TW202217839A - 醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式 - Google Patents

Abstract

實施形態的醫用影像處理裝置，係具有：第1影像取得部、第2影像取得部、方向取得部、移動量計算部。第1影像取得部，係取得拍攝了患者之體內的三維之第1影像。第2影像取得部，係取得在異於第1影像的時刻上所被拍攝的患者之體內的三維之第2影像。方向取得部，係取得治療室中的對患者的放射線之照射方向之相關資訊。移動量計算部，係基於第1影像中所被設定之放射線之路徑與照射方向之相關資訊，而輸出移動量訊號，其係表示，為了使第2影像中所被拍攝到的患者之位置對合於第1影像中所被拍攝到的患者之位置而進行移動的第2影像之移動量。

Description

醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式

本發明的實施形態係有關於醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式。

放射線治療，係藉由將放射線對位於患者之體內的腫瘤(病灶)進行照射，以破壞該腫瘤的治療方法。放射線，係由於若對患者之體內的正常的組織進行照射則會有對正常的組織造成影響的情況，因此在放射線治療中，必須對腫瘤之位置正確地照射放射線。因此，在進行放射線治療之際，首先，於治療計畫的階段中，例如，預先進行電腦斷層攝影(Computed Tomography：CT)，而將位於患者之體內的腫瘤的位置做三維性地把握。然後，基於已掌握到的腫瘤之位置，來計畫照射放射線的方向或進行照射的放射線之強度。其後，於治療的階段中，將患者之位置對合於治療計畫之階段的患者之位置，依照治療計畫的階段中所計畫的照射方向或照射強度而將放射線對腫瘤進行照射。

在治療階段中的患者的位置對合時，會進行在治療正要開始前讓患者躺在寢台上之狀態下所拍攝到的患者之體內的透視影像、與根據治療計畫時所拍攝到的三維之CT影像而虛擬性地重建透視影像而成的數位重建X光照片(Digitally Reconstructed Radiograph：DRR)影像的影像比對，求出各個影像之間的患者之位置的偏移。然後，基於所求出的偏移而使寢台移動，以使患者之體內的腫瘤或骨骼等之位置，與治療計畫之時的情形對合。

患者之位置的偏移，係以與透視影像最為類似的DRR影像會被重建的方式，藉由探索CT影像中之位置，而被求出。先前以來，藉由電腦來將患者之位置的探索予以自動化的方法，已有多數提案。然而，在先前中，自動探索的結果，係藉由利用者(醫師等)觀看比較透視影像與DRR影像，而做確認。

此時，透視影像所拍攝到的腫瘤之位置，有時候藉由目視會難以確認。這是因為，腫瘤係相較於骨骼等，X光的穿透性是較高，在透視影像中腫瘤不會被清楚拍到的緣故。於是，在進行治療之際，有時候也會取代透視影像而改為拍攝CT影像來進行腫瘤之位置的確認。此情況下，患者之位置的偏移，係藉由將治療計畫之時所拍攝的CT影像、與於治療階段中所拍攝的CT影像進行影像比對，亦即進行CT影像彼此的影像比對，而被求出。

在CT影像彼此的影像比對中，是將一方之CT影像之位置一面予以挪移，一面求出與他方之CT影像最為類似的位置。作為進行CT影像彼此的影像比對的方法之一例，係有例如專利文獻1中所揭露的方法。在專利文獻1中所揭露的方法中，係將治療計畫之時所拍攝的CT影像中所含之腫瘤週邊之影像當作樣板而予以準備，並藉由對治療階段中所拍攝的CT影像進行樣板匹配，以探索出最為類似的影像之位置來作為腫瘤之位置。然後，基於已探索到的位置，求出患者之位置的偏移，和上記同樣地隨應於偏移而使寢台做移動，將患者之位置對合至與治療計畫之時相同的體位。在專利文獻1中所揭露的方法中，係不只是將已準備的樣板進行三維性地掃描，也提到會使樣板做傾斜等而改變姿勢來進行掃描的探索方法。

然而，在專利文獻1中所揭露的方法中，是重視對於作為樣板而準備的腫瘤週邊之CT影像，將注目的腫瘤週邊之位置進行對合。因此，在專利文獻1中所揭露的方法中，並不保證在腫瘤之週邊以外，患者之體內組織的位置也能正確地對合。亦即，在以專利文獻1中所揭露的方法來將患者之位置進行對合的情況下，係即使所照射的放射線有抵達腫瘤，有時候仍會因為位於放射線所通過之路徑上的患者之體內的組織，係導致無法對腫瘤給予所計畫的放射線之能量的情況。

順便一提，於放射線治療中所使用的放射線，係在通過物質之際，會損失能量。因此，在先前的治療計畫中，基於所拍攝到的CT影像，來假想性地算出所照射之放射線的能量損失量，藉此而決定放射線的照射方法。若考慮這點，於治療階段中在將患者之位置進行對合之際，位於所照射之放射線所通過之路徑上的患者之體內的組織也要一致，這件事情是很重要的。

作為著眼於這點的進行CT影像彼此的影像比對的方法之一例，係有例如專利文獻2中所揭露的方法。在專利文獻2中所揭露的方法中，是使用按照每一像素而計算出放射線之抵達能量而進行了轉換的CT影像，來進行CT影像之影像比對。然而，即使在專利文獻2中所揭露的方法中，在進行影像比對之際，仍是用根據已轉換之CT影像所重建的DRR影像，來進行影像比對。亦即，即使在專利文獻2中所揭露的方法中，用於影像比對的影像，仍是處於喪失了CT影像所帶有之立體性的影像之資訊的狀態。

甚至，考慮對專利文獻2中所揭露的方法組合專利文獻1中所揭露的方法，而考慮使用已轉換之CT影像藉由樣板匹配來進行患者之位置對合的方法。然而，抵達能量的計算方法，係隨著放射線的照射方向而改變，因此一旦改變樣板匹配中所使用的樣板之姿勢，則每一次都需要重新計算抵達能量。因此，即使在對專利文獻2中所揭露的方法組合了專利文獻1中所揭露的方法的情況下，若考慮到需要隨應於姿勢而準備多數之樣板，以及注目於腫瘤週邊來對合位置，則位於放射線所通過之路徑上的患者之體內組織也包含在內的位置對合，並不能容易地進行。 [先前技術文獻] [專利文獻]

[專利文獻1]日本國專利第5693388號公報 [專利文獻2]美國專利申請公開第2011/0058750號說明書

[發明所欲解決之課題]

本發明所欲解決之課題係為，提供一種可合適地進行三維之影像比對而將患者之位置予以對合的醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式。 [用以解決課題之手段]

本實施形態之一態樣的醫用影像處理裝置，係具有：第1影像取得部、第2影像取得部、方向取得部、移動量計算部。第1影像取得部，係取得拍攝了患者之體內的三維之第1影像。第2影像取得部，係取得在異於前記第1影像的時刻上所被拍攝的前記患者之體內的三維之第2影像。方向取得部，係取得治療室中的對前記患者的放射線之照射方向之相關資訊。移動量計算部，係基於前記第1影像中所被設定之放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而輸出移動量訊號，其係表示，為了使前記第2影像中所被拍攝到的前記患者之位置對合於前記第1影像中所被拍攝到的前記患者之位置而進行移動的前記第2影像之移動量。 [發明效果]

若依據上記態樣，則可提供一種，可高速、高精度地進行治療計畫之時與治療階段中所被拍攝之CT影像彼此之影像比對而將患者之位置予以對合的醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式。

以下參照圖式，說明實施形態的醫用影像處理裝置、治療系統、醫用影像處理方法、及程式。

(第1實施形態) 圖1係為具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統的概略構成的區塊圖。治療系統1係例如具備：治療裝置10、醫用影像處理裝置100。治療裝置10係例如具備：寢台12、寢台控制部14、電腦斷層攝影(Computed Tomography：CT)裝置16(以下稱作「CT攝影裝置16」)、治療射束照射門18。

寢台12，係將接受放射線所致之治療的被檢體(患者)P，例如，藉由固定具等而以躺下的狀態加以固定的可動式之治療台。寢台12，係依照來自寢台控制部14的控制，而往具有開口部的圓環狀之CT攝影裝置16之中，將患者P以固定的狀態進行移動。寢台控制部14，係依照由醫用影像處理裝置100所被輸出之移動量訊號，為了改變對被固定於寢台12之患者P照射治療射束B的方向，而控制被設在寢台12的平移機構及旋轉機構。平移機構係可朝三軸方向來驅動寢台12，旋轉機構係可朝三軸繞旋而驅動寢台12。因此，寢台控制部14係例如，控制寢台12的平移機構及旋轉機構，以使寢台12以六自由度而做移動。寢台控制部14控制寢台12的自由度，係亦可並非六自由度，亦可為少於六自由度的自由度(例如四自由度等)、或可為多於六自由度的自由度(例如八自由度等)。

CT攝影裝置16，係為用來進行三維之電腦斷層攝影所需之攝像裝置。CT攝影裝置16，係在圓環狀之開口部之內側配置有複數個放射線源，從各個放射線源，照射用來透視患者P之體內所需之放射線。亦即，CT攝影裝置16，係從患者P之周圍的複數個位置，照射放射線。於CT攝影裝置16中從各個放射線源所照射的放射線，係為例如X光。CT攝影裝置16，係藉由在圓環狀之開口部之內側被複數配置的放射線偵測器，而偵測從對應之放射線源所被照射，通過患者P之體內值抵達的放射線。CT攝影裝置16，係基於各個放射線偵測器所偵測到的放射線之能量之大小，而生成拍攝了患者P之體內的CT影像。藉由CT攝影裝置16所被生成的患者P的CT影像，係為將放射線之能量之大小以數位值加以表示的三維之數位影像。CT攝影裝置16，係將已生成之CT影像，輸出至醫用影像處理裝置100。CT攝影裝置16中的患者P之體內的三維方式之攝影，亦即，從各個放射線源的放射線之照射、或以各個放射線偵測器所偵測到的放射線為基礎的CT影像之生成，係藉由例如攝影控制部(未圖示)而被控制。

治療射束照射門18，係把用來破壞存在於患者P之體內的治療對象之部位也就是腫瘤(病灶)所需之放射線，作為治療射束B而進行照射。治療射束B係為例如：X線、γ線、電子線、質子線、中子線、重子線等。治療射束B，係從治療射束照射門18呈直線地被照射至患者P (更具體而言，係為患者P之體內的腫瘤)。治療射束照射門18的治療射束B之照射係例如，藉由治療射束照射控制部(未圖示)而被控制。在治療系統1中，治療射束照射門18，係為申請專利範圍中的「照射部」之一例。

治療系統1所被設置的治療室中，如圖1所示的基準位置之三維之座標，是被預先設定。然後，對患者P照射治療射束B的治療室中，依照已被預先設定的基準位置之三維之座標，而可掌握治療射束照射門18之設置位置、或將治療射束B進行照射的方向(照射方向)、寢台12之設置位置、CT攝影裝置16之設置位置、拍攝了患者P之體內的CT影像之攝影位置等。在以下的說明中，係將治療室中所被預先設定的基準位置之三維之座標系，定義成「房間座標系」。然後，在以下的說明中，所謂「位置」，係為依照房間座標系而被表示的，寢台12所具備的平移機構所致之三軸方向(三維)的座標，所謂「姿勢」，係為依照房間座標系而被表示的，寢台12所具備的旋轉機構所致之三軸繞旋的旋轉角度。例如，所謂寢台12之位置，係將寢台12中所含之所定之點的位置以三維之座標來加以表示；所謂寢台12之姿勢，係將寢台12的旋轉角度以偏擺、翻滾、俯仰來加以表示。

於放射線治療中，是在模擬了治療室的狀況下，制定治療計畫。亦即，在放射線治療中，是於治療室中模擬患者P承載於寢台12上的狀態，來計畫將治療射束B照射至患者P之際的照射方向或強度等。因此，對於治療計畫之階段(治療計畫階段)的CT影像，係被賦予了將治療室內的寢台12之位置及姿勢予以表示的參數等之資訊。這在正要進行放射線治療之前所被拍攝的CT影像、或在以前的放射線治療之際所被拍攝的CT影像中，都是同樣如此。亦即，對於藉由CT攝影裝置16而拍攝了患者P之體內的CT影像係被賦予有，表示攝影時的寢台12之位置及姿勢的參數。

在圖1中，雖然圖示了具備CT攝影裝置16、和已被固定之1個治療射束照射門18的治療裝置10之構成，但治療裝置10之構成係不限定於上述的構成。例如，治療裝置10，係亦可取代CT攝影裝置16，改為有1組的放射線源與放射線偵測器是在圓環狀之開口部之內側做旋轉之構成的CT攝影裝置、或錐狀射束(Cone-Beam：CB)CT裝置、核磁共振影像(Magnetic Resonance Imaging：MRI)裝置、超音波診斷裝置等，只要是具備能夠生成以三維方式拍攝患者P之體內的影像的攝影裝置之構成即可。例如，治療裝置10，係亦可還具備有，對患者P從水平方向來照射治療射束的治療射束照射門等，亦可為具備有複數個治療射束照射門之構成。例如，治療裝置10係亦可為，圖1所示的1個治療射束照射門18，對圖1所示的水平方向X的旋轉軸進行360度旋轉等，藉由在患者P之週邊進行旋轉以從各種方向將治療射束對患者P進行照射的構成。例如，治療裝置10，係亦可取代CT攝影裝置16，改為將由放射線源與放射線偵測器之組合所構成的攝像裝置具備一或複數個，藉由該攝像裝置，對圖1所示的水平方向X的旋轉軸進行360度旋轉等，以從各種方向來拍攝患者P之體內的構成。如此的構成，係被稱為旋轉臂型治療裝置。此情況下，亦可為例如，圖1所示的1個治療射束照射門18，是與與攝像裝置相同的旋轉軸而同時旋轉的構成。

醫用影像處理裝置100，係基於由CT攝影裝置16所被輸出的CT影像，而進行在放射線治療進行之際將患者P之位置予以對合所需之處理。更具體而言，醫用影像處理裝置100係例如，基於在治療計畫階段等，放射線治療進行前所拍攝的患者P之CT影像、與要進行放射線治療的治療之階段(治療階段)中藉由CT攝影裝置16所拍攝的現在的患者P之CT影像，而進行將存在於患者P之體內的腫瘤或組織之位置予以對合所需之處理。然後，醫用影像處理裝置100，係為了將從治療射束照射門18所被照射的治療射束B之照射方向對合於治療計畫階段中所設定的方向，而將用來使寢台12移動的移動量訊號，輸出至寢台控制部14。亦即，醫用影像處理裝置100，係將用來使患者P朝著對放射線治療中要進行治療的腫瘤或組織可適切地照射治療射束B的方向做移動所需之移動量訊號，輸出至寢台控制部14。

醫用影像處理裝置100、與治療裝置10所具備的寢台控制部14或CT攝影裝置16，係亦可藉由有線而被連接，例如LAN(Local Area Network)或亦可藉由WAN (Wide Area Network)等之無線而被連接。

以下說明第1實施形態的醫用影像處理裝置100。圖2係為第1實施形態的醫用影像處理裝置100的概略構成的區塊圖。醫用影像處理裝置100係例如具備：第1影像取得部102、第2影像取得部104、方向取得部106、移動量計算部120。移動量計算部120係例如具備：近似影像計算部122、校準部124。

醫用影像處理裝置100所具備的構成要素之其中一部或全部，係藉由例如CPU(Central Processing Unit)等之硬體處理器來執行程式(軟體)而加以實現。這些構成要素之其中一部或全部，係亦可藉由LSI(Large Scale Integration)或ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(Field-Programmable Gate Array)、GPU(Graphics Processing Unit)等之硬體(電路部；包含circuitry)而加以實現，亦可藉由軟體與硬體的協同運作而加以實現。這些構成要素的機能之其中一部或全部，係亦可藉由專用之LSI而加以實現。程式，係亦可預先被儲存在醫用影像處理裝置100所具備的ROM(Read Only Memory)或RAM (Random Access Memory)、HDD(Hard Disk Drive)、快閃記憶體等之記憶裝置(具備非暫時性之記憶媒體的記憶裝置)中，亦可被儲存在DVD或CD-ROM等之可裝卸的記憶媒體(非暫時性之記憶媒體)，藉由將記憶媒體裝著至醫用影像處理裝置100所具備的驅動裝置，而被安裝至醫用影像處理裝置100所具備的HDD或快閃記憶體。程式，係亦可從其他電腦裝置透過網路而被下載，而被安裝至醫用影像處理裝置100所具備的HDD或快閃記憶體。

第1影像取得部102係取得，關於治療前之患者P的第1影像、和表示拍攝該第1影像時的位置及姿勢的參數。第1影像係為，於進行放射線治療之際的治療計畫階段中，例如，藉由CT攝影裝置16而被攝影的，表示患者P之體內的立體形狀的三維之CT影像。第1影像，係於放射線治療時，為了決定對患者P進行照射的治療射束B之方向(包含傾斜度或距離等的路徑)或強度，而被使用。第1影像中係被設定有，已被決定之治療射束B的方向(照射方向)或強度。第1影像，係在藉由固定於寢台12而使患者P的位置及姿勢(以下稱作「體位」)維持一定的狀態下，所被拍攝。表示第1影像攝影時的患者P之體位的參數，係亦可為第1影像攝影時的CT攝影裝置16之位置或姿勢(攝影方向或攝影倍率)，例如，亦可為第1影像攝影時的寢台12之位置及姿勢，亦即，為了將患者P之體位維持一定而對被設在寢台12上的平移機構及旋轉機構所設定的設定值。第1影像取得部102，係將已取得之第1影像與參數，輸出至移動量計算部120。第1影像，係只要是在放射線治療進行前所被拍攝的影像即可，例如亦可為於治療室中正要進行治療之前所被拍攝的影像、或在以前的放射線治療之際所被拍攝的影像。第1影像取得部102係亦可具備，用來與治療裝置10所具備的CT攝影裝置16連接所需之介面。

第2影像取得部104係取得，關於放射線治療正在開始前的患者P的第2影像、和表示拍攝該第2影像時的位置及姿勢的參數。第2影像，係為了將放射線治療時照射治療射束B之際的患者P之體位予以對合，而為例如，藉由CT攝影裝置16而被拍攝的表示患者P之體內的立體形狀的三維之CT影像。亦即，第2影像係為，在尚未從治療射束照射門18照射治療射束B的狀態下，藉由CT攝影裝置16而被拍攝的影像。換言之，第2影像係為，在異於第1影像攝影時刻的時刻上所被拍攝的CT影像。此情況下，第1影像與第2影像雖然所被拍攝的時刻為不同，但各個影像之攝影方法係為相同。因此，第2影像，係以接近於與第1影像攝影時的體位同樣之體位的狀態下，所被拍攝。表示第2影像攝影時的患者P之體位的參數，係亦可為第2影像攝影時的CT攝影裝置16之位置或姿勢(攝影方向或攝影倍率)，例如，亦可為第2影像攝影時的寢台12之位置及姿勢，亦即，為了使患者P之體位接近於與第1影像攝影時的體位同樣之體位而對被設在寢台12上的平移機構及旋轉機構所設定的設定值。第2影像取得部104，係將已取得之第2影像與參數，輸出至移動量計算部120。第2影像取得部104係亦可具備，用來與治療裝置10所具備的CT攝影裝置16連接所需之介面。該介面，係亦可與第1影像取得部102所具備的介面為共通。

第2影像，係不限定於藉由CT攝影裝置16而被拍攝的CT影像，亦可為例如，以CBCT裝置、MRI裝置、超音波診斷裝置等，異於CT攝影裝置16的攝像裝置而被拍攝的三維之影像。例如亦可為，第1影像係為CT影像，第2影像係為以MRI裝置而被拍攝的三維之影像。亦可反之，第1影像係為以MRI裝置而被拍攝的三維之影像，第2影像係為CT影像。

方向取得部106，係取得治療室內的方向之相關資訊(以下稱作「方向資訊」)。方向資訊，係為以已被預先設定的房間座標系而被表示的資訊。方向資訊中係含有例如：表示治療射束B之照射方向的資訊、和表示寢台12之移動方向的資訊。

表示治療射束B之照射方向的資訊，係為表示於治療室內治療射束照射門18對患者P照射治療射束B之方向的資訊。治療裝置10，係如圖1所示，雖然也有治療射束照射門18是被固定之構成的情況，但如上述，也可考慮例如，可從垂直方向與水平方向照射治療射束B之構成、或治療射束照射門18是與攝像裝置以相同旋轉軸同時旋轉而可從各種方向照射治療射束B之構成的情況。甚至也有，治療射束B，係藉由將放射線之射束進行掃描(逐線掃描)，或在所定之大小之平面狀之範圍內進行照射等等，而被照射至存在於患者P之體內的腫瘤之領域(範圍)的情況。亦即，治療射束B之照射方向係也會有，對患者P之體內的腫瘤做實際照射時的路徑是複數存在的情況。這些情況，方向取得部106，係將於治療室內可照射治療射束B的所有照射方向(包含複數個路徑)，當作表示治療射束B之照射方向的資訊而加以取得。

表示寢台12之移動方向的資訊係為表示，可使藉由被設置在治療室中的寢台12而在照射治療射束B之際已被固定之患者P做移動之方向的資訊。表示寢台12之移動方向的資訊中係還含有：表示藉由寢台12而可改變患者P之體位之角度的資訊。例如，寢台12係如上述，藉由平移機構及旋轉機構而可以六自由度來使位置及姿勢做移動。因此，表示寢台12之移動方向的資訊，係亦可為寢台12的六自由度之方向的資訊。表示寢台12之移動方向的資訊，係亦可為，表示可對平移機構及旋轉機構做設定的設定值之範圍的資訊。如前述，寢台12是以少於六自由度的自由度(例如四自由度等)而做移動的情況下，方向取得部106係取得寢台12的移動自由度所相應的資訊。寢台12之移動係也考慮，是依照與治療室中所被預先設定的房間座標系不同的獨自之座標系的情況。此情況下，方向取得部106，係亦可將寢台12所依照的獨自之座標系上的移動方向之資訊，當握表示寢台12之移動方向的資訊而加以取得。

方向取得部106，係將已取得之表示治療射束B之照射方向的資訊、和表示寢台12之移動方向的資訊之各個資訊，當作方向資訊而輸出至移動量計算部120。

移動量計算部120，係基於已被第1影像取得部102所輸出之第1影像、與已被方向取得部106所輸出之方向資訊，而將已被第2影像取得部104所輸出之第2影像中所被拍攝到的患者P之體位對合於第1影像中所被拍攝到的患者P之體位所需之寢台12的移動量，加以決定。藉此，移動量計算部120，係以使得藉由所照射的治療射束B而對患者P之體內的腫瘤所給予的能量，是接近於治療計畫階段中所計畫之能量的方式，而決定用來使現在之患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量。移動量計算部120，係將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至治療裝置10所具備的寢台控制部14。藉此，寢台控制部14，係隨應於已被移動量計算部120所輸出之移動量訊號SM，而以使得現在之患者P之體位會接近於治療計畫階段中的患者P之體位的方式，使寢台12做移動。

近似影像計算部122，係基於已被第1影像取得部102所輸出之第1影像、和表示第1影像之位置及姿勢的參數、和已被方向取得部106所輸出之方向資訊，而計算出使第1影像做了微小移動的近似影像。更具體而言，近似影像計算部122首先對於方向資訊所表示的一個乃至複數個座標軸，分別獨立地計算出，於房間座標空間中將第1影像做了微小移動的影像。例如，針對寢台的六自由度的每一移動方向，分別計算出出挪移了所定幅度的六張影像。接著，計算出這些六張影像、與移動前之影像的六張差分影像，然後對各個差分影像乘上所定幅度之倒數而計算出近似影像。近似影像計算部122，係將所計算出來的近似影像，輸出至校準部124。近似影像計算部122，係基於表示藉由已被校準部124所輸出之移動量而做了移動的第1影像、與第2影像之間有偏移的資訊(亦可為第1影像與第2影像之偏移量的資訊)，而對移動後的第1影像藉由同樣之程序而計算出近似影像，將所計算出來的近似影像，再次輸出至校準部124。

校準部124，係基於已被近似影像計算部122所輸出之近似影像、和已被第2影像取得部104所輸出之第2影像、和表示第2影像之位置及姿勢的參數，而計算出第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量。在近似影像計算部122是計算出，按照第1影像中所被拍攝到的患者P之體位發生變化之每一方向(自由度)而挪移所定幅度而被生成的近似影像的情況下，則校準部124係按照各個方向而計算出第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量。校準部124，係基於所計算出來的偏移量，而決定用來使第2影像中所被拍攝到的現在的患者P之體位對合於第1影像中所被拍攝到的治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量，並將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。

移動量計算部120中，直到判定為現在的患者P之體位是已經對合於治療計畫階段的患者P之體位為止，會一直重複近似影像計算部122所致之近似影像之計算、與校準部124所致之偏移量之計算及寢台12之移動量之決定。該判定，係由校準部124來進行。該判定，係亦可由移動量計算部120所具備的未圖示之判定部來進行。在移動量計算部120中，當校準部124判定為現在的患者P之體位是已經對合於治療計畫階段的患者P之體位時，將表示已決定之最終的寢台12之移動量(包含傾斜度或距離等)的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，寢台控制部14，係隨應於已被移動量計算部120所輸出之移動量訊號SM而控制平移機構及旋轉機構以使寢台12移動，已被固定於寢台12的患者P之體位就會被實際地移動。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100的治療系統1中，可使現在的患者P之體位對合於能夠將治療計畫階段中所計畫之能量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的狀態，來進行放射線治療。

以下說明，於醫用影像處理裝置100中，為了將現在的患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位而使寢台12做移動之移動量的決定處理(移動量計算處理)之流程。圖3係於第1實施形態的醫用影像處理裝置100中計算寢台12之移動量的處理之流程的流程圖。在醫用影像處理裝置100進行移動量計算處理之前，亦即，在放射線治療進行前(例如1週左右之前)，基於所已拍攝的第1影像而制定治療計畫。然後，在醫用影像處理裝置100正要進行移動量計算處理之前，亦即，在正要開始放射線治療之前，第2影像係被拍攝。於放射線治療中，係為了治療同一患者P，治療射束B之照射有時候會分成複數次(也包含並非同日的情況)而進行。因此，對同一患者P進行第2次以後的放射線治療的情況下，亦可把前次治療之際已經對合了患者P之位置的第2影像當作第1影像來利用，然後制定更進一步的另一治療計畫。

本發明主要是著眼於，在治療系統1中進行放射線治療之際將患者P之位置予以對合的處理，因此關於拍攝第1影像與第2影像之各個影像(此處係為CT影像)之際的處理的更詳細說明係省略。然後，在以下的說明中，假設基於第1影像的治療計畫已經完成，於治療系統1中第2影像之攝影已經完成，而進行說明。

首先，一旦醫用影像處理裝置100開始移動量計算處理，則第1影像取得部102係取得第1影像與表示該第1影像之位置及姿勢的參數，第1影像取得部102係取得第2影像與表示該第2影像之位置及姿勢的參數(步驟S100)。第1影像取得部102，係將已取得之第1影像與該第1影像的參數，輸出至移動量計算部120所具備的近似影像計算部122。第2影像取得部104，係將已取得之第2影像與該第2影像的參數，輸出至校準部124。

接著，方向取得部106，係取得治療室內的方向資訊(步驟S102)。方向取得部106，係將已取得之方向資訊，輸出至移動量計算部120所具備的近似影像計算部122。

接著，近似影像計算部122，係基於已被第1影像取得部102所輸出之第1影像與表示該第1影像之位置及姿勢的參數、和已被方向取得部106所輸出之方向資訊，而計算出第1影像的近似影像(步驟S104)。近似影像計算部122，係將所計算出來的近似影像，輸出至校準部124。

接著，校準部124，係基於已被近似影像計算部122所輸出之近似影像、和已被第2影像取得部104所輸出之第2影像和該第2影像之參數，而計算出第1影像與第2影像之間的位置及姿勢的偏移量(步驟S106)。

接著，校準部124係判定，所計算出來的第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，是否落在能夠判定為第1影像與第2影像沒有偏移的偏移量以內(步驟S108)。換言之，校準部124係判定，現在的患者P之體位是否以對合於治療計畫階段的患者P之體位。所謂現在的患者P之體位已經對合於治療計畫階段的患者P之體位係指例如，所計算出來的第1影像與第2影像之間的偏移量，是在預先決定之表示偏移量之容許範圍的閾值以內。

步驟S108中的判定之結果，在判定為第1影像與第2影像有偏移的情況下，校準部124係將表示所計算出來的第1影像與第2影像中有偏移的資訊，輸出至近似影像計算部122。藉此，醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理，係回到步驟S104，重複步驟S104~步驟S108之處理。亦即，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，近似影像計算部122所致之第1影像的近似影像之計算、與校準部124所致之第1影像與第2影像之間的偏移量之計算、及所計算出來的偏移量的判定，係會重複。

另一方面，步驟S108中的判定之結果，在判定為第1影像與第2影像之間沒有偏移的情況下，則校準部124係基於所計算出來的第1影像與第2影像之偏移量，而決定寢台12的移動量。然後，校準部124係將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14 (步驟S110)。

藉此，在治療系統1中，寢台控制部14會基於藉由醫用影像處理裝置100(更具體而言係為移動量計算部120所具備的校準部124)而被輸出的移動量訊號SM，而使寢台12移動，患者P之位置就會被實際地移動。

接著說明，於醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，醫用影像處理裝置100所具備的構成要素所進行之處理(處理方法)之一例。

首先，關於醫用影像處理裝置100中進行移動量計算處理前所被進行的治療計畫，加以說明。在治療計畫中，對患者P進行照射的治療射束B(放射線)的能量、照射方向、照射範圍之形狀、分成複數次來照射治療射束B之情況下的線量之分配等，係會決定。更具體而言，首先，治療計畫的立案者(醫師等)，係對治療計畫階段中所拍攝到的第1影像(例如藉由CT攝影裝置16所拍攝到的CT影像)，將腫瘤(病灶)的領域與正常組織的領域之交界、腫瘤與位於其週邊的重要臟器之交界等，加以指定。然後，在治療計畫中，基於根據治療計畫的立案者(醫師等)所指定的腫瘤之相關資訊所算出的，從患者P之體表面起算的到腫瘤之位置為止的深度、或腫瘤之大小，而決定照射治療射束B的方向(治療射束B所通過的路徑)或強度等。

腫瘤的領域與正常組織的領域之交界的指定，係相當於指定腫瘤的位置及體積。該腫瘤的體積係被稱為：可視的腫瘤體積(Gross Tumor Volume：GTV)、臨床的標靶體積(Clinical Target Volume：CTV)、體內的標靶體積(Internal Target Volume：ITV)、計畫標靶體積(Planning Target Volume：PTV)等。GTV，係為根據影像而以肉眼所能確認的腫瘤之體積，於放射線治療中，係為需要照射足夠線量之治療射束B的體積。CTV，係為包含GTV與必須治療的潛在性之腫瘤在內的體積。ITV係為，考慮到所被預測的因為生理性的患者P之運動等而導致CTV有所移動的情況，而對CTV附加了預先決定之餘裕(容限)而成的體積。PTV係為，考慮到進行治療之際所進行的患者P之位置對合時的誤差，而對ITV附加了容限而成的體積。這些體積間，係成立下式(1)之關係。

另一方面，放射線的感受性高，所被照射之放射線之線量之影響會呈現強烈表現的位於腫瘤之週邊的重要臟器之體積，係被稱為危險臟器(Organ At Risk：OAR)。作為對該OAR附加了預先決定之餘裕(容限)而成的體積，而會指定計畫危險臟器體積(Planning Organ At Risk Volume：PRV)。PRV，係避開不希望被放射線所破壞的OAR而要照射放射線的體積(領域)，當作容限而予以附加而被指定。這些體積間係存在有下式(2)之關係。

於治療計畫階段中，基於考慮到於實際之治療中有可能產生之誤差的容限，來決定對患者P進行照射的治療射束B(放射線)的方向(路徑)或強度。

其後，於放射線治療的治療階段中，醫用影像處理裝置100在進行移動量計算處理之際，首先，第1影像取得部102，係取得第1影像與表示該第1影像之位置及姿勢的參數，而輸出至移動量計算部120所具備的近似影像計算部122。第2影像取得部104，係取得正要開始治療前的患者P之第2影像與表示該第2影像之位置及姿勢的參數，而輸出至移動量計算部120所具備的校準部124。方向取得部106，係取得治療室內的方向資訊，而輸出至移動量計算部120所具備的近似影像計算部122。

如上述，第1影像與第2影像，係皆為三維之CT影像。然後，在拍攝第2影像之際，將患者P之體位，調整成接近於與拍攝第1影像時同樣之體位的狀態。然而，第2影像，係難以將患者P之體位，以和拍攝第1影像時完全相同之體位來進行攝影。亦即，難以抑制患者P之體內的狀態的變化、或即使使用固定具也能以固定成相同的體位。因此，即使將第1影像與第2影像之各者在所定之三維空間內假想地配置成相同，仍會產生些微(例如數mm)之偏移，只依靠拍攝第2影像，是難以重現第1影像攝影時的患者P之體位。於是，在醫用影像處理裝置100中，係於移動量計算處理中，由移動量計算部120所具備的近似影像計算部122來計算出第1影像的近似影像，由校準部124來計算出第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，並決定為了將第1影像中所被拍攝到的患者P之體位與第2影像中所被拍攝到的患者P之體位的位置予以對合所需之寢台12的移動量。亦即，醫用影像處理裝置100，係藉由移動量計算處理，而決定用來重現第1影像攝影時的患者P之體位所需之寢台12的移動量。所謂所定之三維空間，係指於治療室中已被預先設定的房間座標系之空間。

(移動量的計算方法) 接著說明，醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理中，移動量計算部120計算使寢台12做移動之移動量的計算方法。首先說明，移動量計算部120所具備的近似影像計算部122中的近似影像的計算方法。

在以下的說明中，在依照房間座標系的所定之三維空間內做假想地配置的第1影像所含有的像素(體素)，令作Ii(V)。於像素Ii(V)中，數式(3)係表示房間座標系內的三維之位置，V表示將第1影像配置在所定之三維空間內之時的位置及姿勢之向量。向量V，係與從方向取得部106所被輸出之方向資訊所示的軸之數量為相同的維度，例如，上記六自由度的情況下則為六維之向量。

向量V，係如上述，亦可為相應於控制寢台12之移動之際的自由度之方向，而為較少的維數。例如，控制寢台12之移動的自由度之方向是四自由度方向的情況下，向量V係亦可為四維之向量。另一方面，向量V，係亦可基於已被方向取得部106所輸出之方向資訊，對寢台12之移動方向加上治療射束B之照射方向，而使維數變多。例如，方向資訊中所含之治療射束B之照射方向係為垂直方向與水平方向之二方向，而寢台12之移動方向係為六自由度之方向的情況下，向量V係亦可為合計是八維之向量。

近似影像計算部122係計算出，使第1影像以些微的移動量ΔV做了移動(平移及旋轉)而成的近似影像。此處，移動量ΔV，係作為參數而已被預先設定的些微的移動量。近似影像計算部122，係將第1影像所含之各個像素Ii(V)所對應之近似影像所含之各個像素Ii(V+ΔV)，藉由下式(4)和泰勒展開而加以計算(近似)。

於上式(4)中，右邊的第3項的ε，係將像素Ii(V+ΔV)中的2次以後予以整個表示的項。∇i(V)係為，表示向量V所拉出的三維空間的隨每一自由度而變化的向量之變化量的，一次微分值。∇i(V)，係於移動前(近似前)的第1影像與些微移動過的近似影像間，在房間座標系內位於相同的位置i上，以和表示對應之像素的像素值(例如CT值)之變化量的向量V相同維數之向量而被表示。例如，寢台12之移動方向是六自由度之方向的情況下，於第1影像中位於房間座標系之中心之位置i的像素Ii(V)所對應之六維的向量∇i(V)，係以下式(5)而被表示。

於上式(5)中，Δθx、Δθy、及Δθz係表示，將房間座標系中的三軸令作x軸、y軸、及z軸之情況下的以各軸為中心的旋轉角度，Δtx、Δty、及Δtz係表示在各軸上做平移的移動量。上式(5)中的右邊的各個要素，係表示第1影像的房間座標系的位置i上的像素值。例如，上式(5)中的右邊的第1要素「數式(6)」，係將位於第1影像之房間座標系之位置i上的像素Ii(V)，以x軸繞旋而做了旋轉角度Δθx的旋轉時的像素值。此情況的數式(7)，係以下式(8)而被表示。上式(5)的右邊的其他要素也是可以同樣地表示，但關於各個要素的詳細說明係省略。

近似影像計算部122，係將如上述進行了把第1影像以些微之移動量ΔV做移動(平移及旋轉)的計算而得的近似影像，輸出至校準部124。近似影像計算部122，係在藉由校準部124而被輸出了表示第1影像與第2影像間有偏移的資訊的情況下，則同樣地計算再以些微的移動量ΔV使第1影像做了移動(平移及旋轉)而成的新的近似影像，將進行了計算的新的近似影像，輸出至校準部124。

接著說明，於醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理中，由移動量計算部120所具備的校準部124來計算第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量的計算方法。

此處，校準部124所欲求出的第1影像與第2影像之間的位置及姿勢的偏移量，假設是移動量ΔV，則該偏移量係可使用下式(9)而求出。下式(9)係為基於Lucas-Kanade法(LK法)之最佳化方法的想法(演算法)而求出偏移量(移動量ΔV)的式子之一例。

於上式(9)中，Ω係為，於房間座標系中，第1影像與第2影像重疊的領域中所含之像素Ii(V)之位置i全部都予以包含的集合。集合Ω係亦可為，於治療計畫中由立案者(醫師等)所指定的PTV、或GTV、OAR等，在對腫瘤的領域照射治療射束B之際具有臨床意義的表示空間性領域的位置之集合。又，集合Ω係亦可為，以房間座標系的射束照射位置為中心的表示所定之大小的空間(球體、立方體、直方體)領域的位置之集合。所謂所定之大小，係基於患者P的大小、或平均的人體之大小，而做設定。集合Ω係又可為，將PTV或GTV以所定之比例而擴大後的範圍。

校準部124，係使用上式(9)的右邊的成本函數E(ΔV,Ω)，來將第1影像與第2影像進行比較。成本函數E(ΔV,Ω)，係以下式(10)而被表示。

於上式(10)中，Ti(V)係表示，位於房間座標系之位置i上的，向量V的第2影像所含之各個像素的像素值(例如CT值)。

校準部124為了將第1影像與第2影像進行比較而使用的成本函數E(ΔV,Ω)，係亦可為如以下式(11)而被表示的，在未連結的2個空間中所被設定的成本函數。

校準部124為了將第1影像與第2影像進行比較而使用的成本函數E(ΔV,Ω)係亦可為，使用將房間座標系之位置i所相應之權重加以指定的函數數式(12)，而如下式(13)般地所被表示的成本函數。

於函數數式(12)中，w(i)係為，將位置i與所照射之治療射束B之路徑所相應的值當作返回值而回送的函數。函數w(i)係為例如，位置i是治療射束B所通過之路徑上之位置的情況下則回送“1”，並非治療射束B所通過之路徑上之位置的情況下則回送“0”的會回送此2值的函數。函數w(i)係亦可為例如，位置i與治療射束B所通過之路徑之間的距離越近則返回值就會越高的函數。

函數w(i)係亦可為例如，將位置i、與於治療計畫中由立案者(醫師等)所指定的PTV、或GTV、OAR等，在對腫瘤的領域照射治療射束B之際具有臨床意義的表示空間性領域的位置之集合所相應的值當作返回值而予以回送的函數。函數w(i)係為例如，位置i是表示空間性領域的位置之集合的情況下則回送“1”，位置i不是表示空間性領域的位置之集合的情況下則回送“0”的會回送此2值的函數。函數w(i)係亦可為例如，位置i與空間性領域之間的距離越近則返回值就會越高的函數。

基於已被近似影像計算部122所輸出之近似影像，上式(9)係可改如下式(14)般地改寫。

於上式(14)中，係是將表示已被近似影像計算部122所輸出之近似影像之像素Ii(V+ΔV)的上式(4)中的右邊的第3項的ε，予以忽視。這是因為，於上式(4)中把2次以後整個表示的ε，係為極小的值，因此即使忽視，對於之後的處理也不會造成太大的影響。

對上式(14)的右邊，為了求出移動量ΔV的極小值，將右邊以移動量ΔV進行微分而視為0，則移動量ΔV係可以下式(15)而被表示。

此處，上式(15)中的右邊的H，係為下式(16)。

校準部124，係使用藉由上式(15)所求出的移動量ΔV，而將第1影像的位置及姿勢的向量V，如下式(17)般地予以更新。

於上式(17)中，將更新後的第1影像的位置及姿勢的向量V，令作向量V1。

校準部124，係直到更新後的第1影像之向量V1之變化變少為止，會一直重複上式(15)所致之移動量ΔV之計算。所謂向量V1的變化變少為止，係指移動量ΔV的範數，亦即第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，變成所定之閾值以下。換言之，第2影像中所被拍攝到的患者P之體位，是被判定為，已經對合於第1影像中所被拍攝到的治療計畫階段的患者P之體位。所謂移動量ΔV的範數，係只要是向量的範數即可，可以使用例如：l0範數、l1範數、或l2範數之任一者。

集合Ω如上述般地是PTV或GTV之領域的情況下，一旦第1影像之位置及姿勢被更新，則集合Ω的要素也需要更新。亦即，集合Ω係為房間座標系中的座標位置之集合，會伴隨著第1影像之房間座標系上的移動，而位置會跟著改變的緣故。為了免除此種更新，在位置及姿勢被更新的第1影像中，係不含將集合Ω予以規定之領域為佳。例如，把正要治療前所被拍攝的CT影像(目前為止的第2影像)當作第1影像，將含有治療計畫資訊的CT影像(目前為止的第1影像)替換為第2影像。

校準部124中的移動量ΔV之計算的重複，係亦可設計成直到超過了已被預先設定的重複計算次數為止。此情況下，可縮短校準部124在移動量ΔV之計算上所需要的時間。然而，此情況下，係在超過了已被預先設定之重複計算次數的時點上，校準部124雖然會結束移動量ΔV之計算，但是移動量ΔV的範數不一定會在所定之閾值以下。換言之，患者P之位置對合之計算中發生失敗的可能性，也被認為是很高。此情況下，校準部124，係亦可將表示因為超過了已被預先設定之重複計算次數而結束移動量ΔV之計算的警告訊號，例如，輸出至醫用影像處理裝置100或治療系統1所具備的未圖示之警告部。藉此，未圖示之警告部，係可將患者P之位置對合之計算中有發生失敗之可能性的事實，通知給醫師等之放射線治療的實施者，亦即治療系統1的利用者。

校準部124係將如上述所計算出來的移動量ΔV，亦即第1影像與第2影像之間的位置及姿勢的偏移量，按照上式(5)中的各個自由度而加以計算。然後，校準部124，係基於所計算出來的每一自由度的偏移量，來決定寢台12之移動量(平移量及旋轉量)。此時，校準部124係例如，將從第1影像來計算近似影像之際所移動過的移動量ΔV，按照每一自由度而予以合計。然後，校準部124，係將現在的患者P之位置，以合計後的移動量做移動的此種寢台12之移動量，按照每一自由度而加以決定。然後，校準部124係將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。

藉由如此的處理，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，近似影像計算部122，係從第1影像計算出近似影像，校準部124，係基於近似影像與第2影像，來計算治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量。亦即，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，係基於近似影像與第2影像，來判定治療射束B的照射方向(路徑)之偏移。在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，會重複近似影像之計算與偏移量之計算。然後，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，近似影像與第2影像的所計算出來之偏移量一旦達到所定之閾值以下，就基於目前為止所計算出來的偏移量之總和，來決定為了使現在的患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位而使寢台12做移動的移動量，並將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。換言之，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，是以能夠將接近於治療計畫階段中所計畫之能量的能量量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的方式，而決定用來使現在的患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量，並將移動量訊號SM輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100的治療系統1中，隨應於藉由醫用影像處理裝置100的移動量計算處理而被決定之寢台12之移動量來實際地移動患者P，而可將治療計畫中所計畫之能量量的治療射束B照射至腫瘤，可符合計畫來進行放射線治療。

如上述，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，近似影像計算部122，係基於寢台控制部14所能控制寢台12之移動方向的自由度所對應之向量(參照上式(5))，而計算出將第1影像以些微的移動量ΔV做了移動(平移及旋轉)而成的近似影像。然後，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，校準部124係計算出近似影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量。因此，在醫用影像處理裝置100中，相較於先前直接使用第1影像與第2影像來進行患者P的位置對合，可更高速地進行三維之CT影像彼此的影像比對所致之患者P的位置對合。而且，於醫用影像處理裝置100中使用於核對的近似影像，係將第1影像以些微的移動量ΔV做了移動而成者，患者P的位置對合之精度，係會是相應於移動量ΔV的高精度。

在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，在重複近似影像之計算與偏移量之計算之際，會計算出將第1影像做了移動(平移及旋轉)的新的近似影像。換言之，在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，係在近似影像與偏移量之計算的重複時，重新製作近似影像。因此，在醫用影像處理裝置100或具備了醫用影像處理裝置100的治療系統1中，係將用來計算近似影像的原始之影像(此處係為第1影像)的影像尺寸，設成小於用來計算偏移量的基準之影像(此處係為第2影像)，如此可減少重複進行的近似影像之計算的負荷，亦即可縮短近似影像的計算時間。

如上述，在醫用影像處理裝置100中，第1影像取得部102係取得治療前所被拍攝的患者P之第1影像、與表示該第1影像攝影時之位置及姿勢的參數，第2影像取得部104係取得正要開始治療前所被拍攝的患者P之第2影像、與表示該第2影像攝影時之位置及姿勢的參數。在醫用影像處理裝置100中，方向取得部106係取得治療室內的方向之相關資訊。然後，在醫用影像處理裝置100中，移動量計算部120所具備的近似影像計算部122，係基於第1影像、和表示第1影像之位置及姿勢的參數、和方向資訊，而計算出將第1影像做了轉換(近似)的近似影像。然後，在醫用影像處理裝置100中，移動量計算部120所具備的校準部124，係基於近似影像、和第2影像、和表示第2影像之位置及姿勢的參數，而計算出第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量。然後，在醫用影像處理裝置100中，係在校準部124判定為，所計算出來的偏移量是符合於第2影像中所被拍攝到的現在的患者P之體位、與第1影像中所被拍攝到的治療計畫階段的患者P之體位的情況下，則基於所計算出來的偏移量而決定寢台12之移動量，亦即最終的患者P之移動量，並將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100的治療系統1中，藉由寢台控制部14基於移動量訊號SM而使寢台12做移動，患者P之位置就會被實際地移動。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100的治療系統1中，可使現在的患者P之位置對合於能夠將接近於治療計畫階段中所決定之能量的能量量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的狀態，來進行符合計畫的放射線治療。

如上記說明，醫用影像處理裝置100係具備：第1影像取得部102，係取得拍攝了患者P之體內的三維之第1影像；和第2影像取得部104，係取得在異於第1影像的時刻上所被拍攝的患者P之體內的三維之第2影像；和方向取得部106，係取得關於治療室中的對患者P的治療射束B之照射方向的方向資訊；和移動量計算部120，係基於第1影像中所被設定之治療射束B之路徑與關於照射方向的方向資訊，而輸出移動量訊號SM，其係表示，為了使第2影像中所被拍攝到的患者P之位置對合於第1影像中所被拍攝到的患者P之位置而進行移動的第2影像之移動量。藉此，醫用影像處理裝置100，係可基於第1影像取得部102所取得之第1影像、和第2影像取得部104所取得之第2影像、和方向取得部106所取得之方向資訊，而計算出治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量，並決定出用來使現在的患者P之位置對合於治療計畫階段中第1影像攝影時的位置所需之移動量。

如上記說明，移動量計算部120係亦可具備：近似影像計算部122，係基於治療射束B之路徑與關於照射方向之方向資訊，而計算出將第1影像按照患者P之體位產生變化之每一自由度而挪移所定幅度(例如些微的移動量)所被生成(轉換(近似))的近似影像；和校準部124，係使用近似影像而計算出第1影像與第2影像之偏移量，基於所計算出來的偏移量而決定移動量，並將表示已決定之移動量的移動量訊號SM予以輸出。如上記說明，移動量計算部120係亦可具備：近似影像計算部122，係基於治療射束B之路徑與關於照射方向之方向資訊，而計算出將第1影像映射至平面而成的二維之近似影像；和校準部124，係使用近似影像而計算出第1影像與第2影像之偏移量，基於所計算出來的偏移量而決定移動量，並將表示已決定之移動量的移動量訊號SM予以輸出。藉此，醫用影像處理裝置100，係可計算出將第1影像做了近似的近似影像，並計算出近似影像(換言之係為第1影像)與第2影像之位置及姿勢的偏移量，基於所計算出來的偏移量，而決定用來使第2影像中所被拍攝到的現在的患者P之體位對合於第1影像中所被拍攝到的治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM予以輸出。

(第2實施形態) 以下說明第2實施形態。在第1實施形態中係說明了，在所定之三維空間(房間座標系)內假想地配置第1影像與第2影像之各者，於第1影像與第2影像之各者中使得空間上相同的位置i上的像素值之差分會變小的方式，來計算寢台12之移動量的計算方法。然而，在該計算方法中，雖然第1影像與第2影像之各者中的像素值之差分會變小，但是這並不一定表示，於放射線治療時對於重要的治療計畫中立案者(醫師等)所指定的腫瘤，已經計算到就連治療射束B之線量分布也都一致。放射線(此處係為治療射束B)，係在通過物質之際會損失能量，因此在治療計畫中是藉由使用CT影像來假想地計算所照射的放射線的能量損失量，以決定放射線之照射方法。若考慮這點，於治療階段中在將患者P之位置進行對合之際，存在於所照射之治療射束B所通過之路徑上的患者P之體位的組織也要一致，這件事情是很重要的。於是，在第2實施形態中，係以使得藉由所照射的治療射束B而對患者P之體內的腫瘤所給予的能量，更接近於治療計畫階段中所計畫之能量的方式，而決定用來使現在之患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量，係提出為此所需的構成及計算方法。

具備了第2實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統之構成，係在圖1所示的具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1之構成中，將醫用影像處理裝置100改成了第2實施形態的醫用影像處理裝置200的構成。在以下的說明中，係將具備了醫用影像處理裝置200的治療系統，稱作「治療系統2」。

在以下的說明中，係於具備了醫用影像處理裝置200的治療系統2之構成要素中，對於與具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1之構成要素相同的構成要素，係賦予相同的符號，並省略關於各個構成要素的詳細說明，而以相異點為中心來做說明。

醫用影像處理裝置200，係和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，基於由CT攝影裝置16所被輸出的CT影像，進行用來在進行放射線治療之際將患者P之位置予以對合所需之處理，將為了使從治療射束照射門18進行照射的治療射束B之照射方向對合於治療計畫階段中所設定之方向而使寢台12做移動的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。在醫用影像處理裝置200中，相較於第1實施形態的醫用影像處理裝置100，藉由進行照射的治療射束B而對患者P之體內的腫瘤所給予的能量，是更接近於治療計畫階段中所計畫之能量，可決定出如此的寢台12之移動量。

以下說明，構成治療系統2的醫用影像處理裝置200之構成。圖4係為第2實施形態的醫用影像處理裝置200的概略構成的區塊圖。醫用影像處理裝置200係例如具備：第1影像取得部102、第2影像取得部104、方向取得部106、移動量計算部220。移動量計算部220係例如具備：積分影像計算部221、近似影像計算部222、校準部124。積分影像計算部221係例如具備：第1積分影像計算部221-1、第2積分影像計算部221-2。

積分影像計算部221係計算出已被第1影像取得部102所輸出之第1影像所對應之積分影像(以下稱作「第1積分影像」)、與已被第2影像取得部104所輸出之第2影像所對應之積分影像(以下稱作「第2積分影像」)之各者。積分影像計算部221，係將第1積分影像輸出至近似影像計算部222，將第2積分影像輸出至校準部124。積分影像，係於影像內沿著治療射束B之照射路徑，而將像素值予以積分而成的影像。

第1積分影像計算部221-1，係基於已被第1影像取得部102所輸出之第1影像、和表示第1影像之位置及姿勢的參數、和已被方向取得部106所輸出之方向資訊，而計算出在第1影像內存在於治療射束B所通過之路徑上的像素(體素)之像素值(CT值)進行積分而得到的第1積分影像。第1積分影像計算部221-1，係將所計算出來的第1積分影像，輸出至近似影像計算部222。此時，第1積分影像計算部221-1，係亦可也將表示第1影像之位置及姿勢的參數，連同第1積分影像一起輸出至近似影像計算部222。

第2積分影像計算部221-2，係基於已被第2影像取得部104所輸出之第2影像、和表示第2影像之位置及姿勢的參數、和已被方向取得部106所輸出之方向資訊，而計算出在第2影像內存在於治療射束B所通過之路徑上的像素(體素)之像素值(CT值)進行積分而得到的第2積分影像。第2積分影像計算部221-2，係將所計算出來的第2積分影像，輸出至校準部124。此時，第2積分影像計算部221-2，係亦可也將表示第2影像之位置及姿勢的參數，連同第2積分影像一起輸出至校準部124。

近似影像計算部222，係基於已被積分影像計算部221所具備的第1積分影像計算部221-1所輸出之第1積分影像，而計算出將第1影像做了轉換(近似)的近似影像。近似影像計算部222，係將所計算出來的近似影像，輸出至校準部124。近似影像計算部222中的近似影像的計算方法，係可和第1實施形態的醫用影像處理裝置100內的移動量計算部120所具備的近似影像計算部122中的近似影像的計算方法同樣地想法。

此處，關於積分影像計算部221所致之積分影像的計算方法之概略，以計算出第1影像所對應之第1積分影像的第1積分影像計算部221-1為例，加以說明。在第1積分影像計算部221-1所致之第1積分影像之計算中，首先，從已被第1影像取得部102所輸出之第1影像中所含之像素之中，抽出位於治療射束B所通過之路徑上的像素。治療射束B所通過之路徑，係可基於已被方向取得部106所輸出之方向資訊中所含之治療射束B之照射方向，而將從治療射束照射門18所被照射之治療射束B通過患者P的路徑，作為房間座標系的三維之座標而加以獲得。治療射束B所通過之路徑，係亦可作為，以房間座標系的三維之座標而被表示的以治療射束照射門18之位置為起點的三維之向量，而獲得之。

以下說明，從治療射束照射門18進行照射的治療射束B之照射方向。在以下的說明中，假設治療射束B之路徑，係為三維之向量。圖5係為，具備了第2實施形態的醫用影像處理裝置200的治療系統2中的放射線(治療射束B)之射出與放射線(治療射束B)之照射對象TG(存在於患者P之體內的腫瘤)的關係之一例的說明圖。圖5中係圖示，從治療射束照射門18所照射的治療射束B抵達照射對象TG也就是存在於患者P之體內的腫瘤之領域(範圍)為止的路徑之一例。圖5係為從治療射束照射門18射出治療射束B之構成的情況之一例。

在由治療射束照射門18射出治療射束B之構成的情況下，治療射束照射門18，係如圖5所示，具有平面狀之射出口。從治療射束照射門18所被射出的治療射束B，係經由準直器18-1而抵達照射對象TG之腫瘤。亦即，從治療射束照射門18所被射出的治療射束B之中，只有通過了準直器18-1的治療射束B’，會抵達照射對象TG之腫瘤。準直器18-1，係為將多餘的治療射束B”予以遮斷所需之金屬製的器具。準直器18-1，係為了使治療射束B不被照射至存在於患者P之體內的腫瘤以外之領域，例如，會配合照射對象TG之腫瘤之形狀而調整讓治療射束B通過的領域。準直器18-1係例如，可將用來遮斷多餘之治療射束B”的領域做機械式變化的多葉式準直器等。圖5中係模式性圖示了，在治療射束B之中，通過了準直器18-1的治療射束B’，被照射至第1影像FI內的照射對象TG之腫瘤的情況之一例。此情況下，治療射束B’的路徑上的起點係為，位於治療射束照射門18的平面狀之射出口之範圍內的治療射束B’的射出點之位置。治療射束照射門18的三維之位置係為例如，射出口的平面之中心的位置(座標)。

方向取得部106，係將治療射束B’之照射方向當作表示治療射束B之照射方向的資訊而含有的方向資訊，輸出至第1積分影像計算部221-1。第1積分影像計算部221-1，係將治療射束B’抵達第1影像FI內的照射對象TG之腫瘤為止的路徑，當作在所定之三維空間內所被照射的治療射束B’之路徑。此處，將照射對象TG之腫瘤位置以房間座標系中的位置i來表示，抵達該位置的治療射束B’的路徑b(i)，係藉由三維向量之集合，而如下式(18)般地，可做離散性地表示。

各個路徑的起點，亦即三維之向量b(i)的起點，係為各個路徑b(i)上抵達照射對象TG之腫瘤為止的治療射束B’的射出點之位置。將該起點之三維位置以S來表示。又，Ω係和第1實施形態中的上式(9)之定義同樣地，係為照射對象TG之腫瘤位置，亦即PTV或GTV之房間座標系中的位置之集合。

圖6係為，具備了第2實施形態的醫用影像處理裝置200的治療系統2中的放射線(治療射束B)之出射與放射線(治療射束B)之照射對象TG(存在於患者P之體內的腫瘤)的關係之另一例的說明圖。圖6中亦圖示，從治療射束照射門18所照射的治療射束B抵達照射對象TG也就是存在於患者P之體內的腫瘤之領域(範圍)為止的路徑之一例。圖6係為，由治療射束照射門18，將射出之治療射束B進行掃描之構成的情況之一例。此構成的情況下，治療射束照射門18，係如圖6所示，不具備準直器18-1，而是具有1個射出口。從治療射束照射門18的1個射出口所被射出的治療射束B係例如，藉由磁石等而使方向彎曲，以塗滿(scan)照射對象TG之腫瘤之全體之領域的方式而被掃描，而被照射至照射對象TG之腫瘤。圖6中係模式性圖示了，治療射束B之照射方向是被掃描，而被照射至第1影像FI內的照射對象TG之腫瘤的情況之一例。此情況下，所被掃描的治療射束B之各個路徑上的起點，係為治療射束照射門18的射出口之位置。治療射束照射門18的三維之位置，係為1個射出口之位置(座標)。此情況的抵達房間座標系之某個位置i的治療射束B之路徑b(i)，係和上式(18)同樣地，可作離散性地表示。

方向取得部106，係將治療射束B所被掃描之照射方向當作表示治療射束B之照射方向的資訊而含有的方向資訊，輸出至第1積分影像計算部221-1。第1積分影像計算部221-1，係將所被掃描的治療射束B抵達第1影像FI內的表示照射對象TG之腫瘤之位置的房間座標系之座標i為止的路徑b(i)，當作在所定之三維空間內所被照射的治療射束B之路徑。此情況的治療射束B之路徑也是，藉由三維向量之集合，而如上式(18)般地，可作離散性地表示。各個路徑的起點，亦即三維之向量b(i)的起點，係為治療射束照射門18的射出口之位置。

(積分影像的生成方法) 接著說明，積分影像計算部221計算各個積分影像的方法。在以下的說明中，係將所定之三維空間(房間座標系)之某1點之位置i，表示成點i。然後，在所定之三維空間內做假想性配置的第1影像中所含之點i所對應的三維之像素之像素值，表示成Ii(V)。同樣地，在所定之三維空間內做假想性配置的第2影像中所含之點i所對應的三維之像素之像素值，表示成Ti(V)。在第1影像或第2影像內沒有對應於點i之像素的情況的像素值，係視為“0”。V係為，所定之三維空間內的表示第1影像或第2影像之位置及姿勢的向量V之參數。

治療射束B中的治療射束照射門18的射出口之位置，亦即從起點S之三維向量0到點i為止的向量，係可用下式(19)來表示。

此情況下，第1積分影像計算部221-1係可將第1影像中位於到點i為止之治療射束B之路徑上的各個像素之像素值予以積算而成的第1積分影像中所含之像素之像素值(以下稱作「積分像素值」)數式(20)，係可藉由下式(21)來加以計算。

同樣地，第2積分影像計算部221-2係可將第2影像中位於到點i為止之治療射束B之路徑上的各個像素之像素值予以積算而成的第2積分影像中所含之像素的積分像素值數式(22)，係可藉由下式(23)來加以計算。

於上式(21)及上式(23)中，t係為媒介變數，f(x)係為將CT影像之像素值(CT值)進行轉換的函數。函數f(x)係為例如，依據了將放射線之能量損失量轉換成水等價厚之轉換表的函數。如上述，放射線係在通過物質之際會損失能量。此時，放射線所失去的能量量，係為CT影像之CT值所相應的能量量。亦即，放射線之能量損失量係並非均勻，例如會隨骨骼或脂肪等患者P之體內的組織而不同。水等價厚，係將隨每種組織(物質)而不同的放射線之能量損失量，以同樣的物質也就是水的厚度來做表示的值，可基於CT值而進行換算。例如，CT值是表示骨骼的值的情況下，則放射線通過骨骼之際的能量損失量係較多，因此水等價厚會是較大的值。例如，CT值是表示脂肪的值的情況下，則放射線通過脂肪之際的能量損失量係較少，因此水等價厚會是較小的值。例如，CT值是表示空氣的值的情況下，則放射線通過空氣之際係沒有能量損失量，因此水等價厚係為“0”。藉由將CT影像中所含之各個CT值轉換成水等價厚，就可將位於治療射束B之路徑上的各個像素所致之能量損失量，以相同的基準來加以表示。作為將CT值轉換成水等價後的轉換式係使用例如，以實驗求出的非線性之換算數據為基礎的回歸式。關於實驗求出的非線性之換算數據，係已經有多種文獻被發表。函數f(x)係亦可為例如，用來進行恆等映射所需之函數。

第1積分影像計算部221-1，係將第1影像所對應之積分像素值數式(20)的第1積分影像，輸出至校準部124。第2積分影像計算部221-2，係將第2影像所對應之積分像素值數式(22)的第2積分影像，輸出至校準部124。

藉此，校準部124，係基於與第1實施形態中所示的上式(10)同樣的思考方式而使用以下式(24)表示的成本函數E(ΔV,Ω)，來計算第1影像與第2影像之間的位置及姿勢的偏移量也就是移動量ΔV。

然後，校準部124，係基於使用上式(24)之成本函數E(ΔV,Ω)而計算出來的移動量ΔV，來決定寢台12之移動量(平移量及旋轉量)，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。

醫用影像處理裝置200中的移動量計算處理，係只要在圖3所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理中，追加積分影像計算部221所致之處理即可。更具體而言，於圖3所示的第1實施形態的在醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，在步驟S104之前，追加於積分影像計算部221中計算各個積分影像的處理即可。因此，關於醫用影像處理裝置200中的移動量計算處理之流程的詳細說明係省略。

藉由如此的構成及動作，醫用影像處理裝置200，係於移動量計算處理中，從第1影像計算出第1積分影像，從第2影像計算出第2積分影像。然後，在醫用影像處理裝置200中也是和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，近似影像計算部222，係從第1積分影像計算出近似影像，校準部124，係基於近似影像與第2積分影像，而計算出治療射束B之照射方向(路徑)之偏移，亦即治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量之計算。在醫用影像處理裝置200的移動量計算處理中也是，和第1實施形態的醫用影像處理裝置100的移動量計算處理同樣地，重複近似影像之計算與偏移量之計算，基於近似影像與第2積分影像之偏移量達到所定之閾值以下時的偏移量而決定使寢台12做移動的移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，即使是具備了醫用影像處理裝置200的治療系統2，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，隨應於藉由醫用影像處理裝置200之移動量計算處理而被決定之寢台12之移動量，來實際地移動患者P，而可將治療計畫中所計畫之能量量的治療射束B照射至腫瘤，可符合計畫來進行放射線治療。

而且，在醫用影像處理裝置200中，積分影像計算部221，係藉由預先決定之非線性轉換(實驗求出的非線性之換算數據)，而計算出對應於第1影像的第1積分影像、和對應於第2影像的第2積分影像。藉此，在醫用影像處理裝置200中，係可對於第1實施形態的醫用影像處理裝置100中仍有疑慮的對腫瘤的治療射束B之線量分布也能使其變成一致，而決定寢台12之移動量。亦即，在醫用影像處理裝置200中，可在放射線治療時為重要的，存在於照射至腫瘤之治療射束B所通過之路徑上的患者P之體內的組織也是呈現一致的狀態下，決定寢台12之移動量。

但是，在醫用影像處理裝置200中，於移動量計算處理中進行偏移量之計算的近似影像，是以第1積分影像為基礎。因此，校準部124進行與近似影像的偏移量之計算(亦即移動量ΔV之計算)而將第1積分影像之向量V1予以更新之際，伴隨著新的近似影像的計算(重新製作)，第1積分影像計算部221-1也需要計算新的第1積分影像(重新製作)。亦即，第1積分影像計算部221-1係必須再度計算，在第1影像內存在於治療射束B所通過之新的路徑上的像素(體素)之像素值(CT值)進行積分而得到的第1積分影像。例如，寢台12之移動方向是六自由度之方向的情況下，第1積分影像計算部221-1係必須重新計算，上式(5)所表示的六維之向量∇i(V)中的各個自由度所對應之六個路徑的第1積分影像。亦即，第1積分影像計算部221-1，係再度進行6次的第1積分影像之計算。第1積分影像計算部221-1中的第1積分影像的重新計算，被認為是導致計算時間增大的主因。因此，在醫用影像處理裝置200中，亦可為，使用於第1實施形態中所示的上式(10)、上式(11)、或上式(13)所示的成本函數E(ΔV,Ω)來進行偏移量之計算以進行患者P之位置對合後，然後，使用上式(24)所示的成本函數E(ΔV,Ω)來進行偏移量之計算以進行患者P之位置對合。藉此，在醫用影像處理裝置200中，於移動量計算處理中重複進行近似影像之計算與偏移量之計算之際，可削減需要再度計算第1積分影像的次數，可縮短移動量計算處理所需要的整體之計算時間。

如上述，在醫用影像處理裝置200中，也是和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，第1影像取得部102係取得治療前所被拍攝的患者P之第1影像、與表示該第1影像攝影時之位置及姿勢的參數，第2影像取得部104係取得正要開始治療前所被拍攝的患者P之第2影像、與表示該第2影像攝影時之位置及姿勢的參數。再者，在醫用影像處理裝置200中也是，方向取得部106，會取得治療室內的方向之相關資訊。然後，在醫用影像處理裝置200中，移動量計算部220所具備的積分影像計算部221，係計算第1影像與第2影像之各者所對應之積分影像，近似影像計算部222，係基於第1積分影像，而計算將第1影像做了轉換(近似)的近似影像。其後，在醫用影像處理裝置200中，係和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，校準部124，是基於近似影像與第2影像所對應之第2積分影像，來計算第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，基於所計算出來的偏移量而決定寢台12之移動量，亦即最終的患者P之移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置200的治療系統2中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，藉由寢台控制部14基於移動量訊號SM而使寢台12做移動，患者P之位置就會被實際地移動。藉此，在具備了醫用影像處理裝置200的治療系統2中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，可使現在的患者P之位置對合於能夠將接近於治療計畫階段中所決定之能量的能量量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的狀態，來進行符合計畫的放射線治療。而且，在具備了醫用影像處理裝置200的治療系統2中，由於可在存在於照射至腫瘤之治療射束B所通過之路徑上的患者P之體內的組織也是呈現一致的狀態下，決定寢台12之移動量，因此相較於具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1，能夠將更接近於治療計畫階段中已決定之能量的能量量之治療射束B，照射至患者P之體內的腫瘤，來進行放射線治療。

如上記說明，於醫用影像處理裝置200中，移動量計算部220係還具備積分影像計算部221，其係計算，被第1影像所包含，在治療射束B之路徑上且為治療射束B所通過的三維之第1像素(體素)之像素值(CT值)予以積分而成的第1積分影像、和被第2影像所包含，從照射方向所被照射之治療射束B所通過的三維之第2像素(體素)之像素值(CT值)予以積分而成的第2積分影像；近似影像計算部222，係基於第1積分影像而計算近似影像；校準部124，係將以第2積分影像與近似影像之偏移量為基礎的移動量訊號SM，予以輸出。藉此，醫用影像處理裝置200，係可基於第1影像中所含之體素之CT值進行積分而得到的第1積分影像、第2影像中所含之體素之CT值進行積分而得到的第1積分影像，而計算出治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量，並決定出用來使現在的患者P之位置對合於治療計畫階段中第1影像攝影時的位置所需之移動量。

如上記說明，積分影像計算部221，係亦可將位於治療射束B之路徑上的第1像素(體素)之像素值(CT值)、和位於從照射方向所被照射之治療射束B所通過之路徑上的第2像素(體素)之像素值(CT值)之各者，藉由所定之非線性轉換(實驗求出的非線性之換算數據)而進行轉換之後進行積分，而計算出第1積分影像與第2積分影像之各者。藉此，醫用影像處理裝置200，係可基於將第1影像中所含之體素之CT值及第2影像中所含之體素之CT值，藉由以實驗求出的非線性之換算數據為基礎的回歸式進行轉換之後進行積分所得的第1積分影像與第2積分影像，而決定出用來使現在之患者P之位置對合於治療計畫階段中第1影像攝影時的位置所需之移動量。

如上記說明，積分影像計算部221，係亦可藉由非線性轉換(實驗求出的非線性之換算數據)，而將位於治療射束B之路徑上的第1像素(體素)之像素值(CT值)與位於從照射方向所被照射之治療射束B所通過之路徑上的第2像素(體素)之像素值(CT值)之各者，轉換成表示治療射束B抵達各個像素(體素)之抵達能量的值(例如水等價厚)。藉此，醫用影像處理裝置200，係可基於將第1影像中所含之體素之CT值及第2影像中所含之體素之CT值，例如轉換成水等價厚之後進行積分所得的第1積分影像與第2積分影像，而決定出用來使現在之患者P之位置對合於治療計畫階段中第1影像攝影時的位置所需之移動量。

如上記說明，積分影像計算部221，係亦可將位於治療射束B抵達照射對象之領域(腫瘤)為止之間的治療射束B之路徑上的第1像素(體素)之像素值(CT值)、與從照射方向所被照射之治療射束B所通過之路徑上且位於抵達至照射對象之領域(腫瘤)為止之間的第2像素(體素)之像素值(CT值)之各者，進行了轉換後的能量損失量之值(水等價厚)，進行積分，而計算出第1積分影像與第2積分影像之各者。藉此，醫用影像處理裝置200，係可減少第1積分影像與第2積分影像的生成之際的處理量(演算量)。

(第3實施形態) 以下說明第3實施形態。於放射線治療中的治療計畫中，如上述，治療計畫的立案者(醫師等)，係對治療計畫階段中所拍攝到的第1影像(例如藉由CT攝影裝置16所拍攝到的CT影像)，將腫瘤(病灶)的領域與正常組織的領域之交界、腫瘤與位於其週邊的重要臟器之交界等，加以指定。亦即，在治療計畫中，是按照每一患者P，而指定用來決定所照射之治療射束B之方向或強度等所需之腫瘤之位置或OAR等之資訊。該治療計畫中的腫瘤之位置或OAR等之資訊之指定，係需要某種程度的時間。因此，對於正要開始治療前的患者P之第2影像，一般而言，不會進行像是治療計畫階段般的腫瘤之位置或OAR等之資訊的輸入。因此，在先前的放射線治療中，正要開始治療前的存在於患者P之體內的腫瘤之位置，係假定是與治療計畫之時相同的位置，而進行治療。因此，在先前的放射線治療中，對於在治療中發生之可能性為高的腫瘤之位置的經時變化之對應，並非容易。於是，在第3實施形態中係提出，將與治療計畫中對第1影像所指定之腫瘤之影像圖案相類似的地點，對正要開始治療前的患者P之第2影像進行匹配，而注目於腫瘤所存在之局部之部分，以將用來使現在的患者P之體位對合於治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量之決定，對應於腫瘤之位置的經時變化所需之構成及計算方法。

具備了第3實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統之構成，係在圖1所示的具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1之構成中，將醫用影像處理裝置100改成了第3實施形態的醫用影像處理裝置300的構成。在以下的說明中，係將具備了醫用影像處理裝置300的治療系統，稱作「治療系統3」。

在以下的說明中，係於具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3之構成要素中，對於與具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1之構成要素相同的構成要素，係賦予相同的符號，並省略關於各個構成要素的詳細說明，而以相異點為中心來做說明。

醫用影像處理裝置300，係和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，基於由CT攝影裝置16所被輸出的CT影像，進行用來在進行放射線治療之際將患者P之位置予以對合所需之處理，將為了使從治療射束照射門18進行照射的治療射束B之照射方向對合於治療計畫階段中所設定之方向而使寢台12做移動的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。在醫用影像處理裝置300中，係可注目於患者P之體內的腫瘤所存在之局部之部分，而決定出會使得藉由所照射之治療射束B而對患者P之體內的腫瘤所給予的能量是接近於治療計畫階段中所計畫之能量的此種寢台12之移動量。

以下說明，構成治療系統3的醫用影像處理裝置300之構成。圖7係為第3實施形態的醫用影像處理裝置300的概略構成的區塊圖。醫用影像處理裝置300係具備：第1影像取得部102、第2影像取得部104、方向取得部106、領域取得部308、移動量計算部320。移動量計算部320係具備：近似影像計算部122、運動推定部323、校準部324。

領域取得部308，係將治療計畫階段中對患者P之第1影像而被指定的關於腫瘤之領域的資訊，加以取得。領域取得部308係將例如：腫瘤之位置、或PTV、OAR等之領域之資訊，當作關於腫瘤之領域之資訊(以下稱作「領域資訊」)而加以取得。領域取得部308取得領域資訊的影像，係不限於第1影像，只要是於治療計畫階段中關於腫瘤之領域有被指定的影像即可，亦可為例如：第2影像、或以前的放射線治療之際所被拍攝的影像中所被推定出來的包含有關於腫瘤之領域的影像。領域取得部308，係將已取得之領域資訊輸出至移動量計算部320，更具體而言，是輸出至運動推定部323。

運動推定部323，係基於已被第1影像取得部102所輸出之第1影像、和已被第2影像取得部104所輸出之第2影像、和已被領域取得部308所輸出之領域資訊，而將第1影像中所含之腫瘤、或PTV、OAR等之領域，複製至第2影像。運動推定部323，係基於已複製至第2影像的腫瘤等之領域，而生成將第2影像內的腫瘤之位置等之變化(運動)予以推定的運動模型。運動推定部323，係將已生成之運動模型，輸出至校準部324。

校準部324，係基於已被近似影像計算部122所輸出之第1影像的近似影像、和已被第2影像取得部104所輸出之第2影像、和已被運動推定部323所輸出之運動模型，而將第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算。校準部324，係基於所計算出來的偏移量，而決定用來使第2影像中所被拍攝到的現在的患者P之體位對合於第1影像中所被拍攝到的治療計畫階段的患者P之體位所需之寢台12的移動量，並將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。

(運動模型的推定方法) 接著說明，由運動推定部323來推定運動模型的方法。在以下的說明中係說明，基於對已被領域取得部308所輸出之領域資訊所表示的第1影像而被指定的關於腫瘤之領域，而將第2影像內所存在的腫瘤之位置等之運動予以特定所需之運動模型予以推定的推定方法。

在運動推定部323中的運動模型的推定中，係將與對第1影像而被指定的腫瘤之領域內之影像相類似的第2影像內之領域的運動，予以求出。作為該方法，運動推定部323係使用例如樣板匹配之技術。更具體而言，運動推定部323，係以表示對第1影像而被指定的腫瘤之領域的影像作為樣板，對第2影像進行樣板匹配，藉此以探索出最為類似的影像之位置，作為第2影像內的腫瘤之位置。然後，運動推定部323，係求出已探索到的第2影像內的腫瘤之位置的運動向量，將所求出的所有運動向量，當作運動模型。運動推定部323，係亦可將當作樣板的腫瘤之領域分割成複數個較小的領域(以下稱作「小領域」)，將表示已分割之各個小領域的影像，當作各個樣板。此情況下，運動推定部323，係針對各個小領域之每一樣板來進行樣板匹配，將最為類似的第2影像內的腫瘤之位置，針對各個小領域而分別進行探索。然後，運動推定部323，係求出已探索到的各個小領域所分別對應的第2影像內的腫瘤之位置的運動向量，將分別求出的所有運動向量，當作運動模型。運動推定部323，係亦可將所求出的運動向量之平均向量、或中位數向量等，當作運動模型。

運動推定部323，係亦可將與對第1影像而被指定的腫瘤之領域內之像素值的分布相類似的第2影像內之領域的運動，予以求出。作為該方法，運動推定部323係亦可利用例如，將像素值的直方圖為類似的位置，以Mean Shift或Medoid Shift等進行探索以追蹤物體的技術。此時，運動推定部323係利用，使用對第1影像而被指定的腫瘤之領域內的所有像素值而求出的像素值的直方圖之分布，來生成運動模型。運動推定部323，係亦可將對第1影像而被指定的腫瘤之領域，分割成複數個小領域，針對已分割之各個小領域，利用使用領域內之像素值而求出的像素值的直方圖之分布，來生成各個小領域所對應之運動模型。此情況下，運動推定部323，係亦可將各個小領域所對應之複數個運動模型彙整成運動模型群，亦可將運動模型群的平均向量、或中位數向量等，當作運動模型。

運動推定部323，係將如此所生成的運動模型，輸出至校準部324。

藉此，校準部324，係將如上述第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算。此時，校準部324，係使用以下式(25)所表示的成本函數E(ΔV,Ω)，而將第1影像與第2影像之間的位置及姿勢的偏移量也就是移動量ΔV，包含了腫瘤之運動在內而加以計算。

於上式(25)中，Ω係為領域取得部308所取得的，對第1影像而被指定的關於腫瘤之領域內的位置之集合。數式(26)係為，將對第1影像而被指定的關於腫瘤之領域，藉由運動模型而進行轉換後的位置之函數。在運動模型係為例如，將第2影像內的腫瘤之位置的所有運動向量之平均向量之一個予以模型化而成的運動模型的情況下，函數數式(26)係表示腫瘤的位置是呈現平行移動。

然後，校準部324，係基於使用上式(25)之成本函數E(ΔV,Ω)而計算出來的移動量ΔV，來決定寢台12之移動量(平移量及旋轉量)，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。

醫用影像處理裝置300中的移動量計算處理，係只要在圖3所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理中，追加領域取得部308所致之處理、和運動推定部323所致之處理即可。更具體而言，在圖3所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100的移動量計算處理中，例如，在步驟S102之後，追加於領域取得部308中取得對第1影像而被指定的腫瘤之領域資訊的處理，在步驟S106之前，追加於運動推定部323中推定第2影像內的腫瘤之位置等之運動並生成運動模型的處理即可。因此，關於醫用影像處理裝置300中的移動量計算處理之流程的詳細說明係省略。

藉由如此的構成及動作，醫用影像處理裝置300，係於移動量計算處理中，取得對第1影像而被指定的腫瘤之領域資訊，基於已取得之領域資訊而將腫瘤的領域複製至第2影像，生成將第2影像內的腫瘤之位置等之變化(運動)予以推定的運動模型。然後，在醫用影像處理裝置300中，也是和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，近似影像計算部122，係從第1影像計算出近似影像。其後，校準部324，係基於近似影像、和第2影像、和運動模型，而將第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，亦即治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算。在醫用影像處理裝置300的移動量計算處理中也是，和第1實施形態的醫用影像處理裝置100的移動量計算處理同樣地，重複近似影像之計算與偏移量之計算，基於近似影像與第2影像之偏移量達到所定之閾值以下時的偏移量而決定使寢台12做移動的移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，即使是具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，隨應於藉由醫用影像處理裝置300之移動量計算處理而被決定之寢台12之移動量，來實際地移動患者P，而可將治療計畫中所計畫之能量量的治療射束B照射至腫瘤，可符合計畫來進行放射線治療。

而且，在醫用影像處理裝置300中，藉由領域取得部308、運動推定部323、校準部324之構成，注目於治療計畫階段中對患者P之第1影像而被指定的腫瘤所存在之局部的部分，將患者P之現在之體位與治療計畫階段的患者P之體位的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算。藉此，在醫用影像處理裝置300中，就可對應於在放射線治療之治療中發生之可能性為高的腫瘤之位置之經時變化而進行患者P之位置對合。

如上述，在醫用影像處理裝置300中，也是和第1實施形態的醫用影像處理裝置100同樣地，第1影像取得部102係取得治療前所被拍攝的患者P之第1影像、與表示該第1影像攝影時之位置及姿勢的參數，第2影像取得部104係取得正要開始治療前所被拍攝的患者P之第2影像、與表示該第2影像攝影時之位置及姿勢的參數。再者，在醫用影像處理裝置300中也是，方向取得部106，會取得治療室內的方向之相關資訊。然後，在醫用影像處理裝置300中也是，移動量計算部320所具備的近似影像計算部122，係計算出第1影像做了轉換(近似)的近似影像。再者，在醫用影像處理裝置300中，領域取得部308，係取得治療計畫階段中對患者P之第1影像而被指定的關於腫瘤之領域之領域資訊，移動量計算部320所具備的運動推定部323，係生成將第2影像內的腫瘤之位置等之變化(運動)予以推定的運動模型。其後，在醫用影像處理裝置300中，移動量計算部320所具備的校準部324，係基於近似影像、第2影像、運動模型，將第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算，基於所計算出來的偏移量來決定寢台12之移動量，亦即最終的患者P之移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，藉由寢台控制部14基於移動量訊號SM而使寢台12做移動，患者P之位置就會被實際地移動。藉此，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，可使現在的患者P之位置對合於能夠將接近於治療計畫階段中所決定之能量的能量量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的狀態，來進行符合計畫的放射線治療。而且，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，由於可包含了患者P之體內的腫瘤之運動在內，而決定寢台12之移動量，因此相較於具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1，能夠將更接近於治療計畫階段中已決定之能量的能量量之治療射束B，照射至患者P之體內的腫瘤，來進行放射線治療。

在醫用影像處理裝置300中係表示，對圖2所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100的構成，將關連於腫瘤之運動之推定的構成要素予以追加或取代的構成。更具體而言，在醫用影像處理裝置300中係表示，對第1實施形態的醫用影像處理裝置100追加領域取得部308，對醫用影像處理裝置100所具備的移動量計算部120追加運動推定部323，將校準部124取代成校準部324的構成。該腫瘤之運動之推定所關連的構成要素之變更，係亦可對圖4所示的第2實施形態的醫用影像處理裝置200之構成同樣地進行。此情況的構成、動作、處理、及計算方法，係只要以和上述的醫用影像處理裝置300的構成、動作、處理、及計算方法為等價般地加以構成即可。因此，關於將第2實施形態的醫用影像處理裝置200改成將腫瘤之運動予以推定之構成的情況的構成、動作、處理、及計算方法的詳細說明係省略。

如上述，在醫用影像處理裝置300中，領域取得部308，係取得治療計畫階段中對患者P之第1影像而被指定的關於腫瘤之領域之領域資訊，移動量計算部320所具備的運動推定部323，係生成將第2影像內的腫瘤之位置等之變化(運動)予以推定的運動模型。其後，在醫用影像處理裝置300中，移動量計算部320所具備的校準部324，係基於近似影像、第2影像、運動模型，將第1影像與第2影像之位置及姿勢的偏移量，包含了腫瘤之運動在內而加以計算，基於所計算出來的偏移量來決定寢台12之移動量，亦即最終的患者P之移動量，將表示已決定之寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，藉由寢台控制部14基於移動量訊號SM而使寢台12做移動，患者P之位置就會被實際地移動。藉此，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，也是和具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1同樣地，可使現在的患者P之位置對合於能夠將接近於治療計畫階段中所決定之能量的能量量的治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射的狀態，來進行符合計畫的放射線治療。而且，在具備了醫用影像處理裝置300的治療系統3中，由於可包含了患者P之體內的腫瘤之運動在內，而決定寢台12之移動量，因此相較於具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置100的治療系統1，能夠將更接近於治療計畫階段中已決定之能量的能量量之治療射束B，照射至患者P之體內的腫瘤，來進行放射線治療。

如上記說明，於醫用影像處理裝置300中，還具備：領域取得部308，係基於針對患者P的治療計畫之資訊，而取得關於患者P之體內的腫瘤之領域的領域資訊；移動量計算部320係還具備：運動推定部323，係基於第1影像、第2影像、及領域資訊，來推定腫瘤之運動；校準部324，係將以包含有運動推定部323所推定出來之腫瘤之運動的偏移量為基礎的移動量訊號SM，予以輸出。藉此，醫用影像處理裝置300，係基於第1影像、第2影像、方向資訊、領域資訊，而將治療計畫階段的患者P之體位與現在的患者P之體位的偏移量，包含了腫瘤之變化(運動)在內而加以計算，並決定出用來使現在的患者P之位置對合於治療計畫階段中第1影像攝影時的位置所需之移動量。

如上記說明，領域資訊，係亦可至少包含有腫瘤(病灶)之領域、和位於腫瘤(病灶)之週邊的危險臟器(OAR)之領域。

(第4實施形態) 以下說明第4實施形態。藉由第1~第3實施形態的醫用影像處理裝置而進行了患者P之位置對合後，放射線治療的實施者，亦即治療系統的利用者也就是醫師等，係確認位置對合之結果，然後也會考慮還要將患者P之位置或姿勢做微調。於是，在第4實施形態中係說明，藉由醫用影像處理裝置進行了患者P之位置對合的結果之確認，及用來微調患者P之位置或姿勢所需之構成。在以下的說明中，以圖2所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100為代表例，說明進行患者P之位置對合之結果確認及微調的構成。在以下的說明中，將第4實施形態的醫用影像處理裝置100a稱作「醫用影像處理裝置100a」，將具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統稱作「治療系統1a」。

圖8係為第4實施形態的醫用影像處理裝置100a的概略構成的區塊圖。醫用影像處理裝置100a係例如具備：第1影像取得部102、第2影像取得部104、方向取得部106、移動量計算部120、使用者介面部130。移動量計算部120係例如具備：近似影像計算部122、校準部124。醫用影像處理裝置100a，係為對第1實施形態的醫用影像處理裝置100a追加了使用者介面部130的構成。

第2影像取得部104，係將已取得之第2影像，也輸出至使用者介面部130。移動量計算部120所具備的近似影像計算部122，係將所計算出來的近似影像，也輸出至使用者介面部130。取而代之，或者外加於其，第1影像取得部102，係亦可將已取得之第1影像，也輸出至使用者介面部130。

使用者介面部130係具備：用來向具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a的利用者(醫師等)提示患者P之位置對合的進行結果的顯示裝置、和用來受理利用者(以下稱作「使用者」)所致之各種操作之輸入的輸入裝置。使用者介面部130所具備的顯示裝置係為例如液晶顯示器(LCD：Liquid Crystal Display)等。使用者介面部130係例如，將已被近似影像計算部122所輸出之近似影像(亦可為已被第1影像取得部102所輸出之第1影像)、與已被第2影像取得部104所輸出之第2影像所重疊而成的影像加以生成，將已生成之影像當作患者P之位置對合的進行結果而令顯示裝置做顯示。

使用者介面部130所具備的輸入裝置，係為鍵盤等之輸入裝置、滑鼠或筆型的手寫筆等之指標裝置、按鈕或開關類等之操作裝置。使用者介面部130，係將使用者所做的輸入裝置之操作，更具體而言，係為患者P之位置或姿勢的微調之操作，予以受理，將已受理之操作所表示的資訊，輸出至移動量計算部120所具備的校準部124。使用者介面部130所受理的操作係亦可為例如，將三維空間內之領域加以指定的參數之設定、或成本函數中的參數之設定。使用者介面部130所受理的操作係亦可為例如，將方向取得部106所取得的治療室內的方向予以設定之操作。此情況下，使用者介面部130，係將已受理之操作所表示的資訊，輸出至方向取得部106。

使用者介面部130，係亦可具備按壓感測器來作為輸入裝置，而被構成為與顯示裝置做組合的觸控面板。此情況下，使用者介面部130，係將顯示裝置中所顯示之影像之上所進行的使用者之各種之觸碰(輕點或輕拂等)操作，以按壓感測器加以偵測並受理，將已受理之使用者之輸入操作所表示的資訊，輸出至校準部124(或方向取得部106)。

此處，說明使用者介面部130中的影像之顯示及操作之輸入。近似影像(亦可為第1影像)及第2影像，係為三維之影像，因此在進行二維之顯示的顯示裝置上無法直接顯示。於是，使用者介面部130，係將近似影像與第2影像之各者所對應之1乃至複數個剖面影像加以生成並令顯示裝置做顯示。此時，使用者介面部130，係為了使得近似影像與第2影像之各者的比較能夠容易以目視進行，而將各個剖面影像之差分影像加以顯示。使用者介面部130，係亦可隨應於各個剖面影像之差分值之大小來做顏色劃分，以進行彩色地圖顯示。使用者介面部130，係亦可將PTV或PRV等之輪廓予以重疊而顯示。使用者介面部130，係亦可將每一PTV或PRV的成本函數之值，當作資訊而加以顯示。藉此，使用者係可確認顯示裝置中所被顯示的近似影像與第2影像之各者的剖面影像，來進行近似影像與第2影像之偏移的判定，亦即，判斷是否要微調患者P之位置或姿勢。一旦使用者操作輸入裝置來微調患者P之位置或姿勢，則使用者介面部130，係將藉由輸入裝置而被輸入的表示微調之調整值的資訊，輸出至校準部124。藉此，校準部124，係將反映出已被使用者介面部130所輸入之調整值的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。寢台控制部14，係隨應於已被移動量計算部120所具備的校準部124所輸出之移動量訊號SM，而使現在的患者P之體位變成已被使用者所微調過的體位的方式，來移動寢台12。

說明使用者介面部130令顯示裝置做顯示的影像之一例。圖9係為，第4實施形態的醫用影像處理裝置100a所具備的使用者介面部130令顯示裝置所顯示的顯示畫面之一例的圖示。圖9中係圖示，使用者介面部130令影像被顯示的顯示裝置的畫面IM之一例。在圖9中，係在畫面IM之左右，顯示出從不同方向(例如患者P之左右)觀看時的影像IML與影像IMR。影像IML與影像IMR之各者係為，將近似影像之剖面影像PI1與第2影像之剖面影像PI2之各者的剖面影像進行了重疊而成的影像。對影像IML與影像IMR之各者，係還重疊了從對應之方向觀看時的腫瘤F，而被顯示。再者，在影像IML與影像IMR之各者中，係將剖面影像PI1與剖面影像PI2發生了偏移的地點(亦即，患者P之體表面或體內之組織之輪廓部分發生了偏移的地點)予以著色，藉此以強調患者P之現在之體位與治療計畫階段的患者P之體位的偏移(使其變得醒目)。

使用者，係藉由觀看畫面IM內的影像IML與影像IMR之各者，就可容易確認患者P之現在之體位與治療計畫階段的患者P之體位的偏移。然後，使用者，係可藉由影像IML與影像IMR之各者，而一面以目視確認患者P之現在之體位與治療計畫階段的患者P之體位的偏移，一面對輸入裝置進行微調患者P之位置或姿勢的操作。此時，使用者介面部130，係亦可將藉由使用者所被操作之微調予以假想地反映至影像IML與影像IMR之各者而生成新的影像，將目前正被顯示的影像IML與影像IMR之各者予以逐次更新。亦即，使用者介面部130，係亦可將使用者所做的微調之結果予以逐次提示。藉此，使用者係可一面逐次確認於影像IML與影像IMR之各者中所被強調(醒目)的剖面影像PI1與剖面影像PI2發生了偏移地點正藉由微調而逐漸消失的樣子，一面進行微調之操作。然後，使用者係當剖面影像PI1與剖面影像PI2發生了偏移的地點消失、或是達到容許範圍時，可將治療射束B對患者P之體內的腫瘤進行照射，而進行放射線治療。

醫用影像處理裝置100a中的移動量計算處理，係在有使用者介面部130中的顯示或輸入這點為不同以外，其餘係和圖3所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100中的移動量計算處理相同。因此，關於醫用影像處理裝置100a中的移動量計算處理之流程的詳細說明係省略。

藉由如此的構成及動作，醫用影像處理裝置100a，係將治療計畫階段之患者P之位置與現在之患者P之位置的位置對合的進行結果，令使用者介面部130所具備的顯示裝置做顯示，藉此而提示給具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a的使用者(醫師等)。藉此，具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a的使用者，係可以目視確認治療計畫階段之患者P之位置與現在之患者P之位置的偏移，並判斷是否微調現在的P之體位。然後，使用者，係在判斷為要微調患者P之體位的情況下，一面以目視確認顯示裝置中所被顯示的患者P之體位之偏移，一面操作構成使用者介面部130的輸入裝置，而可在顯示裝置中所被顯示的近似影像與第2影像之各者的剖面影像之上，進行微調患者P之位置或姿勢的操作。然後，醫用影像處理裝置100a，係將反映了藉由使用者而被微調之調整值的最終的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，寢台控制部14，係隨應於已被醫用影像處理裝置100a所輸出的移動量訊號SM，而使現在的患者P之體位變成已被使用者所微調過的體位的方式，來移動寢台12。亦即，藉此，在具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a中，當患者P之體位變成適合進行放射線治療之體位時，就可將治療計畫中所計畫之能量量的治療射束B照射至腫瘤，可進行符合計畫的放射線治療。

如上述，在第4實施形態的醫用影像處理裝置100a中，係和第1實施形態的醫用影像處理裝置100a同樣地，將表示寢台12之移動量的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。再者，在第4實施形態的醫用影像處理裝置100a中，對使用者進行患者P之位置對合的結果之提示，並受理使用者所做的患者P之位置之微調。然後，在第4實施形態的醫用影像處理裝置100a中，係將反映了已被使用者所輸入之微調的移動量訊號SM，輸出至寢台控制部14。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a中，藉由寢台控制部14基於移動量訊號SM而使寢台12做移動，患者P之位置就會被實際地移動反映了使用者所做的微調之位置。藉此，在具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a中，係使現在的患者P之位置實際地移動至使用者認為適合進行放射線治療的所望之位置，可將治療計畫中所計畫之能量量的治療射束B照射至腫瘤，可進行符合計畫的放射線治療。

在醫用影像處理裝置100a中係表示，在圖2所示的第1實施形態的醫用影像處理裝置100的構成中，具備使用者介面部130的構成。可是，使用者介面部130，係不限定於具備在第1實施形態的醫用影像處理裝置100中的構成，亦可為具備在第2實施形態的醫用影像處理裝置200、或第3實施形態的醫用影像處理裝置300中的構成。再者，使用者介面部130，係不限定於作為醫用影像處理裝置之構成要素而具備的構成，亦可為治療系統所具備的構成，亦即是具備在醫用影像處理裝置之外部的構成。此種情況的構成、動作、處理、及計算方法，係只要以和上述的醫用影像處理裝置100a的構成、動作、處理、及計算方法為等價般地加以構成即可。因此，關於具備使用者介面部130的其他醫用影像處理裝置、或具備了醫用影像處理裝置的治療系統的構成、動作、處理、及計算方法的詳細說明係省略。

如上記說明，醫用影像處理裝置100a係還具備使用者介面部130，其係具備：顯示裝置，係至少顯示出，用來確認校準部124所計算出來之偏移量所需之影像。藉此，醫用影像處理裝置100a，係可將進行了治療計畫階段的患者P之位置與現在的患者P之位置之位置對合的結果，提示給具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a的使用者(醫師等)。

如上記說明，於醫用影像處理裝置100a中，使用者介面部130係亦可還具備：輸入裝置，係將用來調整基於顯示裝置中所被顯示之影像而被設定的移動量所需之調整值，予以輸入；校準部124，係亦可將以已被輸入至輸入裝置的調整值而調整過移動量的移動量訊號SM，予以輸出。藉此，醫用影像處理裝置100a，係可將反映了藉由具備了醫用影像處理裝置100a的治療系統1a的使用者(醫師等)而被輸入之調整值的移動量訊號SM，予以輸出。

在第2實施形態、第3實施形態、及第4實施形態中，說明了對第1實施形態的醫用影像處理裝置100追加了各個實施形態中作為特徵之構成要素的構成。可是，於各個實施形態中作為特徵之構成要素係並非排他性，而是可以併存。例如，第2實施形態的醫用影像處理裝置200所具備的積分影像計算部221、第3實施形態的醫用影像處理裝置300所具備的領域取得部308及運動推定部323、第4實施形態的醫用影像處理裝置100a所具備的使用者介面部130，係亦可被具備在一個醫用影像處理裝置中。此情況下，醫用影像處理裝置所具備的其他構成要素，係藉由適宜變更，以實現各個構成要素所對應之機能。

在各實施形態中說明了，近似影像計算部122(或者近似影像計算部222)，計算近似影像的原始之影像是第1影像(或者對應於第1影像的第1積分影像)的情況。換言之，係說明了，校準部124(或者校準部324)計算偏移量的基準之影像是第2影像(或者對應於第2影像的第2積分影像)的情況。可是，計算近似影像的原始之影像、與計算偏移量的基準之影像，係亦可互相替換。亦即，亦可由近似影像計算部122(或者近似影像計算部222)，來計算使第2影像(或者對應於第2影像的第2積分影像)做了移動(平移及旋轉)的近似影像，由校準部124(或者校準部324)，以第1影像(或者對應於第1影像的第1積分影像)為基準來計算偏移量。此情況的各實施形態的醫用影像處理裝置的構成、動作、處理、及計算方法，係只要以和上述的各實施形態的醫用影像處理裝置100的構成、動作、處理、及計算方法為等價般地加以構成即可。

在各實施形態中係說明了，醫用影像處理裝置與治療裝置10之各者是個別的裝置的構成。可是，醫用影像處理裝置與治療裝置10，係不限定於個別之裝置的構成，醫用影像處理裝置與治療裝置10亦可為一體的構成。

如上記說明，例如，醫用影像處理裝置100所執行的醫用影像處理方法，係為一種醫用影像處理方法，係由電腦(處理器等)：取得拍攝了患者P之體內的三維之第1影像(例如CT影像)；取得在異於第1影像的時刻上所被拍攝的患者P之體內的三維之第2影像(例如CT影像)；取得關於治療室中的對患者P的治療射束B之照射方向的方向資訊；基於第1影像中所被設定之治療射束B之路徑與關於照射方向的方向資訊，而輸出移動量訊號SM，其係表示，為了使第2影像中所被拍攝到的患者P之位置對合於第1影像中所被拍攝到的患者P之位置而進行移動的第2影像之移動量。

如上記說明，例如，醫用影像處理裝置100所執行的程式，係為一種程式，係令電腦(處理器等)：取得拍攝了患者P之體內的三維之第1影像(例如CT影像)；取得在異於第1影像的時刻上所被拍攝的患者P之體內的三維之第2影像(例如CT影像)；取得關於治療室中的對患者P的治療射束B之照射方向的方向資訊；基於第1影像中所被設定之治療射束B之路徑與關於照射方向的方向資訊，而輸出移動量訊號SM，其係表示，為了使第2影像中所被拍攝到的患者P之位置對合於第1影像中所被拍攝到的患者P之位置而進行移動的第2影像之移動量。

若依據以上說明的至少一個實施形態，則係具有：第1影像取得部(102)，係取得拍攝了患者(P)之體內的三維之第1影像；和第2影像取得部(104)，係取得在異於第1影像的時刻上所被拍攝的患者(P)之體內的三維之第2影像；和方向取得部(106)，係取得關於治療室中的對患者(P)的放射線(治療射束B)之照射方向的資訊(方向資訊)；和移動量計算部(120)，係基於第1影像中所被設定之放射線(治療射束B)之路徑與關於照射方向的資訊(方向資訊)，而輸出移動量訊號(SM)，其係表示，為了使第2影像中所被拍攝到的患者(P)之位置對合於第1影像中所被拍攝到的患者(P)之位置而進行移動的第2影像之移動量，藉此，可以使得治療計畫中所計畫的能量量的放射線(治療射束B)照射至腫瘤(病灶)的方式，使被固定在寢台(12)上的患者(P)做移動。

雖然說明了本發明的數個實施形態，但這些實施形態係僅為例子而提示，並非意圖限定發明的範圍。這些實施形態，係可用其他各種形態來實施，在不脫離發明要旨的範圍內，可進行各種省略、置換或變更。這些實施形態或其變形，當然也都和包含在發明的範圍或要旨內同樣地，同時也被包含在，與申請專利範圍所記載之發明的均等範圍內。

1:治療系統 10:治療裝置 12:寢台 14:寢台控制部 16:CT攝影裝置 18:治療射束照射門 18-1:準直器 100,100a:醫用影像處理裝置 102:第1影像取得部 104:第2影像取得部 106:方向取得部 120:移動量計算部 122:近似影像計算部 124:校準部 130:使用者介面部 200:醫用影像處理裝置 220:移動量計算部 221:積分影像計算部 222:近似影像計算部 221-1:第1積分影像計算部 221-2:第2積分影像計算部 300:醫用影像處理裝置 308:領域取得部 320:移動量計算部 323:運動推定部 324:校準部 B,B’,B”:治療射束 F:腫瘤 FI:第1影像 IM,IML,IMR:影像 P:患者 PI1,PI2:剖面影像 SM:移動量訊號 TG:照射對象

[圖1]具備了第1實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統的概略構成的區塊圖。 [圖2]第1實施形態的醫用影像處理裝置的概略構成的區塊圖。 [圖3]第1實施形態的醫用影像處理裝置中計算寢台之移動量的處理之流程的流程圖。 [圖4]第2實施形態的醫用影像處理裝置的概略構成的區塊圖。 [圖5]具備了第2實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統中的放射線之射出與放射線之照射對象的關係之一例的說明圖。 [圖6]具備了第2實施形態的醫用影像處理裝置的治療系統中的放射線之射出與放射線之照射對象的關係之另一例的說明圖。 [圖7]第3實施形態的醫用影像處理裝置的概略構成的區塊圖。 [圖8]第4實施形態的醫用影像處理裝置的概略構成的區塊圖。 [圖9]第4實施形態的醫用影像處理裝置所具備的使用者介面部令顯示裝置所顯示的顯示畫面之一例的圖示。

100:醫用影像處理裝置

102:第1影像取得部

104:第2影像取得部

106:方向取得部

120:移動量計算部

122:近似影像計算部

124:校準部

SM:移動量訊號

Claims (17)

1. 一種醫用影像處理裝置，係具備： 第1影像取得部，係取得拍攝了患者之體內的三維之第1影像；和 第2影像取得部，係取得在異於前記第1影像的時刻上所被拍攝的前記患者之體內的三維之第2影像；和 方向取得部，係取得治療室中的對前記患者的放射線之照射方向之相關資訊；和 移動量計算部，係基於前記第1影像中所被設定之放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而輸出移動量訊號，其係表示，為了使前記第2影像中所被拍攝到的前記患者之位置對合於前記第1影像中所被拍攝到的前記患者之位置而進行移動的前記第2影像之移動量。
2. 如請求項1所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記移動量計算部係具備： 近似影像計算部，係基於前記放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而計算出將前記第1影像按照前記患者之體位產生變化之每一自由度而挪移所定幅度所被生成的近似影像；和 校準部，係使用前記近似影像而計算出前記第1影像與前記第2影像之偏移量，基於所計算出來的偏移量而決定前記移動量，並將表示已決定之前記移動量的前記移動量訊號予以輸出。
3. 如請求項1所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記移動量計算部係具備： 近似影像計算部，係基於前記放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而計算出將前記第1影像映射至平面而成的二維之近似影像；和 校準部，係使用前記近似影像而計算出前記第1影像與前記第2影像之偏移量，基於所計算出來的偏移量而決定前記移動量，並將表示已決定之前記移動量的前記移動量訊號予以輸出。
4. 如請求項2或請求項3所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記移動量計算部係還具備： 積分影像計算部，係計算出：被包含在前記第1影像中，在前記放射線之路徑上且為前記放射線所通過的三維之第1像素之像素值予以積分而成的第1積分影像、和被包含在前記第2影像中，從前記照射方向所被照射之前記放射線所通過的三維之第2像素之像素值予以積分而成的第2積分影像； 前記近似影像計算部，係基於前記第1積分影像而計算前記近似影像； 前記校準部，係將以前記第2積分影像與前記近似影像之偏移量為基礎的前記移動量訊號，予以輸出。
5. 如請求項4所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記積分影像計算部，係 將位於前記放射線之路徑上的前記第1像素之像素值與位於從前記照射方向所被照射之前記放射線所通過之路徑上的前記第2像素之像素值之各者，藉由所定之非線性轉換進行了轉換後進行積分，以計算出前記第1積分影像與前記第2積分影像之各者。
6. 如請求項5所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記積分影像計算部，係 藉由前記非線性轉換，而將位於前記放射線之路徑上的前記第1像素之像素值與位於從前記照射方向所被照射之前記放射線所通過之路徑上的前記第2像素之像素值之各者，轉換成表示前記放射線抵達各個像素之抵達能量的值。
7. 如請求項6所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記積分影像計算部，係 將位於前記放射線抵達照射對象之領域以前之區間中的前記放射線之路徑上的前記第1像素之像素值、與在從前記照射方向所被照射之前記放射線所通過之路徑上且位於抵達前記照射對象之領域以前之區間中的前記第2像素之像素值之各者所轉換而成的能量損失量之值予以積分，以計算出前記第1積分影像與前記第2積分影像之各者。
8. 如請求項2至請求項7之任1項所記載之醫用影像處理裝置，其中， 還具備：領域取得部，係基於針對前記患者的治療計畫之資訊，而取得關於前記患者之體內的腫瘤之領域的領域資訊； 前記移動量計算部係還具備： 運動推定部，係基於前記第1影像、前記第2影像、及前記領域資訊，來推定前記腫瘤之運動； 前記校準部，係將以包含有前記運動推定部所推定出來之前記腫瘤之運動的前記偏移量為基礎的前記移動量訊號，予以輸出。
9. 如請求項8所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記領域資訊係至少含有：前記腫瘤之領域、與位於前記腫瘤之週邊的危險臟器之領域。
10. 如請求項2至請求項9之任1項所記載之醫用影像處理裝置，其中， 還具備使用者介面部，其係具備：顯示裝置，係至少顯示出，用來確認前記校準部所計算出來之偏移量所需之影像。
11. 如請求項10所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記使用者介面部係還具備：輸入裝置，係將用來調整基於前記顯示裝置中所被顯示之影像而被設定的前記移動量所需之調整值，予以輸入； 前記校準部，係將以已被輸入至前記輸入裝置的前記調整值而調整過前記移動量的前記移動量訊號，予以輸出。
12. 如請求項1至請求項11之任1項所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記移動量訊號係被輸出至，用來控制治療裝置所具備之寢台的寢台控制部。
13. 如請求項1至請求項12之任1項所記載之醫用影像處理裝置，其中， 前記放射線之照射對象之領域，係為存在於前記患者之體內的腫瘤之領域； 前記放射線之路徑係包含前記腫瘤之領域。
14. 如請求項1至請求項13之任1項所記載之醫用影像處理裝置，其中， 從前記照射方向所被照射之前記放射線所通過之路徑，係 在以前記移動量計算部所輸出的移動量訊號所表示的移動量而移動過前記第2影像的情況下，包含避開前記放射線之照射的領域。
15. 一種治療系統，係具備： 如請求項1至請求項14之任1項所記載之醫用影像處理裝置；和 治療裝置，其係具備：對前記患者照射放射線的照射部、拍攝前記第1影像及前記第2影像的攝像裝置、承載前記患者並加以固定的寢台、和隨應於前記移動量訊號而控制前記寢台之移動的寢台控制部。
16. 一種醫用影像處理方法，係由電腦： 取得拍攝了患者之體內的三維之第1影像； 取得在異於前記第1影像的時刻上所被拍攝的前記患者之體內的三維之第2影像； 取得治療室中的對前記患者的放射線之照射方向之相關資訊； 基於前記第1影像中所被設定之放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而輸出移動量訊號，其係表示，為了使前記第2影像中所被拍攝到的前記患者之位置對合於前記第1影像中所被拍攝到的前記患者之位置而進行移動的前記第2影像之移動量。
17. 一種程式，係令電腦： 取得拍攝了患者之體內的三維之第1影像； 取得在異於前記第1影像的時刻上所被拍攝的前記患者之體內的三維之第2影像； 取得治療室中的對前記患者的放射線之照射方向之相關資訊； 基於前記第1影像中所被設定之放射線之路徑與前記照射方向之相關資訊，而輸出移動量訊號，其係表示，為了使前記第2影像中所被拍攝到的前記患者之位置對合於前記第1影像中所被拍攝到的前記患者之位置而進行移動的前記第2影像之移動量。

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