(57)【要約】【課題】追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供する。【解決手段】本実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、第１のパルス電圧、及び第１のパルス電圧と異なる大きさの第２のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生部と、第１のパルス電圧と前第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生するＸ線発生部と、被検体を透過した第１のパルスＸ線に対応する第１のＸ線画像データと、被検体を透過した第２のパルスＸ線に対応する第２のＸ線画像データとを撮像するＸ線撮像部と、第１のＸ線画像データと、第２のＸ線画像データとを用いて、被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像処理部と、強調画像データに基づいて、放射線治療用マーカの位置を検出する検出部と、を備えることを特徴とする。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１のパルス電圧、及び当該第１のパルス電圧と異なる電圧の第２のパルス電圧を所定の間隔で発生する電圧発生部と、
前記第１のパルス電圧と前記第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生するＸ線発生部と、
被検体を透過した前記第１のパルスＸ線に対応する第１のＸ線画像データと、当該被検体を透過した前記第２のパルスＸ線に対応する第２のＸ線画像データとを撮像するＸ線撮像部と、
前記第１のＸ線画像データと、前記第２のＸ線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域を強調させた強調画像データを生成する画像処理部と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカの位置を検出する検出部と、
を備えることを特徴とするＸ線動体追跡装置。
【請求項２】
前記パルス電圧発生部は、供給される電圧を方形電圧に変換するインバータ回路と、
前記インバータ回路から入力される電圧を昇圧し、前記第１のパルス電圧、及び前記第２のパルス電圧として出力する昇圧回路と、を少なくとも有し、
前記第１のパルス電圧、及び前記第２のパルス電圧は、前記Ｘ線発生部の陽極及び陰極の少なくともいずれかに印加されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項３】
前記第１のパルス電圧と前記第２のパルス電圧の内、電圧が高い方のパルス電圧のパルス幅を、電圧が低い方のパルス電圧のパルス幅より短くしたことを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項４】
前記第１のパルス電圧及び前記第２のパルス電圧それぞれのパルス幅は、０．１ミリ秒〜３ミリ秒の範囲であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項５】
パルス電圧発生部は、前記第１のパルス電圧、及び前記第２のパルス電圧それぞれを所定の発生頻度で繰り返し発生し、
当該発生頻度は、１Ｈｚ〜６０Ｈｚの範囲であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項６】
前記第１のパルス電圧が発生した後に前記第２のパルス電圧が発生するまでの時間は、１ミリ秒〜３３ミリ秒の範囲に設定されることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項７】
前記被検体の撮影部位に応じて、前記第１のパルス電圧及び前記第２のパルス電圧それぞれの電圧値とパルス幅とを設定する設定部であって、
前記撮影部位に応じて、前記第１のパルス電圧及び前記第２のパルス電圧それぞれの大きさを異ならせる第１モードと、前記第１のパルス電圧及び前記第２のパルス電圧を同等の大きさにする第２モードとのいずれかを設定し、
前記画像処理部は、前記第１モードが設定されると、前記第１のＸ画像データと前記第２のＸ画像データとの間の重み付け差分処理をおこない、前記第２モードが設定されると、前記第１のＸ画像データと前記第２のＸ画像データとの加算平均処理を行う設定部を更に備えることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項８】
前記Ｘ撮像部は、カラーイメージインテンシファイアと、
前記カラーイメージインテンシファイアの発光画像データを撮像するカラーカメラ部と、
を更に備えることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項９】
前記画像処理部は、前記第１のＸ画像データの骨部領域から得られた画素値と、前記第２のＸ画像データの骨部領域から得られた画素値とに基づく重み付け差分処理を、前記第１のＸ画像データ及び前記第２のＸ画像データに行うことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項１０】
前記第１のＸ線画像データは、赤色画像データ、緑色画像データ、及び青色画像データで構成され、前記第２のＸ線画像データは、赤色画像データ、緑色画像データ、及び青色画像データで構成され、
前記画像処理部は、赤色、緑色、及び青色の中から選択された色に対応する画像データ間に重み付け差分処理を行うことを特徴とする請求項９に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項１１】
第３のパルス電圧、及び当該第３のパルス電圧と異なる大きさの第４のパルス電圧を所定の間隔で発生する第２の電圧発生部と、
前記第３のパルス電圧と前記第４のパルス電圧とに基づき、第３のパルスＸ線と第４のパルスＸ線とを発生する第２のＸ線発生部と、
被検体を透過した前記第３のＸ線に対応する第３のＸ線画像データと、当該被検体を透過した前記第４のＸ線に対応する第４のＸ線画像データとを撮像する第２のＸ線撮像部と、
前記第３のＸ線画像データと、前記第４のＸ線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する第２の画像処理部と、
前記画像処理部で得られた画像データ及び前記２の画像処理部で得られた画像データに基づき、これら画像データを立体化する３次元変換部と、
立体化された画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカ領域の３次元位置を検出する検出部と、
を更に備えることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか一項に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項１２】
放射線ビームの照射位置を示すマークと共に前記画像処理部で得られた画像データを表示させる表示部を更に備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線動体追跡装置。
【請求項１３】
第１のパルス電圧、及び当該第１のパルス電圧と異なる大きさの第２のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生工程と、
前記第１のパルス電圧と前記第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生するＸ線発生工程と、
被検体を透過した前記第１のパルスＸ線に対応する第１のＸ線画像データと、当該被検体を透過した前記第２のパルスＸ線に対応する第２のＸ線画像データとを撮像するＸ線撮像工程と、
前記第１のＸ線画像データと、前記第２のＸ線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像データ処工程と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカの位置を検出する検出工程と、
を備えることを特徴とするＸ線動体追跡方法。
【請求項１４】
被検体を透過した第１のＸ線に対応する第１の画像データと、前記第１のX線と特性の異なる第２のＸ線であって、前記被検体を透過した当該第２のＸ線に対応する第２の画像データとを、取得する取得工程と、
前記第１の画像データの骨部領域から得られた画素値と、前記第２の画像データの前記骨部領域から得られた画素値とに基づく重み付け係数を演算する演算工程と、
前記重み付け係数を用いて前記第１のＸ画像データと前記第２のＸ画像データとの差分処理を行う差分処理工程と、
を備えることを特徴とする画像処理方法。
【請求項１５】
前記第１の画像データ及び前記第２の画像データのそれぞれは、Ｒ、Ｇ、Ｂ画素を有する撮像素子で撮像された画像データのいずれかであって、
前記第１の画像データは、第１の赤色画像データ、第１の緑色画像データ、及び第１の青色画像データのいずれかで有り、前記第２の画像データは、第２の赤色画像データ、第２の緑色画像データ、及び第２の青色画像データのいずれかで有り、且つ前記第1の画像データに対応する色の画像データであることを特徴とする請求項１４に記載の画像処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、Ｘ線動体追跡装置、Ｘ線動体追跡方法、及び画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
正常細胞を保護すると共に患部標的に集中して高線量を照射する高精度放射線治療が臨床で行われている。この高精度放射線治療には、重粒子線、陽子線、及びＸ線等の治療用ビームが使用されている。この治療用ビームを用いた放射線治療では、患部標的である腫瘍細胞に対して大きな殺傷効果が生じるように、治療用ビームのエネルギー、投与線量、及び入射方向等が治療計画に基づいて決定されている。
【０００３】
ところが、横隔膜を挟んだ胸腔と腹腔に内包される臓器等には呼吸性移動がある。この呼吸性移動により、これらの臓器は、体表面の動きでは追跡できない３次元的な移動をすることがある。このため、これらの臓器に患部標的がある場合、患部標的を３次元的に追跡するＸ線動体追跡方法が適用されている。
【０００４】
このＸ線動体追跡方法には、直交した２方向Ｘ線透視撮影装置を用いて患部標的の位置を追跡するゲーティング照射法が用いられる。すなわち、ゲーティング照射法は、患部標的が治療用ビームの照射範囲であるゲート内に位置するタイミングで、治療用ビームを照射する。この場合、患部標的の位置を識別するために、放射線治療用マーカが使用される場合があり、放射線治療用マーカ領域の識別性を向上させる必要がある。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】放射線治療分科会監修、「放射線治療における位置照合とセットアップの実際」、初版、日本放射線技術学会、２０１５年２月２０日、Ｐ．１―１４３
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明の実施形態は、追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、
第１のパルス電圧、及び当該第１のパルス電圧と異なる電圧の第２のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生部と、
前記第１のパルス電圧と前記第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生するＸ線発生部と、
被検体を透過した前記第１のパルスＸ線に対応する第１のＸ線画像データと、当該被検体を透過した前記第２のパルスＸ線に対応する第２のＸ線画像データとを撮像するＸ線撮像部と、
前記第１のＸ線画像データと、前記第２のＸ線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像処理部と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカの位置を検出する検出部と、
を備えることを特徴とする。
【０００８】
本実施形態に係るＸ線動体追跡方法は、
第１のパルス電圧、及び当該第１のパルス電圧と異なる大きさの第２のパルス電圧を所定の間隔で発生するパルス電圧発生工程と、
前記第１のパルス電圧と前記第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生するＸ線発生工程と、
被検体を透過した前記第１のパルスＸ線に対応する第１のＸ線画像データと、当該被検体を透過した前記第２のパルスＸ線に対応する第２のＸ線画像データとを撮像するＸ線撮像工程と、
前記第１のＸ線画像データと、前記第２のＸ線画像データとを用いて、前記被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成する画像データ処工程と、
前記強調画像データに基づいて、前記放射線治療用マーカの位置を検出する検出工程と、
を備えることを特徴とする。
【０００９】
本実施形態に係る画像処理方法は、
被検体を透過した第１のＸ線に対応する第１の画像データと、前記第１のＸ線と特性の異なる第２のＸ線であって、前記被検体を透過した当該第２のＸ線に対応する第２の画像データとを、取得する取得工程と、
前記第１の画像データの骨部領域から得られた画素値と、前記第２の画像データの前記骨部領域から得られた画素値とに基づく重み付け係数を演算する演算工程と、
前記重み付け係数を用いて前記第１のＸ画像データと前記第２のＸ画像データとの差分処理を行う差分処理工程と、
を備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本実施形態によれば、追跡対象をより高精度に追跡可能なＸ線動体追跡装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】第１施形態に係るＸ線動体追跡装置の全体構成を説明するブロック図。
【図２】陰極接地方式用の高電圧パルス発生部の詳細な構成を示す図。
【図３】中点接地方式用の高電圧パルス発生部の詳細な構成を示す図。
【図４】第１モードでの陰極接地方式用の高電圧パルス発生部のタイミングチャートを示す図。
【図５】第２モードでの陰極接地方式用の高電圧パルス発生部のタイミングチャートを示す図。
【図６】中点接地方式用の高電圧パルス発生部のタイミングチャートを示す図。
【図７】第１モードでの第１のＸ線管及び第１のＸ線撮影部のタイミングチャートを示す図。
【図８】第２モードでの第１のＸ線管及び第１のＸ線撮影部のタイミングチャートを示す図。
【図９】差分処理について説明する図。
【図１０】第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置の構成を示すブロック図
【図１１】第３実施形態に係るＸ線動体追跡装置の構成を示すブロック図
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、図面を参照して本発明に係る実施形態を説明する。本実施形態は、本発明を限定するものではない。
【００１３】
（第１実施形態）
第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、第１のパルス電圧、及び第１のパルス電圧と異なる電圧の第２のパルス電圧に基づき、複数の異なる管電圧のパルスＸ線を照射させ、これら管電圧の異なる複数のＸ線画像データを用いて、被検体内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成しようとしたものである。より詳しくを、以下に説明する。
【００１４】
図１に基づいて本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１の全体構成を説明する。図１は、第１施形態に係るＸ線動体追跡装置１の全体構成を説明するブロック図である。
【００１５】
この図１に示すように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１は、呼吸性移動する患部標的の位置を追跡する。より具体的には、Ｘ線動体追跡装置１は、第１の高電圧パルス発生部１００Ａと、第２の高電圧パルス発生部１００Ｂと、第１のＸ線管部１０２Ａと、第２のＸ線管部１０２Ｂと、第１のＸ線管支持部１０４Ａと、第２のＸ線管支持部１０４Ｂと、第１のコリメータ部１０６Ａと、第２のコリメータ部１０６Ｂと、設定部１０８と、治療台１１０と、第１のＸ線撮像部１１２Ａと、第２のＸ線撮像部１１２Ｂと、第１のＸ線撮影部１１４Ａと、第２のＸ線撮影部１１４Ｂと、第１の２Ｄ画像データ出力部１１６Ａと、第２の２Ｄ画像データ出力部１１６Ｂと、第１の画像処理部１１８Ａと、第２の画像処理部１１８Ｂと、同期制御部１２０と、３次元変換部１２２と、標的座標出力部１２４と、照射許可判定部１２６とを、備えて構成されている。
【００１６】
また、患部標的の位置は、放射線治療用マーカでマークされている。このため、Ｘ線動体追跡装置１は、放射線治療用マーカの位置を追跡対象である患部標的の位置として追跡する。
【００１７】
第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、高電圧パルスを発生する。この第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、高電圧パルスを連続して発生することが可能である。例えば、高電圧パルス発生部１００Ａは、第１のパルス電圧を発生した後に、所定の間隔で第２のパルス電圧を発生する。第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成は後述する。
【００１８】
第１のＸ線管部１０２Ａには、第１の高電圧パルス発生部１００Ａが発生したパルス電圧が印加される。この第１のＸ線管部１０２Ａは、印加されたパルス電圧に基づき、パルスＸ線を発生する。すなわち、第１のＸ線管部１０２Ａは、第１のパルス電圧と第２のパルス電圧とに基づき、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線とを発生する。
【００１９】
より具体的には、パルス電圧は、第１のＸ線管部１０２Ａの陰極と陽極の間に印加される。この陰極から飛び出した電子は、印加されたパルス電圧の電位に応じたエネルギーを与えられる。そして、陽極に衝突した電子のエネルギーに応じたエネルギーのＸ線が、陽極から発生する。すなわち、管電圧と発生するＸ線のエネルギーはほぼ比例する。このため、第１のＸ線管部１０２Ａは、印加されたパルス電圧の電圧値に応じて、異なるエネルギーのＸ線を発生する。また、Ｘ線管に印加される電圧は、一般に管電圧と呼ばれる。つまり、第１の高電圧パルス発生部１００Ａが発生するパルス電圧の電圧値は、管電圧に相当する。
【００２０】
ここで、被検体１０、すなわち患者のＸ線吸収率は、Ｘ線のエネルギーに応じて異なる。すなわち、管電圧を高めると、発生するＸ線のエネルギーが高くなり、被検体１０を透過する際に減弱されにくくなる。このため、異なるエネルギーのＸ線を被検体１０に照射すると、異なるエネルギーのＸ線ごとに異なる強度分布のＸ線画像が発生する。なお、被検体１０を透過したＸ線の２次元強度分布は、Ｘ線画像、或いは放射線画像と呼ばれる。
【００２１】
第１のＸ線管支持部１０４Ａは、第１のＸ線管部１０２Ａを支持している。第１のコリメータ部１０６Ａは、第１のＸ線管支持部１０４Ａが支持する第１のＸ線管部１０２ＡのＸ線出力面に装着され、第１のパルスＸ線の照射範囲を制御する。これにより、第１のパルスＸ線の照射範囲が、被検体１０の関心領域に制限される。
【００２２】
設定部１０８は、第１のパルス電圧及び第２のパルス電圧の発生条件を設定する。この設定部１０８での設定に従い、第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、高電圧パルスを発生する。また、設定部１０８は、第１のパルス電圧及び第２のパルス電圧それぞれのパルス幅、パルス電圧の電圧値、第１のパルス電圧と第２のパルス電圧との発生間隔、及び第１のパルス電圧及び第２のパルス電圧を繰り返し生成する発生頻度等を設定する。
【００２３】
ここで、パルス幅は、パルスが継続して発生している時間であり、０．１ミリ秒〜３ミリ秒の範囲に設定される。パルス幅は、長くするほど、Ｘ線の強度を上げることが可能であり、ノイズを低減できる。一方で、パルス幅を長くすると呼吸性移動する患部が移動し、撮像した画像データにぼけや、位置ずれが生じる。このため、ここでは、１ミリ秒を標準値として用いる。
【００２４】
パルス電圧、すなわち管電圧は、６０ＫＶ〜１５０ＫＶの範囲に設定される。この電圧値は、撮影部位に応じて定められる。例えば第１のパルス電圧を標準的な値に定める場合、胸部では８０ＫＶが設定され、腰椎では１３０ＫＶが設定される。
【００２５】
また、上述のように、管電圧を高くするに従いＸ線のエネルギーが増加する。このため、パルス電圧を高く設定するに従い、パルス幅を短く設定してもよい。これにより、被検体１０に照射されるＸ線のエネルギーの積算量を低減させることが可能である。
【００２６】
発生間隔は、１ミリ秒〜３３ミリ秒の範囲に設定される。この発生間隔は、第１のパルス電圧が発生した後に第２のパルス電圧が発生するまでの時間である。呼吸性移動の大きな部位では、可能な限り発生間隔を短くすると、後述の画像処理でのぼけが低減される。一方で、発生間隔を短くする程、高容量な第１の高電圧パルス発生部１００Ａが必要になる。このため、ここでは、後述するイメージインテンシファイア等の蛍光体発光減衰時間に起因する残光影響を無視できる時間として３ミリ秒を標準値として用いる。
【００２７】
そして、発生頻度は、１Ｈｚ〜６０Ｈｚの範囲に設定される。この発生頻度は、１秒間に第１のパルス電圧を何回発生させるかを示す数値である。例えば３０Ｈｚであれば、第１のパルス電圧は、１秒間に３０回発生させられる。同様に、第２のパルス電圧も、１秒間に３０回発生させられる。なお、撮影周期は、発生頻度の逆数である。
【００２８】
発生頻度を大きくする程、被曝線量が増す。一方で、発生頻度を小さくすると、患部標的の位置抽出の取得間隔が開いてしまう恐れがある。このため、ここでは、３０Ｈｚを標準値として用いる。
【００２９】
また、設定部１０８は、撮影部位に応じて発生条件が定められたテーブルに従い、発生条件を設定してもよい。この場合、設定部１０８は、撮影者が指示する撮影部位に応じた発生条件を第１の高電圧パルス発生部１００Ａに設定する。
【００３０】
さらにまた、設定部１０８は、撮影部位に応じて第１モード、及び第２モードを設定可能である。第１モードは、第１のパルス電圧及び第２のパルス電圧の電圧値が異なるモードである。第２モードは、第１のパルス電圧及び第２のパルス電圧の電圧値が同等であるモードである。
【００３１】
治療台１１０は、仰向けに横臥した被検体１０を固定して搭置する。治療台１１０は、強度がありＸ線の吸収が比較的小さいＣＦＲＰ（炭素繊維強化プラスチック）等の材料で構成されている。
【００３２】
第１のＸ線撮像部１１２Ａは、第１のコリメータ部１０６Ａを介して照射されたパルスＸ線の強度分布を画像データに変換する。すなわち、この第１のＸ線撮像部１１２Ａは、第１のＸ線撮影部１１４Ａと第１の２Ｄ画像データ出力部１１６Ａとを備えて構成されている。
【００３３】
第１のＸ線撮影部１１４Ａを構成する各画素は、パルスＸ線の強度に応じた値の電気信号に変換して出力する。第１の２Ｄ画像データ出力部１１６Ａは、第１のＸ線撮影部１１４Ａから入力される電気信号を画像データに変換する。この画像データは二次元である。
【００３４】
ここでは、第１のＸ線撮像部１１２Ａは、例えばカラーイメージインテンシファイア（カラーＩ．Ｉ．（登録商標））とカラーカメラとで構成されている。また、カラーイメージインテンシファイアは、出力蛍光体にカラーシンチレータであるＹ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）等を使用している。このＹ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）の蛍光減衰時間は、およそ１ミリ秒である。
【００３５】
また、第１のＸ線撮像部１１２Ａに、イメージインテンシファイア（Ｉ．Ｉ．：Image Intensifier）を用いてもよい。或いは、第１のＸ線撮像部１１２Ａに、間接変換方式のＦＰＤ（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）を用いてもよい。間接変換方式のＦＰＤは、カラーイメージインテンシファイアよりも薄型であるので、Ｘ線動体追跡装置１を小型化可能である。
【００３６】
イメージインテンシファイアは蛍光体にＣｓＩ（Ｎａ）やＣｓＩ（Ｔｌ）が使用されている。Ｘ線に励起され発光してから消失するまでの時間である蛍光減衰時間は、ＣｓＩ（Ｎａ）では、およそ１０５０ナノ秒である。また、ＣｓＩ（Ｎａ）では、およそ６３０ナノ秒である。間接変換型ＦＰＤも蛍光体にＣｓＩ（Ｎａ）やＣｓＩ（Ｔｌ）を使用しているが、受光素子に用いられているＡＳＰ（ＡＳＰ：Amorphous Silicon Photodiode）の電荷読み出し速度が遅く、画像データの読み出しに数１０ミリ秒の時間が必要である。このため、数ミリ秒の撮影間隔が必要とされる場合、間接変換型ＦＰＤの使用は現状の技術レベルでは制限される。
【００３７】
第１の画像処理部１１８Ａは、第１の２Ｄ画像データ出力部１１６Ａから入力された複数の画像データを重み付けして演算処理する。すなわち、第１の画像処理部１１８Ａは、被検体１０内の放射線治療用マーカ領域を強調させた強調画像データを生成する。また、第１の画像処理部１１８Ａは、設定部１０８により設定されたモードに応じて画像データ処理方法を変更する。
【００３８】
第１モードが設定されると、第１の画像処理部１１８Ａは、第１の画像データ及び第２の画像データの差分処理を行う。ここでの差分処理は、例えば放射線治療用マーカ領域のコントラストを上げる処理である。この放射線治療用マーカは、例えば金（Ａｕ）で形成されている。差分処理の詳細な処理方法も後述する。
【００３９】
第２モードが設定されると、第１の画像処理部１１８Ａは、第１の画像データ及び第２の画像データの加算平均処理を行う。この場合、ノイズは１／√ｎで低減され放射線治療用マーカ領域が強調される。
【００４０】
第２の高電圧パルス発生部１００Ｂは、第１の高電圧パルス発生部１００Ａと同等の構成であり、第３のパルス電圧、及び第３のパルス電圧と異なる大きさの第４のパルス電圧を所定の間隔で発生する。また、第２のＸ線管部１０２Ｂも第１のＸ線管部１０２Ａと同等の構成であり、第３のパルス電圧と第４のパルス電圧とに基づき、第３のパルスＸ線と第４のパルスＸ線とを発生する。第２のＸ線管支持部１０４Ｂも、第１のＸ線管支持部１０４Ａと同等の構成であり、第２のＸ線管部１０２Ｂを支持する。さらにまた、第２のコリメータ部１０６Ｂも、第１のコリメータ部１０６Ａと同等の構成であり、第２のＸ線管部１０２Ｂが発生する第２のＸ線の照射範囲を制限する。第２のＸ線撮像部１１２Ｂも、第１のＸ線撮像部１１２Ａと同等の構成であり、第２のコリメータ部１０６Ｂを介して照射されたパルスＸ線の強度分布に応じた画素値を有する画像データに変換して出力する。さらに、第２のＸ線撮影部１１４Ｂと第１の２Ｄ画像データ出力部１１６Ａとを備えて構成されている。そして、第２の画像処理部１１８Ｂは、第１の画像処理部１１８Ａと同等の構成であり、異なる時間に撮像された複数の画像データを重み付けして演算処理する。
【００４１】
Ｘ線発管部１０２Ａ、１０２ＢとＸ線撮像部１１２Ａ、１１２Ｂとからなる２組のＸ線透視撮影系は被検体１０を介して直交配置とする。Ｘ線発管部１０２Ａ、１０２ＢとＸ線撮像部１１２Ａ、１１２Ｂの上下配置は逆にしてもよく、２組のＸ線透視撮影系を９０°傾けて、腹部側及び背中側からＸ線を照射するように構成してもよい。
【００４２】
同期制御部１２０は、第１の高電圧パルス発生部１００Ａ及び第２の高電圧パルス発生部１００Ｂにおける高電圧パルスの発生タイミングを同期させる制御を行う。さらに、この同期制御部１２０は、第１のＸ線撮影部１１４Ａ及び第２のＸ線撮影部１１４Ｂの撮像タイミングを、この高電圧パルスの発生タイミングに同期させる制御を行う。
【００４３】
３次元変換部１２２は、第１の画像処理部１１８Ａ及び第２の画像処理部１１８Ｂから出力されるそれぞれの２次元の画像データを合成処理して３次元の画像データを生成する。標的座標出力部１２４は、それぞれの２次元の画像データに基づく３次元の画像データから放射線治療用マーカ領域を検出し、３次元の座標を求める。ここでは、放射線治療用マーカの位置は、患部標的の位置として求められる。
【００４４】
また、標的座標出力部１２４は、第１の画像処理部１１８Ａから出力される２次元の画像データに基づいて、放射線治療用マーカの第１の２次元座標を求め、第２の画像処理部１１８Ｂから出力される２次元の画像データに基づいて、放射線治療用マーカの第２の２次元座標を求め、第１の２次元座標及び第２の２次元座標に基づいて、放射線治療用マーカの３次元座標を求めてもよい。例えば、標的座標出力部１２４は、第１の画像処理部１１８Ａから出力される２次元の画像データを２値化処理し、高画素領域の重心を放射線治療用マーカの第１の２次元座標とする。同様に、第２の画像処理部１１８Ｂから出力される２次元の画像データを２値化処理し、高画素領域の重心を放射線治療用マーカの第２の２次元座標とする。
【００４５】
照射許可判定部１２６は、この患部標的の３次元座標に基づき、治療用ビームの照射を許可すべきか否かを判定する。すなわち、この照射許可判定部１２６は、この治療用ビームの照射範囲であるゲート内に、この放射線治療用マーカが位置するか否かを判定する。なお、本実施の形態においては、高電圧パルス発生部１００Ａ、１００Ｂが電圧発生部を構成し、Ｘ線管部１０２Ａ、１０２ＢがＸ線発生部を構成し、標的座標出力部１２４が検出部を構成している。
【００４６】
次に、図２及ぶ図３に基づいて第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成について説明する。Ｘ線管には、主に陽極接地、陰極接地、中点接地の３つの方式がある。ここでは、陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａと、中点接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａについて説明する。まず、図２に基づいて陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成について説明する。図２は、陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成を示す図である。
【００４７】
この図２に示すように第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、制御回路２００と、ＤＣ（ＤＣ：Direct Current）電源２０２と、インバータ回路２０４と、昇圧回路２０５と、インバータ回路２０６と、昇圧回路２０７と、高電圧半導体スイッチ２０８と、フィラメント加熱電源２１２とを、備えて構成されている。
【００４８】
制御回路２００は、設定部１０８と、同期制御部１２０と、インバータ回路２０４と、昇圧回路２０５と、インバータ回路２０６と、昇圧回路２０７と、フィラメント加熱電源２１２と、高電圧半導体スイッチ２０８とに接続されている。この制御回路２００は、同期制御部１２０からの同期制御にしたがい、インバータ回路２０４、２０６と、昇圧回路２０５、２０７と、高電圧半導体スイッチ２０８と、フィラメント加熱電源２１２とを制御している。
【００４９】
ＤＣ電源２０２は、交流電圧を直流電圧に変換する回路である。交流電圧は、例えば商用電源から得られる。また、ＤＣ電源２０２は、例えばＡＣ／ＤＣ変換回路であり、整流ダイオードで交流電圧を整流し、コンデンサを用いて設定された直流電圧に変換する。
【００５０】
インバータ回路２０４は、制御回路２００と、ＤＣ電源２０２と、昇圧回路２０５とに接続されている。このインバータ回路２０４は、制御回路２００の制御に従い、設定部１０８で設定された発生条件に基づき方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、ＤＣ電源２０２から供給される直流電圧に基づき、所定の周期で生成される。
【００５１】
昇圧回路２０５は、制御回路２００とインバータ回路２０４と第１のＸ線管部１０２Ａの陽極とに接続されている。この昇圧回路２０５は、制御回路２００の制御に従い、インバータ回路２０４から入力された電圧を昇圧し、Ｂａｓｅ電圧として出力する。このＢａｓｅ電圧は、第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される。
【００５２】
インバータ回路２０６もインバータ回路２０５と同様の構成である。すなわち、インバータ回路２０６は、制御回路２００と、ＤＣ電源２０２と、昇圧回路２０７とに接続されている。このインバータ回路２０６は、制御回路２００の制御に従い、設定部１０８で設定された発生条件に基づき方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、ＤＣ電源２０２から供給される直流電圧に基づき、所定の周期で生成される。
【００５３】
昇圧回路２０７も昇圧回路２０５と同様の構成である。すなわち、制御回路２００と、インバータ回路２０６と、第１のＸ線管部１０２Ａの陽極とに接続されている。この昇圧回路２０７は、制御回路２００の制御に従い、インバータ回路２０６から入力された電圧を昇圧し、Ｂｏｓｔ電圧として出力する。
【００５４】
そして、Ｂｏｓｔ電圧は、高電圧半導体スイッチ２０８を介して、第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される。また、昇圧回路２０５、２０７は、例えばＣＷ（ＣＷ：Cockcroft Walton）回路であり、コンデンサとダイオードを多段式に組み合わせて構成されている。
【００５５】
また、高電圧半導体スイッチ２０８は、制御回路２００に接続され、昇圧回路２０７と第１のＸ線管部１０２Ａの陽極との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ２０８は、制御回路２００の制御に従い、昇圧回路２０６と第１のＸ線管部１０２Ａの陽極とを接続状態、又は非接続状態にする。また、高電圧半導体スイッチ２０８は、上述の所定撮影周期で切り換えられる。これにより、上述の所定撮影周期でＢｏｓｔ電圧が第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される。
【００５６】
さらにまた、高電圧半導体スイッチ２０８は、ＩＧＢＴ（ＩＧＢＴ：Insulated Gate Bipolar Transistor）やＭＯＳＦＥＴ（ＭＯＳＦＥＴ：Metal-Oxide-Semiconductor Field-Effect Transistor）等の半導体スイッチング素子を複数接続することで、構成可能である。
【００５７】
フィラメント加熱電源２１２は、第１のＸ線管部１０２Ａ内のフィラメントに接続されている。このフィラメント加熱電源２１２は、フィラメントに規定の電流を流すために１０Ｖ程度の電圧を印加してフィラメント自身を加熱する。この電流値に応じてフィラメントから発生する電子の数が調整される。すなわち、フィラメントに流れる電流は、第１のＸ線管部１０２Ａの管電流に対応している。なお、本実施形態では、Ｂａｓｅ電圧が第１のパルス電圧に対応し、Ｂｏｓｔ電圧が第２のパルス電圧に対応する。
【００５８】
次に、図３に基づいて中点接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成について説明する。図２に示した第１の高電圧パルス発生部１００Ａの第１のＸ線管部１０２Ａは陰極固定型のため、電流に制限がある。これにより、ＳＩＤ（ＳＩＤ：Source Image receptor Distance）が長いと、必要な管電流が得られないことがある。このため、大きな管電流が必要な場合、陽極回転型のＸ線管が使用される。この陽極回転型のＸ線管の多くは中点接地方式である。すなわち、中点接地方式の第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、大きな管電流が必要な場合に使用される。
【００５９】
図３は、中点接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの詳細な構成を示す図である。この図３に示すように、第１の高電圧パルス発生部１００Ａは、制御回路２１４と、ＤＣ電源２０２と、インバータ回路２０４と、昇圧回路２０５、と、インバータ回路２０６と、昇圧回路２０７と、高電圧半導体スイッチ２０８と、フィラメント加熱電源２１２と、高電圧半導体スイッチ２２２とを、備えて構成されている。図２と同等の構成には同一の番号を附して説明を省略する。この図３に示すように、陰極にも、負（−）の高電圧が印加されることで図２に示す第１の高電圧パルス発生部１００Ａと相違している。
【００６０】
制御回路２１４は、同期制御部１２０と、インバータ回路２０４、２０６と、昇圧回路２０５、２０７と、高電圧半導体スイッチ２０８、２２２と、フィラメント加熱電源２１２とに接続されている。この制御回路２１４は、同期制御部１２０の同期制御にしたがい、インバータ回路２０４、２０６と、昇圧回路２０５、２０７と、高電圧半導体スイッチ２０８、２２２と、フィラメント加熱電源２１２とを制御している。
【００６１】
インバータ回路２０４、２０６は、制御回路２１４とＤＣ電源２０２とに接続されている。このインバータ回路２０４、２０６は、制御回路２１４の制御に従い、方形状の電圧を生成する。この方形状の電圧は、ＤＣ電源２０２から供給される直流電圧に基づき、上述の所定周期で生成される。
【００６２】
昇圧回路２０５は、インバータ回路２０４と制御回路２１４と第１のＸ線管部１０２Ａの陰極とに接続されている。この昇圧回路２０５は、制御回路２１４の制御に従い、高電圧半導体スイッチ２２２を介してインバータ回路２０４から供給される方形状の電圧を昇圧し、負（−）のＢａｓｅ電圧及び負（−）のＢｏｓｔ電圧として出力する。この負（−）のＢａｓｅ電圧及び負（−）のＢｏｓｔ電圧は、第１のＸ線管部１０２Ａの陰極に印加される。
【００６３】
昇圧回路２０７は、インバータ回路２０６と制御回路２１４と第１のＸ線管部１０２Ａの陽極とに接続されている。この昇圧回路２０７は、制御回路２１４の制御に従い、高電圧半導体スイッチ２０８を介してインバータ回路２０６から供給される方形状の電圧を昇圧し、正（＋）のＢａｓｅ電圧及び正（＋）のＢｏｓｔ電圧として出力する。この正（＋）のＢａｓｅ電圧及び正（＋）のＢｏｓｔ電圧は、第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される。
【００６４】
高電圧半導体スイッチ２０８は、制御回路２１４に接続され、インバータ回路２０６と昇圧回路２０７との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ２０８は、制御回路２１４の制御に従い、インバータ回路２０６と昇圧回路２０７とを接続状態、又は非接続状態にする。
【００６５】
高電圧半導体スイッチ２２２は、制御回路２１４に接続され、インバータ回路２０４と昇圧回路２０５との間に配置される。この高電圧半導体スイッチ２２２は、制御回路２１４の制御に従い、インバータ回路２０４と昇圧回路２０５とを接続状態、又は非接続状態にする。
【００６６】
以上が本実施形態に係るＸ線動体追跡装置１の構成の説明であるが、次に図４及び図５に基づいて、陰極接地方式の第１の高電圧パルス発生部１００Ａにおけるモードごとの動作例を説明する。上述のように、設定部１０８は、第１モード、及び第２モードを設定可能である。
【００６７】
まず、図４に基づいて、第１モードでの陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの動作例を説明する。図４は、第１モードでの陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａのタイミングチャートを示す図である。  (a)図が、昇圧回路２０７が発生する高電圧パルスを示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスの電圧値、すなわち管電圧を示している。
【００６８】
(ｂ)図は、高電圧半導体スイッチ２０８が接続されるタイミングを示している。ＯＮと示される期間に、高電圧半導体スイッチ２０８が接続されている。
【００６９】
(ｃ)図は、フィラメント加熱電源２１２がフィラメントに規定の電流を流すタイミングを示している。ＯＮと示される期間に、電流が流されている。
【００７０】
(ｄ)図は、第１のＸ線管部１０２がパルスＸ線を発生するタイミングを示している。高圧Ｌと示される期間に、Ｂａｓｅ電圧に対応した高圧ＬのパルスＸ線を発生している。また、高圧Ｈと示される期間に、Ｂｏｓｔ電圧に対応した高圧ＨのパルスＸ線を発生している。
【００７１】
この図４(ｃ)に示すように、フィラメント加熱電源２１２は、パルス幅１ｍｓの間、フィラメントに規定の電流を流す。このタイミングにＢａｓｅ電圧は第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加され、高圧ＬのパルスＸ線が発生する。
【００７２】
続いて、高電圧半導体スイッチ２０８は、Ｂａｓｅ電圧を印加した後に３ｍｓが経過すると、１ｍｓの間、昇圧回路２０７と第１のＸ線管部１０２Ａの陽極とを接続状態にする。これにより、昇圧回路２０７は、パルス幅１ｍｓのＢｏｓｔ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加する。このパルス幅１ｍｓの間、フィラメント加熱電源２１２フィラメントに規定の電流を流し、高圧ＨのパルスＸ線が発生する。
【００７３】
そして、さらに２８ｍｓが経過すると、昇圧回路２０５は、パルス幅１ｍｓのＢａｓｅ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加する。このように３３ｍｓの間隔で繰り返し高圧Ｌ、ＨのパルスＸ線が第１のＸ線管部１０２Ａから発生する。
【００７４】
次に、図５に基づいて第２モードでの陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａの動作例を説明する。図５は、第２モードでの陰極接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａのタイミングチャートを示す図である。図５で示す動作例は、Ｂａｓｅ電圧及びＢｏｓｔ電圧が同等の値であることで図４に示す動作例と相違する。第２モードでは、昇圧回路２０５は、パルス幅１ｍｓのＢａｓｅ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加する。そして、さらに３ｍｓが経過すると、昇圧回路２０７は、Ｂａｓｅ電圧と同等の電圧であるパルス幅１ｍｓのＢｏｓｔ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加する。これにより、３ｍｓの間隔で高圧ＬのパルスＸ線が照射される。その他の動作は、図４と同等であるので、説明を省略する。
【００７５】
次に、図６に基づいて、中点接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａにおける第１モードでの動作の一例を説明する。図６は、中点接地方式用の第１の高電圧パルス発生部１００Ａのタイミングチャートを示す図である。
【００７６】
（a）図が、昇圧回路２０７が発生する正（＋）のＢａｓｅ電圧及び正（＋）Ｂｏｓｔ電圧を示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスの電圧値を示している。同様に、（b）図が、昇圧回路２０５が発生する負（−）のＢａｓｅ電圧及び負（−）のＢｏｓｔ電圧を示している。
【００７７】
（c）図は、高電圧半導体スイッチ２０８が接続されるタイミングを示している。ＯＮと示される期間に、高電圧半導体スイッチ２０８が接続されている。同様に（d）図は、高電圧半導体スイッチ２２２が接続されるタイミングを示している。ＯＮと示される期間に、高電圧半導体スイッチ２２２が接続されている。
【００７８】
（e）図は、フィラメント加熱電源２１２がフィラメントに規定の電流を流すタイミングを示している。ＯＮと示される期間に、電流が流されている。
【００７９】
（f）図は、第１のＸ線管部１０２がＸ線を発生するタイミングを示している。高圧Ｌと示される期間に、Ｂａｓｅ電圧に対応した高圧ＬのパルスＸ線を発生している。また、高圧Ｈと示される期間に、Ｂｏｓｔ電圧に対応した高圧ＨのパルスＸ線を発生している。
【００８０】
この図６に示すように、昇圧回路２０５，２０７は、パルス幅１ｍｓのＢａｓｅ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陰極及び陽極にそれぞれに印加する。また、このタイミングで高電圧半導体スイッチ２０８、２２２は接続され、フィラメント加熱電源２１２がフィラメントに規定の電流を流す。また、第１のＸ線管部１０２がＸ線が高圧Ｌと示される期間に、Ｂａｓｅ電圧に対応した高圧ＬのパルスＸ線を発生する。
【００８１】
続いて、Ｂａｓｅ電圧を印加した後に３ｍｓが経過すると、昇圧回路２０４，２０７は、パルス幅１ｍｓのＢｏｓｔ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａの陰極及び陽極にそれぞれに印加する。また、このタイミングで高電圧半導体スイッチ２０８、２２２は接続され、フィラメント加熱電源２１２がフィラメントに規定の電流を流す。また、第１のＸ線管部１０２がＸ線が高圧Ｈと示される期間に、Ｂｏｓｔ電圧に対応した高圧ＨのパルスＸ線を発生する。
【００８２】
そして、さらに２８ｍｓが経過すると、昇圧回路２０５、２０７は、パルス幅１ｍｓのＢａｓｅ電圧を第１のＸ線管部１０２Ａに印加する。このように３３ｍｓの間隔で繰り返しＢａｓｅ電圧及Ｂｏｓｔ電圧が第１のＸ線管部１０２Ａに印加され、高圧Ｌ、ＨのパルスＸ線が発生する。
【００８３】
次に図７及び図８に基づいて第１のＸ線管部１０２Ａ及びＸ線撮影部１１４Ａ、１１４Ｂの動作例を説明する。ここでは、図２に示した陰極接地方式の第１の高電圧パルス発生部１００Ａが発生した高電圧パルスを第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加する場合について説明する
まず、図７に基づいて、第１モードでの第１のＸ線管部１０２Ａ及び第１のＸ線撮影部１１４Ａの動作例を説明する。図７は、第１モードでの第１のＸ線管部１０２Ａ及び第１のＸ線撮影部１１４Ａのタイミングチャートを示す図である。ここでは、図４で例示したＢａｓｅ電圧及びＢｏｓｔ電圧が第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される場合について説明する。上側の図は、第１のＸ線管部１０２Ａが発生するパルスＸ線を示している。ここで、横軸は、経過時間をあらわしている。また、縦軸は、発生したパルスＸ線を発生させるために印加した管電圧の大きさを示している。
【００８４】
下側の図は、第１のＸ線撮影部１１４Ａが撮像するタイミングを示している。第１の画像データと示す期間に、第１の画像データが撮像されている。同様に、第２の画像データと示す期間に、第２の画像データが撮像されている。
【００８５】
この図７に示すように、第１のＸ線管部１０２Ａは、Ｂａｓｅ電圧が印加されると、パルス幅１ｍｓの第１のパルスＸ線（高圧ＬのパルスＸ線）を発生する。続いて、第１のパルスＸ線を発生した後に３ｍｓがさらに経過すると、Ｂｏｓｔ電圧が印加される。これにより、パルス幅１ｍｓの第２のパルスＸ線（高圧ＨのパルスＸ線）を発生する。さらに、第２のパルスＸ線を発生した後に２８ｍｓ経過すると、再び第１のパルスＸ線を発生させる。
【００８６】
第１のＸ線撮影部１１４Ａは、第１のＸ線管部１０２Ａが発生するパルスＸ線に同期して、第１の画像データ及び第２の画像データを撮像する。このように３３ｍｓの間隔で繰り返し第１のパルスＸ線及第２のパルスＸ線が発生される。
【００８７】
次に、図８に基づいて、第２モードでの第１のＸ線管部１０２Ａ及び第１のＸ線撮影部１１４Ａの動作例を説明する。図８は、第２モードでの第１のＸ線管部１０２Ａ及び第１のＸ線撮影部１１４Ａのタイミングチャートを示す図である。ここでは、図５で例示したＢａｓｅ電圧及びＢｏｓｔ電圧が第１のＸ線管部１０２Ａの陽極に印加される場合について説明する。
【００８８】
図７と同様に、上側の図が、第１のＸ線管部１０２Ａが発生するパルスＸ線を示している。また、下側の図が、第１のＸ線撮影部１１４Ａが撮像するタイミングを示している。第１のパルスＸ線（高圧ＬのパルスＸ線）と第２のパルスＸ線（高圧ＨのパルスＸ線）の大きさが同等であることで、図７の動作例と相違する。
【００８９】
この図８に示すように、第１のパルスＸ線と第２のパルスＸ線を発生した後に２８ｍｓ経過すると、再び第１のパルスＸ線を発生させる。第１のＸ線撮影部１１４Ａは、第１のＸ線管部１０２Ａが発生するパルスＸ線に同期して、第１の画像データ及び第２の画像データを撮像する。このように３３ｍｓの間隔で繰り返し第１のパルスＸ線及第２のパルスＸ線が発生される。
【００９０】
なお、カラーイメージインテンシファイアを用いる場合、パルスＸ線のパルス幅を、出力蛍光体の蛍光減衰時間と同じ１ミリ秒に設定してよい。或いは、パルスＸ線のパルス幅を、出力蛍光体の蛍光減衰時間の２倍以上となる２ミリ秒〜３ミリ秒に設定してもよい。
【００９１】
次に、図９に基づいて第１の画像処理部１１８Ａでの差分処理について説明する。図９は、差分処理について説明する図である。ここでは、例えば図７で示すように第１のパルスＸ線（高圧ＬのパルスＸ線）で撮像した低管電圧の画像データ（Ｌ）と、第２のパルスＸ線（高圧ＨのパルスＸ線）で撮像した高管電圧の画像データ（Ｈ）とを用いた差分処理例について説明する。図９（ａ）で示す図は、画像データ（Ｌ）の領域別の代表画素値を示している。横軸は領域をあらわしている。縦軸は、画素値をあらわしている。ここで、ａｕが放射線治療用マーカ、例えば金で形成された放射線治療用マーカ領域を示し、ｂが骨部領域を示し、Ｓが皮膚領域を示している。同様に、図９（ｂ）で示す図は、画像データ（Ｈ）の領域別の代表画素値を示している。図９（Ｃ）で示す図は、差分処理後の差分画像データ（Ｄ）における領域別の画素値の代表値を示している。
【００９２】
上述のように、異なるパルス電圧を第１のＸ線管部１０２Ａに印加すると、異なる特性のＸ線が発生する。このため、異なる特性のＸ線で撮像された画像データの画素値分布も異なる。これにより、図９（ａ）における放射線治療用マーカ領域の代表画素値と、骨部領域の代表画素値との比が、図９（ｂ）における放射線治療用マーカ領域の代表画素値と、骨部領域の代表画素値との比とが異なる。例えば、図９（ａ）における比は、３００／１２０＝２．５であり、図９（ｂ）における比は、２００／９６＝２．０８である。
【００９３】
ここでの差分処理は、このような特性を用いて、放射線治療用マーカ領域が強調された差分画像データ（Ｄ）を得る。この差分処理は、例えば、放射線治療用マーカ領域が骨部領域と重なって撮像される場合に用いられる。
【００９４】
このような差分処理は、例えばＤ（ｘ、ｙ）＝（Ｌ（ｘ、ｙ）−Ｋ１×Ｈ（ｘ、ｙ））×Ｋ２なる式に従い演算処理される。ここで、画像データ（Ｌ）をＬ（ｘ、ｙ）で示し、画像データ（Ｈ）をＨ（ｘ、ｙ）で示し、差分画像データ（Ｄ）をＤ（ｘ、ｙ）で示す。また、（ｘ、ｙ)は、画像データの座標を示し、Ｋ１は重み付け係数を示し、Ｋ２は、差分画像データ（Ｄ）の画素値範囲を所定範囲にするための係数を示す。この式を簡略化して、Ｄ＝（Ｌ−Ｋ１×Ｈ）×Ｋ２なる式で示す場合もある。
【００９５】
より具体的には、まず、画像データ（Ｌ）から画像データ（Ｈ）を減算する場合に、骨部領域の代表画素値が０になる重み付け係数Ｋ１を求める。ここでは、画像データ（Ｌ）の骨部領域の代表画素値は１２０であり、画像データ（Ｈ）の骨部領域の代表画素値は９６である。このため、１２０を９６で除算ずることで、重み付け係数Ｋ１＝１．２５を得ることができる。また、ここでの骨部領域の代表画素値は、例えば領域抽出により抽出された骨部領域内の画素値の平均値を用いる。
【００９６】
次に、重み付け係数Ｋ１＝１．２５を画像データ（Ｈ）に乗算し、画像データ（Ｌ）から減算する。すなわち、画像データ（Ｌ）の骨部領域の代表画素値と、画像データ（Ｈ）の骨部領域の代表画素値とを０にする重み付け差分処理を画像データ（Ｌ）及び画像データ（Ｈ）に行う。
【００９７】
次に、差分処理で得られた差分画像データ（Ｄ）の画素値範囲を所定の範囲にする係数Ｋ２を求める。例えば、差分画像データ（Ｄ）の画素値範囲が０〜５０である場合に、画素値範囲０〜３００にする係数Ｋ２を求める。この場合、画素値範囲０〜３００の最大値３００を差分画像データ（Ｄ）の最大値５０で除算し、係数Ｋ２＝６．０が求められる。
【００９８】
そして、係数Ｋ２を差分処理で得差分画像データ（Ｄ）に乗算する。これにより、差分画像データ（Ｄ）の画素幅を、所定の画素値範囲にする演算が行われる。なお、差分画像データ（Ｄ）に係数Ｋ２を乗算してもよい。或いは差分画像データ（Ｄ）に係数係Ｋ２を乗算しなくてもよい。係数Ｋ２を乗算することにより放射線治療用マーカ領域のコントラストが強調される。一方で、係数係Ｋ２を乗算しない場合でも、放射線治療用マーカ領域のコントラストは、相対的に改善されている。ここで、係数係Ｋ２を乗算した場合の画像データも、係数係Ｋ２を乗算しない場合の画像データも、差分画像データ（Ｄ）とよぶ。このように、ここではＤ＝（Ｌ−１．２５×Ｈ）×６．０なる演算が行われる。
【００９９】
これにより、差分画像データ（Ｄ）を得ることができる。図９（ａ）で示すように、一般に、放射線治療用マーカ領域は金属であるのでＸ線を透過せず、骨部領域よりも高画素値になる。このため、図９（Ｃ）で示すように、この差分処理により、放射線治療用マーカ領域の代表画素値は０にならない。一方で骨部領域の代表画素値は０になる。
【０１００】
これらのことから分かるように、骨部領域のコントラストは、差分処理前よりも低減されるのである。これにより、相対的に放射線治療用マーカ領域のコントラストが向上するので、放射線治療用マーカ領域の識別性が向上する。
【０１０１】
また、ここでの画像データは、Ｘ線の照射強度が低くなるに従い高画素になる。一方で、ネガポジ反転させた状態、すなわちＸ線の照射強度が低くなるに従い低画素値になる画像データにも同様の処理を行うことが可能である。
【０１０２】
このように骨部領域の代表画素値を用いることで、放射線治療用マーカを強調した画像を得ることができる。なお、骨部領域内の代表画素値は、被写体領域内の画素値のヒストグラム解析により求めてもよい。
【０１０３】
次に、撮像部１１２Ａ、１１２Ｂにカラーイメージインテンシファイアを用いる場合のカラー画像データ別の差分処理例について説明する。まず、カラーイメージインテンシファイアにおけるカラー画像データ別のＸ線感度を説明する。
【０１０４】
カラーイメージインテンシファイアに用いられる出力蛍光体Ｙ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）は、同じエネルギー及び強度のＸ線を照射した時、赤色領域が最も強く発光し、続いて緑色、青色の順に発光が弱くなる。蛍光体Ｙ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）は、Ｅｕ成分の濃度を変更することで、赤色領域すなわちＲ成分、緑色領域すなわちＧ成分、青色領域すなわちＢ成分の発光量を調整可能である。このため、カラーイメージインテンシファイアに用いるＣＣＤ撮影素子のＲ、Ｇ、Ｂ画素それぞれの感度特性に合わせ、蛍光体Ｙ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）の成分が調整されている。
【０１０５】
すなわち、出力蛍光体Ｙ２Ｏ２Ｓ（Ｅｕ）の発光を、赤色を撮像するＲ画素と、緑色を撮像するＧ画素と、青色を撮像するＢ画素とを有するカラーカメラで撮影する。これにより、入射されるＸ線の強度に応じて感度の異なるＲ、Ｇ、Ｂの信号に変換されている。すなわち、Ｘ線に対して、Ｒ画素が最も感度が高く、Ｇ画素、Ｂ画素の順に感度が低くなる。換言すると、Ｒ画素で撮像された赤色画像データがＸ線に対して最も感度が高く、Ｇ画素で撮像された緑色画像データ、Ｂ画素で撮像された青色画像データの順に感度が低くなる。ここでの感度が高いとは、同一のX線強度に対して画素値が高くなることを意味する。または、同一のX線強度に対してＳ／Ｎ比が高くなることを意味する。
【０１０６】
このように、感度の異なる３種類の画像データが得られる。なお、これらの画像データを合成することで、ダイナミックレンジを広げた画像データを得ることが可能になる。
【０１０７】
次に、カラー画像データ別の差分処理例について説明する。モノクロカメラでは白から黒の濃淡として１本の特性曲線しか持たない。一方で、カラーカメラの場合には、光三原色のＲ、Ｇ、Ｂそれぞれに濃淡の特性曲線を持たせることが可能である。このため、Ｒ画素で得られたＲ画像データ、Ｇ画素で得られたＧ画像データ、Ｂ画素で得られたＢ画像データそれぞれ毎に、特性の異なる差分処理後の画像データを得ることが可能である。
【０１０８】
被写体内のＸ線を透過したＸ線量が少ない領域には、感度の高いＲ画像データを用いた差分処理を行う。例えば、骨部に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、Ｒ画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。
【０１０９】
一方で、被写体を透過したＸ線量が多い領域には、感度の低いＢ画像データを用いた差分処理を行う。例えば、皮膚領域に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、Ｂ画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。
【０１１０】
また、例えば臓器部に放射線治療用マーカ領域が重なる領域には、Ｇ画像データを用いた差分処理を行う。これにより、モノクロ画像データを用いる場合よりも、放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。このように、射線治療用マーカ領域が配置された被写体内の領域のＸ線吸収量に応じて、差分処理に用いる画像データを変更する。これにより、放射線治療用マーカ領域のコントラストをより向上させて画像データを得ることが可能である。
【０１１１】
これらのことから分かるように、呼吸性移動する患部標的を治療する際、所定時間内にそれぞれ異なる管電圧のＸ線で撮像を行うことでモーションアーチファクトを抑制した差分処理後の強調画像データを得ることができる。このため、従来識別が困難であった放射線治療用マーカ領域のコントラストを向上させることが可能である。これにより、放射線治療用マーカの識別精度を向上させたＸ線動体追跡装置１を実現できる。
【０１１２】
本実施形態によれば、第１のパルス電圧、及び第１のパルス電圧と異なる大きさの第２のパルス電圧に基づき、複数の異なる管電圧のパルスＸ線をＸ線管部１０２Ａ、１０２Ｂに照射させ、管電圧のことなる複数のＸ線画像データを用いて、画像処理部１１８Ａ、１１８Ｂに被検体１０内の放射線治療用マーカ領域のコントラストを強調させる強調画像データを生成させることとした。このため、放射線治療用マーカ領域をより精度よく検出できる。これにより、被検体１０内の追跡対象の位置をより精度よく検出することができる。
【０１１３】
（第２実施形態）
第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、呼吸波形に基づき、撮影周期を変更させることにより、被検体に照射されるＸ線の積算量を低減しようとしたものである。第１実施形態と相違する点を以下に説明する。
【０１１４】
次に図１０に基づいて第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置について説明する。図１０は、第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置の構成を示すブロック図である。この図１０に示すように呼吸モニタ部３００と、呼吸波形生成部３０２と、撮影周期設定部３０４とを備えることで第１実施形態に係るＸ線動体追跡装置と相違する。第１実施形態に係るＸ線動体追跡装１と同一の構成には、同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
【０１１５】
呼吸モニタ部３００は、呼吸波形に関連する測定信号を被検体１０から取得する。この測定信号は、例えば腹部の高さを示すのである。この呼吸モニタ部３００には非接触式センサ及び接触式センサを用いることが可能である。例えば、この非接触式センサとして、赤外線式、超音波式、電波式、レーザー式等を呼吸モニタ部３００に用いることが可能である。
【０１１６】
呼吸波形生成部３０２は、呼吸モニタ部３００で取得された腹部の高さの情報などに基づき呼吸波形を生成する。呼吸モニタ部３００で測定された腹部の高さと、肺内の空気量の時系列変化とは高い相関を有する。このため、呼吸波形生成部３０２は、予め得られた腹部高さの時系列変化と肺野内の空気量の時系列変化との関係を用いて、呼吸波形を生成する。例えば、この呼吸波形生成部３０２は、吸気の期間における腹部の高さを入力値とし、肺野内の空気量を出力値とする関数を予め生成する。同様に、呼気の期間における腹部の高さを入力値とし、肺野内の空気量を出力値とする関数を予め生成する。これにより、この呼吸波形生成部３０２は、これらの関数を用いて腹部の高さを肺野内の空気量に変換し、呼吸波形を生成する。
【０１１７】
撮影周期設定部３０４は、呼吸波形生成部３０２で生成した呼吸波形に基づき、撮影周期を変更する。この撮影周期設定部３０４は、被検体１０が予め定められた呼吸状態にある場合に解析信号を生成する。例えば、この呼吸波形の値が予め定められたしきい値以下である場合に解析信号を生成する。
【０１１８】
そして、撮影周期設定部３０４は、解析信号に基づき撮影周期を設定する。すなわち、解析信号が生成されている期間は、放射線治療用マーカがゲート内或いはゲートに近づいているので、パルスＸ線を照射する撮影周期を第１の撮影周期に設定する。例えば第１の撮影周期は３３ミリ秒である。
【０１１９】
一方で、解析信号が入力されていない場合には、放射線治療用マーカがゲートから離れた位置にあるので、撮影周期を第２の撮影周期に設定する。この第２の撮影周期は、第１の撮影周期よりも長く設定される。例えば、第２の撮影周期は１００ミリ秒である。
【０１２０】
このように、放射線治療用マーカがゲートから離れた位置では、撮影周期を長くする。すなわち、Ｘ線パルスの照射頻度を減らすので、被検体１０へ照射するＸ線の積算量を低減可能である。
【０１２１】
本実施形態によれば、撮影周期設定部３０４が呼吸波形生成部３０２で生成した呼吸波形に基づき、撮影周期を変更させることとした。これにより、被検体１０に照射されるＸ線の積算量を低減することができる。
【０１２２】
（第３実施形態）
上述した第２の実施形態においては、３次元変換部１２２は、画像処理部１１８Ａ、１１８Ｂで生成された複数の画像データに基づいて追跡対象の３次元位置を検出していたが、第３実施形態においては、一つの画像データに基づき追跡対象の２次元位置を検出しようとしたものである。以下、上述した第２実施形態と異なる部分を説明する。
【０１２３】
図１１は、第３実施形態に係るＸ線動体追跡装置１の構成を説明するブロック図である。この図１１に示すように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置は、第２実施形態に係るＸ線動体追跡装置と比べると、Ｘ線管支持部１０４ＡとＸ線撮影部１１４Ａを含む一組の撮影系だけを備えており、また、表示部４００を更に備える点で相違している。第１実施形態に係るＸ線動体追跡装１と同一の構成には、同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
【０１２４】
本実施形態では、標的座標出力部１２４は、画像処理部１１８Ａが出力した２次元の強調画像データに基づいて、被検体１０内の追放射線治療用マーカの位置を検出する。
【０１２５】
表示部４００は、画像処理部１１８Ａが出力した２次元の差分画像データを順次表示すると共に、標的座標出力部１２４で順次得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態を表示する。この表示部は、例えば、モニタで構成されている。４０２が、画像処理部１１８Ａが出力した２次元の差分画像データに基づく映像を示している。また、４０４が標的座標出力部１２４で得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態の一例を示している。ここで、点線で示す範囲が、治療用ビームの照射範囲であるゲートを示し、このゲート内の陰影が腫瘍影を示している。
【０１２６】
これにより、標的座標出力部１２４で得られた２次元位置に基づき追跡対象の位置を示す表示形態を強調画像データと共に示すことから、他の孤立影等と追跡対象である追放射線治療用マーカの識別を容易に行うことができる。
【０１２７】
以上のように、本実施形態に係るＸ線動体追跡装置によれば、画像処理部１１８Ａで生成された強調画像データに基づいて標的座標出力部１２４が追放射線治療用マーカの２次元位置を検出することとした。このため、追放射線治療用マーカの位置をより精度よく取得することができる。
【０１２８】
以上、いくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例としてのみ提示したものであり、発明の範囲を限定することを意図したものではない。本明細書で説明した新規な装置、方法およびシステムは、その他の様々な形態で実施することができる。また、本明細書で説明した装置、方法およびシステムの形態に対し、発明の要旨を逸脱しない範囲内で、種々の省略、置換、変更を行うことができる。添付の特許請求の範囲およびこれに均等な範囲は、発明の範囲や要旨に含まれるこのような形態や変形例を含むように意図されている。
【符号の説明】
【０１２９】
１：Ｘ線動体追跡装置、１００Ａ：第１の高電圧パルス発生部、１００Ｂ：第２の高電圧パルス発生部、１０８：設定部、１１２Ａ：第１のＸ線撮像部、１１４Ｂ：第２のＸ線撮像部、１１８Ａ：第１の画像処理部、１１８Ｂ：第２の画像処理部、１２２：３次元変換部、１２４：標的座標出力部、１２６：照射許可判定部、２０４：インバータ回路、２０５：昇圧回路、２０６：インバータ回路、２０７：昇圧回路、３００：呼吸モニタ部、３０２：呼吸波形生成部、３０４：撮影周期設定部、４００：表示部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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