)的搜索问题，从而求出患者的移动量。该搜索问题不能求出解析解，因此，通常通过重复计算求解，如果想要实现高精度的对位，则处理需要时间。特别是，生成drr所需的运算量大，占据处理时间的大半，因此，为了实现快速的对位，需要减少drr的生成次数、或者加快生成速度。
4.为了缩短处理时间，提出了如下方法：通过仅在图像的变化大的一个方向上评价drr与x射线透视图像的相似度来减少drr的生成次数，快速地进行对位。在该以往的方法中，能够减少drr的生成次数。然而，在drr的生成中，使用了运算量多、处理需要时间的射线追踪法，因此，不能缩短一次的drr的生成所需的时间，依然不能实现快速的对位。
5.现有技术文献
6.专利文献
7.专利文献1：日本特开2013-99431号公报


技术实现要素：

8.发明要解决的课题
9.本发明要解决的课题在于，提供通过能够使drr的生成处理快速化，并短时间且高精度地进行患者的定位的放射线治疗装置、医用图像处理装置、放射线治疗方法以及程序。
10.用于解决课题的手段
11.实施方式的放射线治疗装置具备取得部、投影位置计算部、要素投影像生成部和要素投影像合成部。取得部取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像。投影位置计算部基于x射线拍摄的条件，计算出三维图像所含的各个像素被投影到由x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置。要素投影像生成部
生成三维图像所含的各个像素被投影到x射线透视图像上时的每个像素的要素投影像。要素投影像合成部基于计算出的投影位置，对生成的每个像素的要素投影像进行合成，由此生成根据三维图像对x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像。
附图说明
12.图1是表示包括实施方式的放射线治疗装置的放射线治疗系统的大致构成的框图。
13.图2是对实施方式的投影位置的计算处理中使用的投影矩阵进行说明的图。
14.图3a是表示由以往的射线追踪法生成drr的情形的图。
15.图3b是表示由实施方式的drr生成部生成drr的情形的图。
16.图4是表示实施方式的drr生成部的大致构成的功能框图。
17.图5是表示实施方式的放射线治疗系统的处理的流程的一个例子的流程图。
18.图6是表示实施方式的drr生成部的drr生成处理的流程的一个例子的流程图。
19.图7是表示由实施方式的drr生成部生成要素投影像的情形的图。
20.图8是由实施方式的drr生成部生成的drr的示意图。
21.图9是表示实施方式的放射线治疗装置以及比较例的装置的定位处理的实验结果的图。
具体实施方式
22.以下，参照附图，对实施方式的放射线治疗装置、医用图像处理装置、放射线治疗方法以及程序进行说明。
23.图1是表示包括实施方式的放射线治疗装置的放射线治疗系统的大致构成的框图。放射线治疗系统1例如具备治疗台10、两个放射线源20(放射线源20-1以及放射线源20-2)、两个放射线检测器30(放射线检测器30-1以及放射线检测器30-2)、治疗射束照射门40和放射线治疗装置100。放射线治疗装置100是“放射线治疗装置”或者“医用图像处理装置”的一个例子。
24.治疗台10是载置以及固定接受利用放射线的治疗的被检体(患者)p的诊视床。治疗台10具备用于改变向固定的患者p照射的治疗射束的方向的平移机构以及旋转机构。治疗台10能够通过平移机构以及旋转机构分别沿三轴方向、即沿六轴方向移动。
25.放射线源20-1从预先确定的角度照射用于对患者p体内进行透视的放射线r-1。放射线源20-2从与放射线源20-1不同的预先确定的角度照射用于对患者p体内进行透视的放射线r-2。放射线r-1以及放射线r-2例如是x射线。图1示出了对固定在治疗台10上的患者p从两个方向进行x射线拍摄的情况。另外，在图1中，省略了对利用放射线源20的放射线r的照射进行控制的控制部的图示。
26.放射线检测器30-1检测出从放射线源20-1照射并穿过患者p体内而到达的放射线r-1，生成与检测出的放射线r-1的能量大小相应的患者p体内的x射线透视图像。放射线检测器30-2检测出从放射线源20-2照射并穿过患者p体内而到达的放射线r-2，生成与检测出的放射线r-2的能量大小相应的患者p体内的x射线透视图像。
27.放射线检测器30具备被配置为二维的阵列状的多个x射线检测器。放射线检测器
30生成以数字(digital)值表示到达各个x射线检测器的放射线r的能量大小的数字图像，作为x射线透视图像。放射线检测器30例如是平板探测器(flat panel detector：fpd)。放射线检测器30-1以及30-2将生成的x射线透视图像t1以及t2分别输出到放射线治疗装置100。另外，在图1中，省略了对利用放射线检测器30的x射线透视图像的生成进行控制的控制部的图示。
28.在放射线治疗系统1中，放射线源20与放射线检测器30的位置被固定，因此，由放射线源20与放射线检测器30的组构成的拍摄装置进行拍摄的方向(相对于治疗室的固定坐标系的相对方向)被固定。因此，在设置有放射线治疗系统1的三维空间内定义了三维坐标的情况下，能够以三轴的坐标值表示放射线源20与放射线检测器30的位置。在以下的说明中，将该三轴的坐标值的信息称为由放射线源20与放射线检测器30的组构成的拍摄装置的拍摄系统几何信息(日文：撮像系
ジオメトリ
情報)。拍摄系统几何信息包括放射线源20的位置、放射线检测器30的位置以及斜率等信息。如果使用拍摄系统几何信息，则能够根据从放射线源20照射的放射线穿过患者p体内而到达放射线检测器30时的位置求出规定的三维坐标内的患者p的位置。
29.拍摄系统几何信息能够根据设置放射线治疗系统1时设计的放射线源20以及放射线检测器30的设置位置获得。或者，几何信息也能够根据由三维测量器等测量到的放射线源20以及放射线检测器30的设置位置获得。通过预先根据拍摄系统几何信息求出投影矩阵，放射线治疗装置100能够计算出三维空间内的患者p在拍摄的二维的透视图像的哪个位置(投影位置)被拍摄(三维空间内的各点投影到drr上的哪个位置)。
30.图2是对实施方式的投影位置的计算处理中使用的投影矩阵进行说明的图。投影矩阵p是表示将在三维空间内的点投影到二维的透视图像上时的对应关系的矩阵。三维空间内的点x(
→
)＝(x,y,z)
t
与该投影目标的二维的透视图像上的点u＝(u,v)
t
的关系((
→
)表示向量)由以下的式(1)表示。
31.[数学式1]
[0032][0033]
投影矩阵p由以下的式(2)以及(3)表示。在式(2)以及(3)中，将放射线源20的位置设为l(
→
)＝(l
x
,ly,lz)
t
，将放射线检测器30(fpd)的基向量(日文：基底
ベクトル
)设为u(
→
)＝(u
x
,uy,u)
t
、v(
→
)＝(v
x
,v,vz)
t
、w(
→
)＝(w
x
,wy,w)
t
，将使l(
→
)投影到放射线检测器30上而得到的点设为c(
→
)＝(cu,cv)
t
，将从l(
→
)到c(
→
)的距离设为f，将放射线检测器30的像素间距分别设为su[mm/像素]、sv[mm/像素]。
[0034]
[数学式2]
[0035][0036]
[数学式3]
[0037]
r＝[u v w]
ꢀꢀ
(3)
[0038]
此外，在同时拍摄图1所示那样的患者p的两个透视图像的拍摄装置中，按每一个放射线源20与放射线检测器30的组预先求出投影矩阵。由此，能够根据两个透视图像中拍摄到的患者p体内的病灶、骨骼等患部、或者在患者p体内预先留置的标记物的像的位置，计算表示患部或者标记物的位置的规定的三维坐标中的坐标值。
[0039]
另外，在图1中，示出了具备两组的放射线源20与放射线检测器30的组、即两个拍摄装置的放射线治疗系统1的构成。放射线治疗系统1可以具备三个以上的拍摄装置(三组以上的放射线源20与放射线检测器30的组)。此外，放射线治疗系统1也可以仅具备一个拍摄装置(一组的放射线源20与放射线检测器30的组)。
[0040]
治疗射束照射门40照射用于破坏患者p体内的治疗的对象部位即患部的放射线作为治疗射束b。治疗射束b例如是x射线、γ射线、电子束、质子束、中子束、重粒子束等。治疗射束b从治疗射束照射门40以直线照射到患者p。另外，在图1中，示出了具备固定的一个治疗射束照射门40的放射线治疗系统1的构成，但并不限定于此，放射线治疗系统1也可以具备多个治疗射束照射门。
[0041]
放射线治疗装置100对放射线治疗系统1的各功能的动作进行控制。放射线治疗装置100例如具备输入接口110、显示部120、存储部130和控制部140。另外，这些各功能部可以分散地设置于多个装置。例如，控制部140中的drr的生成功能可以通过与放射线治疗装置100单独的处理装置来实现。该处理装置是“医用图像处理装置”的一个例子。
[0042]
输入接口110受理来自利用放射线治疗系统1的放射线治疗的实施者(医生、技术人员等)的各种输入操作，将表示受理的输入操作的信号输出到控制部140。输入接口110例如是键盘、鼠标、触摸面板等。
[0043]
显示部120显示ct图像、drr、x射线透视图像、患者p当前的位置、为了进行放射线治疗而预先确定的适当的位置(以下，称作“适当位置”)等信息。显示部120例如是液晶显示器(lcd：liquid crystal display)。在由触摸面板实现输入接口110的情况下，显示部120的功能可以组入到触摸面板中。
[0044]
存储部130存储放射线治疗所需的各种信息。存储部130例如存储在治疗计划阶段拍摄的能够对患者p体内进行透视的三维图像。三维图像例如是通过用ct装置、锥形束(cone-beam：cb)ct装置、磁共振成像(magnetic resonance imaging：mri)装置等拍摄装置拍摄患者p而取得的三维的图像数据。在以下的说明中，以三维图像是由ct装置拍摄患者p而获得的ct图像d1的情况为例进行说明。除此之外，存储部130例如存储在治疗计划阶段决定的针对每个患者的放射线射束b的照射位置、照射方向、照射等级、照射次数等治疗计划信息d2、拍摄系统几何信息d3等。存储部130例如通过ram(random access memory：随机存取存储器)、rom(read only memory：只读存储器)、hdd(hard disk drive：硬盘驱动器)等来实现。
[0045]
控制部140对用于实现放射线治疗系统1的各种功能的动作进行控制。
[0046]
控制部140例如具备第一取得部151、第二取得部153、drr生成部155、定位部157、诊视床控制部159、照射控制部161和显示控制部163。
[0047]
第一取得部151从存储部130取得患者p的ct图像d1、患者p的治疗计划信息d2以及拍摄系统几何信息d3。另外，第一取得部151可以基于经由输入接口110输入的信息取得ct图像d1等。此外，第一取得部151可以从经由网络而连接的数据库(文件服务器等)取得ct图
像d1等。此外，第一取得部151可以经由安装于放射线治疗装置100的驱动器装置从dvd、cd-rom等存储介质取得ct图像d1。即，第一取得部151取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像。第一取得部151是“取得部”的一个例子。
[0048]
第二取得部153取得在治疗阶段从放射线检测器30-1以及30-2输入的x射线透视图像t1以及t2。
[0049]
drr生成部155基于由第一取得部151取得的ct图像d1以及拍摄系统几何信息d3，生成drr。图3a是表示通过以往的射线追踪法生成drr的情形的图。图3b是表示由实施方式的drr生成部155生成drr的情形的图。
[0050]
如图3a所示，在以往的射线追踪法中，在放射线源20与drr之间虚拟地配置有ct图像d1。drr的各个像素的亮度值可通过对连结放射线源20与该像素的x射线的路径上的ct图像d1的各个像素px的亮度值进行积分而获得。在这种情况下，在x射线的路径上以较短的间隔进行采样，将ct图像d1的亮度值相加。即，参照x射线所通过的ct图像d1的像素的亮度，需要对每个drr的像素进行积分处理，计算量大。通过缩短采样间隔而增加采样次数，能够生成高精度的drr，但当采样次数增加时，处理时间增加，因此，在drr的图像质量与处理时间之间存在权衡关系。为了生成对于定位足够的图像质量的drr，希望ct图像d1的像素间距以下的采样间隔。
[0051]
另一方面，如图3b所示，在利用drr生成部155的drr的生成处理中，不利用x射线的路径的信息，取而代之，基于将ct图像d1的各个像素投影的drr的投影位置的信息和被投影的像素(以下，称为“要素投影像”)的信息，生成drr。drr是将ct图像d1投影后的图像，因此，drr生成部155能够通过将ct图像d1的全像素的要素投影像重合来生成drr。例如，在图3b所示的例子中，drr生成部155生成ct图像d1中的代表性的像素px1(以下，称为“基准像素”)所对应的要素投影像ep1，将生成的要素投影像ep1二维转换，由此生成其他像素所对应的要素投影像(要素投影像ep2等)。此外，在通过这些要素投影像生成drr的情况下，与使用射线追踪的情况不同，计算量仅取决于ct图像d1的像素数量。因此，能够缩短用于生成drr的处理时间。
[0052]
图4是表示实施方式的drr生成部155的大致构成的功能框图。
[0053]
drr生成部155例如具备投影位置计算部201、要素投影像生成部203和要素投影像合成部205。
[0054]
投影位置计算部201基于拍摄系统几何信息d3，计算出在ct图像d1的各个像素被投影到drr上时的投影位置。基于治疗计划，在ct图像d1中设定了三维位置以及旋转角等信息。投影位置计算部201通过以下的式(4)，将在ct图像d1中设定的三维的图像坐标系x(
→
)＝(x,y,z)
t
转换为房间坐标系x(
→
)＝(x,y,z)
t
。能够基于拍摄系统几何信息d3计算出房间坐标系的某一点被投影到drr上的哪个位置。在式(4)中，a是基于拍摄系统几何信息d3而设定的规定的转换矩阵。进而，投影位置计算部201通过以下的式(5)，根据房间坐标系x(
→
)计算出drr坐标系u(
→
)＝(u,v)
t
。在式(5)中，p是投影矩阵。
[0055]
[数学式4]
[0056][0057]
[数学式5]
circuit：专用集成电路)、fpga(field-programmable gate array：现场可编辑逻辑门阵列)、gpu(graphics processing unit：图形处理器)等硬件(包括电路部：circuitry)等来实现，也可以通过软件与硬件的协作来实现各种功能。此外，上述放射线治疗装置100的控制部140的功能中的一部分或者全部也可以通过专用的lsi来实现各种功能。程序(软件)可以存储于存储部130，也可以存储于dvd、cd-rom等能够装卸的存储介质(非易失性的存储介质)，通过将存储介质安装于放射线治疗系统1的驱动器装置而安装于存储部130。此外，程序(软件)也可以从其他计算机装置经由网络而预先下载，并安装于存储部130。
[0067]
接着，对放射线治疗系统1的处理进行说明。图5是表示实施方式的放射线治疗系统的处理的流程的一个例子的流程图。另外，在以下的说明中，在治疗计划阶段，设为由ct装置拍摄的患者p的ct图像d1以及治疗计划信息d2被预先存储于存储部130。
[0068]
首先，第一取得部151从存储部130取得治疗目标的患者p的ct图像d1(步骤s101)。第一取得部151将取得的ct数据d1输出到drr生成部155。
[0069]
接着，第二取得部153取得由放射线检测器30输出的当前的患者p的x射线透视图像(步骤s103)。第二取得部153将取得的x射线透视图像输出到定位部157。
[0070]
接着，drr生成部155以及定位部157开始虚拟地配置在治疗室的三维空间内的ct图像d1的位置(以下，称为“ct位置”)的稀疏搜索(日文：疎探索)的处理。在ct位置的稀疏搜索的处理中，drr生成部155基于由第一取得部151输出的ct图像d1，生成drr(步骤s105)。drr生成部155将生成的drr输出到定位部157。之后对利用drr生成部155的drr生成处理的详细情况进行叙述。
[0071]
接着，定位部157基于由drr生成部155输出的drr和由第二取得部153输出的x射线透视图像，搜索与当前的drr和x射线透视图像的相似度最高的ct位置(步骤s107)。
[0072]
接着，定位部157对搜索到的ct位置处的患者p的位置偏移量是否在规定的范围内进行判定(步骤s109)。位置偏移量表示ct图像d1的ct位置(ct图像d1中的患者p的位置)与固定在治疗台10的当前的患者p的位置之间的位置的偏移量。
[0073]
定位部157在判定为搜索到的ct位置处的患者p的位置偏移量不在规定的范围内的情况下，将搜索到的ct位置的信息输出到drr生成部155，使处理返回步骤s105。由此，drr生成部155在步骤s105中，基于由定位部157输出的ct位置的信息生成新的drr，定位部157在步骤s107中，基于由drr生成部155生成的新的drr和x射线透视图像，搜索与新的drr和x射线透视图像的相似度最高的ct位置。如此，drr生成部155与定位部157相互协同，重复ct位置的稀疏搜索的处理，直到搜索到的ct位置处的患者p的位置偏移量成为规定的范围内、即drr与x射线透视图像的相似度变得高于规定的相似度的阈值为止。
[0074]
另一方面，在步骤s109中，在判定为搜索到的ct位置处的患者p的位置偏移量在规定的范围内的情况下，drr生成部155以及定位部157开始更详细地对患者p的位置偏移量最少的ct位置进行搜索的密集搜索(日文：密探索)的处理。在ct位置的密集搜索的处理中，drr生成部155生成以在稀疏搜索的处理中搜索到的ct位置为基准的drr(步骤s111)。drr生成部155将生成的drr输出到定位部157。
[0075]
接着，定位部157以在稀疏搜索的处理中搜索到的ct位置为基准，基于由drr生成部155输出的drr和由第二取得部153输出的x射线透视图像，搜索最终的ct位置(步骤s113)。例如，定位部157基于在稀疏搜索的处理中搜索到的ct位置为基准的drr和x射线透
视图像，一边使ct位置沿着以治疗室内的三维坐标为基准的旋转以及平移方向移动，一边搜索患者p的位置偏移量最少的ct位置。换言之，定位部157根据表示以治疗室内的三维坐标为基准的旋转量以及平移量的六个参数，使ct位置移动，搜索drr与x射线透视图像的相似度最高的ct位置。
[0076]
接着，定位部157基于搜索到的最终的ct位置，计算出用于以治疗室内的三维坐标为基准而使治疗台10旋转以及平移的移动量(六个控制参数)(步骤s115)。定位部157将计算出的移动量输出到诊视床控制部159。
[0077]
接着，诊视床控制部159根据由定位部157输出的移动量使治疗台10移动(步骤s117)。之后，照射控制部161对治疗射束照射门40进行控制，使治疗射束b照射到患者p的患部。通过以上，本流程图的处理结束。
[0078]
接着，对上述步骤105以及111中的drr的生成处理的详细情况进行说明。图6是表示实施方式的drr生成部155的drr生成处理的流程的一个例子的流程图。
[0079]
首先，投影位置计算部201基于拍摄系统几何信息d3，计算出ct图像d1的各个像素被投影到drr上时的投影位置(步骤s201)。投影位置计算部201将在ct图像d1中设定的图像坐标系转换为房间坐标系，对房间坐标系乘以基于拍摄系统几何信息d3的投影矩阵，由此计算出作为drr上的位置的drr坐标系。
[0080]
接着，要素投影像生成部203生成ct图像d1的各个像素被投影到drr上时的要素投影像(步骤s203)。即使ct图像d1所含的像素分别是相同的形状，当在三维空间上的位置变化时，要素投影像也会发生变化。如果严格地进行计算，则需要对于ct图像d1所含的全像素生成准确的要素投影像，但计算成本高，不能快速地生成drr。因此，要素投影像生成部203首先生成基准像素所对应的要素投影像，将生成的要素投影像二维转换，由此对基准像素以外的其他像素的要素投影像进行。
[0081]
接着，要素投影像合成部205通过将由要素投影像生成部203生成的多个要素投影像粘贴到投影位置并进行合成来生成drr(步骤s205)。
[0082]
图7是表示由实施方式的drr生成部155生成要素投影像的情形的图。drr生成部155生成基准像素所对应的要素投影像，将生成的要素投影像二维转换，由此生成其他像素的要素投影像，将生成的多个要素投影像粘贴到投影位置并进行合成来生成drr。
[0083]
具体而言，将通过将处于三维空间的位置x(
→
)＝(x,y,z)
t
的ct图像d1的一个像素投影到drr平面(放射线检测器30)而生成的图像设为要素投影像e(u,v)。drr上的e(u,v)的中心位置成为将x(
→
)投影到drr上的坐标ec(
→
)＝(eu,ev)
t
。x(
→
)与ec(
→
)中，以下的式(6)的关系成立。
[0084]
[数学式6]
[0085][0086]
在上述式(6)中，p是由拍摄系统几何d3计算出的投影矩阵。
[0087]
考虑通过重合e(u,v)来生成的i(u,v)。ct图像d1的像素立体地配置在三维空间内，要素投影像的尺寸绝大多数大于一个像素，因此，一般来说，存在多个与drr上的坐标(u,v)重叠的要素投影像。因此，通过以下的式(7)计算i(u,v)。
[0088]
[数学式7]
[0089][0090]
在上述式(7)中，e
uv
是与坐标(u,v)重叠的要素投影像的集合，wi、hi是e
uv
内的第i个要素投影像的图像尺寸，s
eu
[mm/像素]、s
ev
[mm/像素]是要素投影像的像素间距。
[0091]
接着，对e(u,v)的生成方法进行说明。严格来说，需要对于ct图像d1的全像素生成要素投影像，但在这种情况下，需要与由以往的射线追踪法生成drr的情况相同的计算量。因此，drr生成部155将基准像素所对应的要素投影像二维转换，对其他像素的要素投影像进行近似，由此使处理简化。基准像素例如是作为放射线集中地照射的部位的等中心(日文：
アイソセンタ
)的像素。以下，以基准像素为等中心的像素的情况为例进行说明。
[0092]
要素投影像的亮度值取决(成比例)于作为基础的ct图像d1的亮度值v(x、y、z)。因此，通过将等中心的像素的要素投影像的亮度值乘以常数倍，能够求出其他像素的要素投影像的亮度值。即，要素投影像生成部203在ct图像d1中，计算出其他各个像素的亮度值相对于等中心的像素的亮度值之比。然后，要素投影像生成部203将计算出的比乘以等中心的像素的要素投影像的亮度值，由此能够计算出其他像素的要素投影像的亮度值。
[0093]
此外，ct图像d1所含的像素越接近放射线源20，则要素投影像越大，越接近放射线检测器30(越远离放射线源20)，则要素投影像越小。换言之，与等中心的像素的位置相比，其他像素的位置越接近放射线源20，则要素投影像越大，与等中心的像素的位置相比，其他像素的位置越接近放射线检测器30(drr)，则要素投影像越小。考虑了这样的倾向的要素投影像的尺寸能够进行几何学计算。因此，要素投影像生成部203通过放大或者缩小要素投影像的尺寸，能够考虑ct图像d1所含的各个像素的位置的不同而进行转换。
[0094]
将由射线追踪法对于处于等中心的位置(x
iso
,y
iso
,z
iso
)的像素生成的要素投影像设为基准要素投影像e
iso
(u,v)。将对处于除等中心以外的位置(xi,yi,zi)的像素的要素投影像通过e
iso
(u,v)的二维转换进行近似而得到的设为ei(u,v)时，转换式由以下的式(8)、(9)、(10)表示。
[0095]
[数学式8]
[0096][0097]
[数学式9]
[0098][0099]
[数学式10]
[0100][0101]
在上述式(8)～(10)中，w、h是各个要素投影像的尺寸。α是成为各要素投影像的基础的ct图像d1的像素值之比。ct图像d1的像素值与像素位置无关，在仅调整基准要素投影像的尺寸的情况下，不能对处理目标的其他像素(以下，也称为“关注像素”)的要素投影像的亮度值进行近似，因此，通过像素值之比进行校正。通过上述式(6)计算λi以及λ
iso
，β表示从放射线源20到关注像素的深度与从放射线源20到等中心的位置的深度之比。从放射线源
20到关注像素的深度，例如，是相对于将放射线源20与等中心的位置连结的直线l1从关注像素(例如像素1)的位置作垂线而得到的点与放射线源20之间的距离w1(参照图7)。从放射线源20到等中心的位置的深度例如是从放射线源20到等中心的位置为止的直线距离w0(参照图7)。
[0102]
在图7所示的例子中，首先，要素投影像生成部203将ct图像d1所含的像素中的处于等中心的像素投影，生成基准要素投影像ep10。接着，要素投影像生成部203生成ct图像d1所含的像素中的作为其他像素的像素1的要素投影像ep11。这里，像素1处于比等中心更靠近放射线源20的位置。因此，要素投影像生成部203基于上述深度之比，生成尺寸比基准要素投影像ep10的尺寸大的要素投影像ep11(放大后的要素投影像)。此外，要素投影像生成部203通过对基准要素投影像ep10乘以像素1的亮度值相对于等中心位置的像素之比，计算出要素投影像ep11的亮度值。
[0103]
同样，要素投影像生成部203生成ct图像d1所含的像素中的作为其他像素的像素2的要素投影像ep12。这里，像素2处于比等中心更靠近放射线检测器30的位置。因此，要素投影像生成部203基于上述深度之比，生成缩小基准要素投影像ep10的尺寸而得到的要素投影像ep12。此外，要素投影像生成部203通过对基准要素投影像ep10乘以像素2的亮度值相对于等中心位置的像素之比，计算出要素投影像ep12的亮度值。
[0104]
要素投影像生成部203对于ct图像d1所含的剩余的像素也同样生成要素投影像。要素投影像合成部205通过将由要素投影像生成部203生成的多个要素投影像粘贴到投影位置并进行合成，能够生成图8所示那样的drr。
[0105]
即，要素投影像生成部203在将三维图像虚拟地配置在进行x射线拍摄的放射线源与放射线检测器之间，在其他像素比基准像素更靠近放射线源的情况下，进行将基准像素的要素投影像放大的转换处理，来生成其他像素的要素投影像，在其他像素比基准像素更靠近放射线检测器的情况下，进行将基准像素的要素投影像缩小的转换处理，来生成其他像素的要素投影像。此外，要素投影像生成部203基于三维图像中的基准像素的亮度值与其他像素的亮度值之比，计算出其他像素的要素投影像的亮度值。要素投影像生成部203通过对基准像素的要素投影像的亮度值乘以其他像素的亮度值相对于基准像素的亮度值之比，计算出其他像素的要素投影像的亮度值。
[0106]
如上所述，由于在二维转换中行严格的转换是不可能的，因此，越是沿水平方向从等中心向放射线检测器30远离的像素，要素投影像的近似误差越大。在患者定位中，患部位于等中心，是想要最高精度地进行定位的位置。即，如果像本实施方式那样将由等中心的位置的像素生成的要素投影像作为基准而生成drr，则能够将等中心附近的误差抑制得小。
[0107]
图9是表示实施方式的放射线治疗装置100以及比较例的装置的定位处理的实验结果的图。在该实验中，分别在使用具有确定的处理性能的计算机、使用实施方式的要素投影像生成drr的情况下、以及在由比较例的以往的射线投射(ray casting)法生成drr的情况下，从适当的初始位置进行定位处理(稀疏搜索、密集搜索)，计算出移动量。在图9中，tx、ty以及tz表示平移机构中的三轴方向的移动量，rx、ry以及rz表示旋转机构中的三轴方向的移动量。如图9所示，与采用了比较例的以往的射线投射法时的处理时间相比，确认了在使用了实施方式的要素投影像的处理的情况下，能够大幅缩短处理时间。
[0108]
根据以上说明了的实施方式，通过根据三维图像生成要素投影像并进行合成，能
够使drr的生成处理快速化，并短时间且高精度地进行患者的定位。
[0109]
另外，也可以是，在ct图像d1为正方体的三维图像的情况下，drr生成部155在进行了使ct图像d1各向同性化(日文：等方化)的处理(将ct图像d1转换为正方体的处理)的基础上，进行要素投影像的生成处理。与长方体相比，无论从正方体的哪个角度投影都容易成为相近的要素投影像，因此，能够抑制要素投影像的偏差。
[0110]
此外，drr生成部155在成为基准的位置(例如等中心的位置)设置一个像素的亮度1的像素而生成drr，作为一个像素的投影像。由此，能够减少高精度的drr需要的等中心附近的图像的误差。在这种情况下，亮度值能够由常数倍表现，深度方向的移动能够由比例尺变更(日文：
スケール
変更)表现。此外，可以减小ct图像d1的像素的尺寸。由此，能够生成高图像质量的drr。
[0111]
根据以上说明了的至少一个实施方式，具备：取得部(151)，取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像；投影位置计算部(201)，基于x射线拍摄的条件，计算出三维图像所含的各个像素被投影到由x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置；要素投影像生成部(203)，生成三维图像所含的各个像素被投影到x射线透视图像上时的每个像素的要素投影像；以及要素投影像合成部(205)，基于计算出的投影位置，对生成的每个像素的要素投影像进行合成，由此生成根据三维图像对x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像(drr)，由此，能够使drr的生成处理快速化，并短时间且高精度地进行患者的定位。
[0112]
说明了本发明的几实施方式，但这些实施方式是作为例子提示的，并不意图限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种方式实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、置换以及变更。这些实施方式及其变形与发明的范围及主旨所包含的内容同样地包含于权利要求的范围所记载的发明及其等同范围内。
[0113]
附图标记说明
[0114]
1：放射线治疗系统，10：治疗台，20、20-1、20-2：放射线源，30、30-1、30-2：放射线检测器，40：治疗射束照射门，100：放射线治疗装置，110：输入接口，120：显示部，130：存储部，140：控制部，151：第一取得部，153：第二取得部，155：drr生成部，157：定位部，159：诊视床控制部，161：照射控制部，163：显示控制部，201：投影位置计算部，203：要素投影像生成部，205：要素投影像合成部

技术特征：
1.一种放射线治疗装置，其中，具备：取得部，取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在所述治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像；投影位置计算部，基于所述x射线拍摄的条件，计算出所述三维图像所含的各个像素被投影到由所述x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置；要素投影像生成部，生成所述三维图像所含的各个像素被投影到所述x射线透视图像上时的每个所述像素的要素投影像；以及要素投影像合成部，基于计算出的所述投影位置，对生成的每个所述像素的要素投影像进行合成，由此生成根据所述三维图像对所述x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像。2.根据权利要求1所述的放射线治疗装置，其中，还具备：定位部，所述定位部基于生成的所述重建图像，进行所述患者的定位。3.根据权利要求1或者2所述的放射线治疗装置，其中，所述要素投影像生成部，生成所述三维图像所含的基准像素的要素投影像，通过对生成的所述基准像素的要素投影像进行二维的转换处理，来生成所述三维图像所含的所述基准图像以外的其他像素的要素投影像。4.根据权利要求3所述的放射线治疗装置，其中，所述基准像素是放射线治疗中的等中心的位置的像素。5.根据权利要求3或者4所述的放射线治疗装置，其中，所述要素投影像生成部，将所述三维图像虚拟地配置在进行所述x射线拍摄的放射线源与放射线检测器之间，在所述其他像素比所述基准像素更靠近所述放射线源的情况下，进行放大所述基准像素的要素投影像的转换处理，来生成所述其他像素的要素投影像，在所述其他像素比所述基准像素更靠近所述放射线检测器的情况下，进行缩小所述基准像素的要素投影像的转换处理，来生成所述其他像素的要素投影像。6.根据权利要求3～5中任一项所述的放射线治疗装置，其中，所述要素投影像生成部基于所述三维图像中的所述基准像素的亮度值与所述其他像素的亮度值之比，计算出所述其他像素的要素投影像的亮度值。7.根据权利要求6所述的放射线治疗装置，其中，所述要素投影像生成部通过将所述基准像素的要素投影像的亮度值乘以所述其他像素的亮度值相对于所述基准像素的亮度值之比，计算出所述其他像素的要素投影像的亮度值。8.一种医用图像处理装置，其中，具备：取得部，取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在所述治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像；投影位置计算部，基于所述x射线拍摄的条件，计算出所述三维图像所含的各个像素被投影到由所述x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置；要素投影像生成部，生成所述三维图像所含的各个像素被投影到所述x射线透视图像
上时的每个所述像素的要素投影像；以及要素投影像合成部，基于计算出的所述投影位置，对生成的每个所述像素的要素投影像进行合成，由此生成根据所述三维图像对所述x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像。9.一种放射线治疗方法，其中，计算机进行如下处理：取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在所述治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像，基于所述x射线拍摄的条件，计算出所述三维图像所含的各个像素被投影到由所述x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置，生成所述三维图像所含的各个像素被投影到所述x射线透视图像上时的每个所述像素的要素投影像，基于计算出的所述投影位置，对生成的每个所述像素的要素投影像进行合成，由此生成根据所述三维图像对所述x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像。10.一种程序，其中，使计算机进行如下处理：取得治疗阶段的x射线拍摄的条件、以及在所述治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像，基于所述x射线拍摄的条件，计算出所述三维图像所含的各个像素被投影到由所述x射线拍摄生成的二维的x射线透视图像上时的投影位置，生成所述三维图像所含的各个像素被投影到所述x射线透视图像上时的每个所述像素的要素投影像，基于计算出的所述投影位置，对生成的每个所述像素的要素投影像进行合成，由此生成根据所述三维图像对所述x射线透视图像虚拟地进行再现而得到的重建图像。

技术总结
本发明的实施方式的放射线治疗装置具备取得部、投影位置计算部、要素投影像生成部和要素投影像合成部。取得部取得治疗阶段的X射线拍摄的条件、以及在治疗阶段之前拍摄到的患者的三维图像。投影位置计算部基于X射线拍摄的条件，计算出三维图像所含的各个像素被投影到由X射线拍摄生成的二维的X射线透视图像上时的投影位置。要素投影像生成部生成三维图像所含的各个像素被投影到X射线透视图像上时的每个像素的要素投影像。要素投影像合成部基于投影位置，合成每个像素的要素投影像，由此生成重建图像。成重建图像。成重建图像。


技术研发人员：坂田幸辰 梅根健太 平井隆介 谷泽昭行 森慎一郎 冈屋庆子
受保护的技术使用者：国立研究开发法人量子科学技术研究开发机构
技术研发日：2022.02.24
技术公布日：2023/9/7