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JP2004229683A - Radiation therapy diagnosis apparatus and radiation diaphragm body position calibration method - Google Patents

Radiation therapy diagnosis apparatus and radiation diaphragm body position calibration method Download PDF

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JP2004229683A
JP2004229683A JP2003018226A JP2003018226A JP2004229683A JP 2004229683 A JP2004229683 A JP 2004229683A JP 2003018226 A JP2003018226 A JP 2003018226A JP 2003018226 A JP2003018226 A JP 2003018226A JP 2004229683 A JP2004229683 A JP 2004229683A
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Abstract

【課題】多分割絞り体の絞りブロックにおける位置誤差に対して、短時間で正確な校正を可能とする放射線治療診断装置の提供。
【解決手段】放射線治療における放射線照射領域を設定する放射線絞り器４の絞りブロックに対して放射線発生器４と放射線検出部５を用いて放射線画像データを生成する。次いで、画像演算回路１８は、この放射線画像データを用いて前記絞りブロックの位置検出を行ない、更に、予め設定された基準位置に対する前記検出位置の誤差を検出する。そして、この位置誤差に基づいて移動機構１４は前記絞りブロックを前記基準位置に移動して校正を行なう。
【選択図】 図２Provided is a radiotherapy diagnosis apparatus capable of performing accurate calibration in a short time with respect to a position error in a diaphragm block of a multi-segment diaphragm.
Kind Code: A1 Abstract: Radiation image data is generated using a radiation generator and a radiation detector for an aperture block of a radiation aperture device that sets a radiation irradiation area in radiation therapy. Next, the image arithmetic circuit 18 detects the position of the aperture block using the radiation image data, and further detects an error of the detected position with respect to a preset reference position. Then, based on the position error, the moving mechanism 14 moves the aperture block to the reference position and performs calibration.
[Selection] Fig. 2

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は放射線治療診断装置に係り、特に放射線絞り器を有した放射線治療診断装置及び放射線絞り体位置校正方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、最小侵襲治療と呼ばれる治療法が注目を集めており、悪性腫瘍治療の分野においても最小侵襲治療への積極的な試みがなされている。特に悪性腫瘍の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っているが、従来の外科的手術による治療、即ち広範囲の組織切除を行なう場合には、その臓器がもつ本来の機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、生命を存えたとしても患者に対して多大な負担を与えることになる。このような従来の外科的治療に対してＱＯＬ（ｑｕａｌｉｔｙ−ｏｆ−ｌｉｆｅ）を考慮した最小侵襲治療法が強く望まれており、その１つの方法として、腫瘍組織に対し放射線を照射して治療を行う、所謂、放射線治療が行われている。
【０００３】
特に、近年では予めＸ線ＣＴ装置などで腫瘍の位置や形状を正確に診断し、照射位置、照射領域の大きさ、照射方向、更には照射量などを治療計画の中で設定した後に放射線治療装置にて治療を行うため、正常の組織に対する損傷や副作用が著しく低減されるようになってきた。
【０００４】
従来より用いられてきた放射線治療装置では、放射線照射領域を治療対象領域に限定するための放射線絞り器が放射線発生器と治療対象部位の間に設けられている。図１３（ａ）は放射線絞り器を説明するための図であり、図１３（ｂ）は、この放射線絞り器に備えられた絞り体及び多分割絞り体を示す図である。放射線絞り器１５０は、図１３（ａ）の紙面に対して垂直な方向（Ｙ方向）に対して、放射線照射ビームの照射範囲を設定する１対の絞り体１５１ａ及び１５１ｂと、これと直交するＸ方向において照射範囲を設定する１対の多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂが設けられている。上述した絞り体１５１ａ及び１５１ｂは多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂと放射線発生器１５７の間で多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂに接近して配置されている。
【０００５】
そして、これらの絞り体１５１ａ及び１５１ｂと多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂは放射線発生器１５７を中心とした円弧状の移動が可能になるように取り付けられ、絞り体１５１ａ及び１５１ｂは図示しない移動機構によって、また多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂはＸ方向移動機構１５４によって放射線照射ビームの中心軸１５８に対して接近あるいは離反が可能となっている。
【０００６】
図１３（ｂ）は、放射線照射ビーム方向（Ｚ軸方向）から見た絞り体１５１ａ及び１５１ｂと多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂを示しており、Ｙ方向に並べて設けられた絞り体１５１ａと１５１ｂの間隔によってＹ方向の放射線照射幅が決定される。一方、Ｘ方向に並べて設けられた多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂの夫々は、微小幅ｈを有したＮ枚の絞りブロック１５５ａ−１乃至１５５ａ−Ｎと１５５ｂ−１乃至１５５ｂ−Ｎから構成され、これらの絞りブロック１５５ａ−１乃至１５５ａ−Ｎと１５５ｂ−１乃至１５５ｂ−Ｎの夫々に接続して設けられた移動機構５４によってＹ方向に対する放射線照射幅が決定される。
【０００７】
上述の放射線絞り器１５０によって、その開口形状を任意に設定することが可能となり、従って放射線絞り器１５０を用いることによって、例え腫瘍１５６が不規則な形状を有している場合であっても、最適な照射領域を設定することが可能となる（例えば、特許文献１参照。）。但し、腫瘍１５６の不規則な形状に対してより正確な開口形状を設定するためには前記絞りブロック１５５ａ−１乃至１５５ａ−Ｎ、及び１５５ｂ−１乃至１５５ｂ−Ｎの幅ｈを細くし、絞りブロック数Ｎを増大させる必要がある。また、隣接する絞りブロック間の隙間からの放射線漏洩を許容値以下に抑えるためには、この隙間を０ ．１ｍｍ以下に設定する必要がある。
【０００８】
このような多分割絞り体１５２ａ及び１５２ｂを有した放射線治療装置においては、腫瘍１５６の形状等の情報に基づいて放射線絞り器１５０の開口形状を設定する前に、絞りブロック１５５ａ及び１５５ｂの初期位置（以下では絞り原点位置と呼ぶ）が正確に設定されていることが必要となる。このため、例えば放射線治療装置の据付け時、あるいは定期的に上記絞り原点位置に関する校正が必要であった。
【０００９】
従来、絞り原点位置の校正は光学的な方法によって行われ、この方法では、放射線絞り器１５０の内部に光源とミラーを設け、この光源から照射される光の光軸を放射線照射ビームの中心軸１５８と一致させて設定することにより、光の投影によって方眼紙上に形成される光学像から、絞りブロック１５５ａ及び１５５ｂの絞り原点位置の校正を行ってきた。
【００１０】
【特許文献１】
特開２００２−２１００２６号公報（第２−３頁、第９−１３図）
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来行われてきた放射線絞り器１５０の校正では、絞りブロック１５５ａ−１乃至１５５ａ−Ｎ、及び１５５ｂ−１乃至１５５ｂ−Ｎの夫々についての光学像から、その絞り原点位置が所定の位置にあるか否かを観測し、位置誤差（ズレ）がある場合にはＸ方向移動機構１５４をマニュアル操作して校正していたため、多くの手間と時間を要した。
【００１２】
また、この絞り原点位置の校正において用いられる光学的な照射域と、実際の放射線による照射域とは、光と放射線の波長の違いや照射軸のズレ等の原因により誤差が発生し易かった。更に、上記の校正作業は煩雑であるゆえ校正者の技量と経験が要求され、このような校正を専門的に行うサービスエンジニアの支援が必須であった。このため、何らかの理由により絞りブロック１５５ａ及び１５５ｂの絞り原点位置に突然の誤差が発生した場合には、一連の医療行為を中断させなくてはならなかった。
【００１３】
本発明は上述の問題点に鑑みてなされたものであり、多分割絞り体により得られた放射線透過画像データを用いて、絞りブロックの位置誤差の校正を行うことにより、短時間で正確な絞りブロックの校正を可能とした放射線治療診断装置及び放射線絞り体位置校正方法を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の放射線治療診断装置では、放射線を発生する放射線発生手段と、この放射線発生手段によって発生する放射線の照射領域を設定する放射線絞り手段と、この放射線絞り手段を介して前記放射線発生手段から照射される放射線を検出する放射線検出手段と、この放射線検出手段によって検出される前記放射線絞り手段における絞り体の放射線透過量に基づいて放射線画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを表示する表示手段と、前記放射線絞り手段における絞り体を所定の位置に移動する絞り移動手段とを備え、前記絞り移動手段は、前記画像データ生成手段によって生成された放射線画像データに基づいて前記絞り体を予め定められた位置に設定することを特徴としている。
【００１５】
また、請求項４に係る本発明の放射線治療診断装置では、放射線を発生する放射線発生手段と、この放射線発生手段によって発生する放射線の照射領域を設定する放射線絞り手段と、この放射線絞り手段を介して前記放射線発生手段から照射される放射線を検出する放射線検出手段と、この放射線検出手段によって検出される前記放射線絞り手段の絞り体における放射線透過量に基づいて、放射線画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを表示する表示手段と、前記放射線絞り手段における絞り体を所定の位置に移動する絞り移動手段と、前記絞り体の基準位置を設定する基準位置設定手段と、前記画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを用いて、前記絞り体の基準位置に対する位置誤差を検出する絞り体位置検出手段とを備え、前記絞り移動手段は、前記絞り体位置検出手段によって検出された前記絞り体の位置誤差に基づいて前記絞り体を移動して前記基準位置に設定することを特徴としている。
【００１６】
一方、請求項１３に係る本発明の放射線絞り体位置校正方法は、絞り体に対して得られた放射線画像データにおいて予め設定された基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出し、この検出結果に基づいて位置の校正を行う放射線治療診断装置の放射線絞り体位置校正方法であって、絞り体の基準位置を設定するステップと、この基準位置に対して前記絞り体を移動させるステップと、この絞り体に対して放射線を照射して放射線画像データの生成を行なうステップと、この放射線画像データにおいて、前記基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出するステップと、検出された位置誤差に基づいて前記絞り体を移動機構によって移動させて位置誤差の校正を行なうステップとを有することを特徴としている。
【００１７】
また、請求項１４に係る本発明の放射線絞り体位置校正方法は、絞り体に対して得られた放射線画像データにおいて予め設定された基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出し、この検出結果に基づいて位置の校正を行う放射線治療診断装置の放射線絞り体位置校正方法であって、絞り体の基準位置を設定するステップと、移動位置記憶手段に保存された機構原点位置データに基づき、前記基準位置に対して前記絞り体を移動させるステップと、この絞り体に対して放射線を照射して放射線画像データの生成を行なうステップと、この放射線画像データにおいて、前記基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出するステップと、検出された位置誤差に基づいて前記絞り体を移動機構を用いて移動し、位置誤差の校正を行なうステップと、校正後の前記移動機構の移動位置を検出するステップと、この移動位置の検出結果を新たな機構原点位置データとして前記移動位置記憶手段に保存するステップとを有することを特徴としている。
【００１８】
したがって本発明によれば、多分割絞り体に対して得られた放射線透過画像データを用いて絞りブロックの位置誤差の校正を行うことにより、短時間で正確な絞りブロックの校正が可能となる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の形態の特徴は、多分割絞り体における絞りブロックの原点位置の校正を行う際に、この絞りブロックに放射線を照射して得られる放射線透過画像データから、前記絞りブロックの位置と予め設定された基準位置との差異を自動的に検出し、この検出結果に基づいて移動機構を制御して絞りブロックの位置が基準位置に一致するように調整を行うことにある。
【００２０】
以下，本発明の実施の形態における放射線治療診断装置の構成について図１乃至図５を用いて説明する。尚、図１は放射線治療診断装置全体の概略構成を示す図であり、図２は放射線治療診断装置の構成を示すブロック図である。また、図３はこの放射線治療診断装置の放射線絞り器の説明図である。
【００２１】
図１において、放射線治療診断装置１００は、床面に固定されて据付けられた固定架台１と、固定架台１の側面で連結され、この連結部において回転自在に保持されている回転架台２と、回転架台２のＬ字型アーム２ａの先端部に設けられ、患者の治療部位（腫瘍部位）に対して放射線を照射する放射線発生器３と、前記放射線発生器３の放射線照射部近傍に設けられ、患者の治療部位に対する放射線照射領域を設定する放射線絞り器４と、この放射線絞り器４の移動とその制御行う絞り移動機構部７を備えている。
【００２２】
更に放射線治療診断装置１００は、放射線発生器３から照射された放射線を検出する放射線検出部５と、患者９０を載せ、その治療部位が放射線照射領域に一致するように前記患者９０を移動させて所定位置に設定する天板６が備えられている。その他に、この放射線治療診断装置１００には、図２に示す画像演算記憶部８、操作部９、表示部１０及びシステム制御部１１などが設けられている。
【００２３】
このような概略構成をした本実施の形態の放射線治療診断装置１００について図２のブロック図を用いて更に詳しく説明する。図２の放射線治療診断装置１００の放射線発生部１２は、患者９０の治療部位に対し放射線を発生する放射線発生器３と、この放射線発生器３から放射される放射線の強度などの照射条件を設定するための放射線発生制御回路１７と、前記放射線発生器３から放射された放射線を患者９０の治療対象部位のみに照射するための放射線絞り器４を備えている。前記放射線発生器３から放射された放射線を治療部位に照射することによって癌細胞あるいは腫瘍細胞などを死滅させて治療が行われる。
【００２４】
放射線絞り器４は、図３に示すように第１の方向（図３（ａ）のＹ方向）に対する照射範囲を設定する１対の絞り体４１ａ及び４１ｂと、これと直交する第２の方向（図３（ｂ）のＸ方向）において照射範囲を設定する１対の多分割絞り体４２ａ及び４２ｂが設けられ、前記多分割絞り体４２ａ及び４２ｂは夫々Ｎ個の絞りブロックから構成されている。そして、この絞りブロックの各々を絞り移動機構部７の移動機構１４を用いて所定の位置に移動することによって任意の形状の放射線照射領域９１を設定することが可能となる。
【００２５】
即ち、前記絞り体４１ａ及び４１ｂにはＹ方向移動機構４３が、また前記多分割絞り体４２ａ及び４２ｂの各々Ｎ個の絞りブロックにはＸ方向移動機構４４が接続されている。図４は多分割絞り体４２ａに設けられた絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎと、これらの絞りブロック４５ａを移動するＸ方向移動機構４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ、及び多分割絞り体４２ｂに設けられた絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎと、これらの絞りブロック４５ｂを移動するＸ方向移動機構４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎを示しており、絞りブロック４５ａ及び４５ｂはＹ方向移動機構４４ａ及び４４ｂによって独立に移動可能となっている。
【００２６】
図２の天板６は、放射線絞り器４と放射線検出部５の間に設置され、患者９０を載せて、例えば体軸方向（図面に垂直な方向）等へ移動させることによって、放射線照射ビームに対する治療対象部位の最適な位置決めを行う。
【００２７】
次に放射線検出部５は、放射線絞り器４や患者９０を透過した放射線を電荷に変換して蓄積する平面検出器２１と、この平面検出器２１に蓄積された電荷を放射線透過データとして読み出すためのゲートドライバ２２と、前記平面検出器２１から読み出された電荷を透過画像データに変換する画像データ生成部２０とを備えている。
【００２８】
平面検出器２１は、図５に示すように放射線を検出する微小な検出素子５１を列方向及びライン方向に２次元的に配列して構成されており、各々の検出素子５１は放射線を感知し、入射放射線量に応じて電荷を生成する光電膜５２と、この光電膜５２に発生した電荷を蓄積する電荷蓄積コンデンサ５３と、この電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積された電荷を所定のタイミングで読み出すＴＦＴ（薄膜トランジスタ）５４を備えている。以下では説明を簡単にするために、例えば、検出素子５１が列方向（図５の上下方向）、及びライン方向（図５の左右方向）に２素子づつ配列されている場合の平面検出器２１の構成について説明する。
【００２９】
光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第１の端子と、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第１の端子は接続され、更に、その接続点はＴＦＴ５４−１１、５４−１２、５４−２１、５４−２２のソース端子へ接続される。一方、光電膜５２−１１、５２−１２、５２−２１、５２−２２の第２の端子は、図示しないバイアス電源に接続され、電荷蓄積コンデンサ５３−１１、５３−１２、５３−２１、５３−２２の第２の端子は接地される。更に、ライン方向のＴＦＴ５４−１１及びＴＦＴ５４−２１のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−１に接続され、また、ＴＦＴ５４−１２、及びＴＦＴ５４−２２のゲートはゲートドライバ２２の出力端子２２−２に接続される。
【００３０】
一方、列方向のＴＦＴ５４−１１及び５４−１２のドレイン端子は信号出力線５９−１に共通接続され、また、ＴＦＴ５４−２１及び５４−２２のドレイン端子は信号出力線５９−２にそれぞれ共通接続される。そして、信号出力線５９−１、５９−２は画像データ生成部２０に接続されている。このような構成の平面検出器２１では通常１ｍｍ以下の最大検出分解能が得られ、従って多分割絞り体４２ａ及び４２ｂの絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置検出に要求される精度１ｍｍを満たす分解能を有している。
【００３１】
尚、放射線検出部５には、上記のように放射線を直接電荷に変換するものと、光に変換した後電荷に変換するものとがあり、本実施の形態では前者を例に説明するが後者であっても構わない。
【００３２】
次に図２に戻り、ゲートドライバ２２は、放射線照射によって検出素子５１の光電膜５２で発生し電荷蓄積コンデンサ５３にて蓄積される信号電荷を読み出すために、ＴＦＴ５４のゲート端子に読み出し用の駆動パルスを供給する。
【００３３】
一方画像データ生成部２０は、平面検出器２１から読み出された電荷を電圧に変換する電荷・電圧変換器２３と、この電荷・電圧変換器２３の出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器２４と、平面検出器２１からライン単位でパラレルに読み出される画像信号をシリアルな信号に変換するパラレル・シリアル変換器２５とを備えている。
【００３４】
絞り移動機構部７は、放射線発生部１２の放射線絞り器４における絞り体４１ａ及び４１ｂや、多分割絞り体４２ａ及び４２ｂを放射線発生器３を中心に円弧状に移動する移動機構１４と、この移動機構１４を制御する絞り移動制御回路１３と、移動機構１４の移動位置を検出する位置検出器１５と、この位置検出器１５によって検出された位置情報を保存する位置記憶回路１６を備えている。
【００３５】
移動機構１４は、更に絞り体４１ａ及び４１ｂを放射線照射軸に対してＹ方向に接近あるいは離反させるＹ方向移動機構４３ａ及び４３ｂと、既に図４において示したように、多分割絞り体４２ａの絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎ、及び多分割絞り体４２ｂの絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎの各々を放射線照射軸に対してＸ方向に接近あるいは離反させるＸ方向移動機構４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ、及び４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎを備えている。これらの移動機構の各々にはモータとエンコーダが設けられ、モータの回転位置（回転角度）を示す信号がエンコーダによって出力される。この移動機構の具体的な構成については、既に示した特許文献１などで述べられているため、ここでの詳細な説明は省略する。
【００３６】
絞り移動制御回路１３は、絞り原点位置の校正においては基準位置の設定を行うと共に、この基準位置に対して多分割絞り体４２ａ及び４２ｂの絞りブロック４５ａ及び４５ｂを移動させるための駆動信号を移動機構１４のＸ方向移動機構４４に供給する。また放射線照射領域９１の設定の際には、Ｘ線ＣＴ装置などによる画像診断の結果決定された治療計画に基づいて放射線照射領域９１の位置や形状などを設定し、この放射線照射領域９１に対応した絞り開口を形成するための駆動信号を移動機構１４のＹ方向移動機構４３ａ及び４３ｂやＸ方向移動機構４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ及び４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎに供給する。
【００３７】
位置検出器１５は、移動機構１４のＸ方向移動機構４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ及び４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎのモータに設けられているエンコーダからの信号を受信し前記モータの回転位置の検出を行う。特に絞りブロック４５ａ及び４５ｂの校正の結果、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの前記基準位置への移動に要したモータの回転位置の検出を行い、検出結果を位置記憶回路１６に保存する。
【００３８】
位置記憶回路１６には、前記位置検出器１５から供給されるモータの回転位置情報が保存される。基準位置に対するモータの回転位置情報はＸ方向移動機構４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ及び４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎにおける機構原点位置データとして、絞り原点位置に関する次回の校正によって更新されるまで位置記憶回路１６において保存される。そして放射線治療における絞り開口の設定の際には、Ｘ方向移動機構４４ａ及び４４ｂによる絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動は、前記機構原点位置データを基準に行われる。尚、放射線治療診断装置１００には、上記絞り移動機構部７の他に、天板６を移動させる機構部や回転架台２を回転させるための機構部などが設けられているが、図２のブロック図では記載を省略している。
【００３９】
次に、画像演算記憶部８は、前記放射線検出部５においてライン単位で順次出力される放射線透過画像データを保存する画像データ記憶回路１９と、この画像データから絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置の検出を行う画像演算回路１８を備えている。画像演算回路１８は、放射線検出部５の画像データ生成部２０にて生成される透過画像データにおける絞りブロック４５ａ及び４５ｂの投影データに基づいて、前記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの基準位置に対する位置誤差を検出する。
【００４０】
操作部９は、表示パネル、キーボード、各種スイッチ、マウス等を備えたインターラクティブなインターフェースである。この操作部９より患者ＩＤを入力することにより、患者情報、治療部位の位置や形状、更には治療部位に対する最適な放射線照射条件などの情報が、ネットワークを介して放射線治療装置１００と接続されている図示しない治療計画装置の記憶回路から読み出され、操作部９の表示パネルに表示される。また、操作部９より絞りブロック４５ａ及び４５ｂの校正に関する指示信号、あるいは治療に関する各種の指示信号の入力が行われ、これらの指示信号はシステム制御部１１を介して各ユニットに送られる。
【００４１】
表示部１０は、画像演算記憶部８の画像データ記憶回路１９に保存されている透過画像データの表示を行う。即ち、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの校正が行われる場合には、この絞りブロック４５ａ及び４５ｂの初期位置や校正における移動の状態がほぼリアルタイムで表示される。一方、患者９０の治療部位に対して放射線を照射する際には、この治療部位における放射線透過画像データの表示が行われる。この表示部１０は、上記画像データと、これらの画像データの付帯情報である数字や各種文字などを合成して一旦保存する表示用画像記憶回路３１と、この画像データや付帯情報をアナログ映像信号に変換するＤ／Ａ変換器３２と、前記映像信号を表示する液晶、あるいはＣＲＴのモニタ３３を備えている。
【００４２】
システム制御部１１は、ＣＰＵと記憶回路を備え、操作部９から送られてくる操作者の各種指示信号を一旦記憶した後、これらの指示に基づいて透過画像データの収集や表示の制御、あるいは絞りブロック４５ａ及び４５ｂの校正のための絞り移動機構部７の制御などシステム全体の制御を行なう。また、前記記憶回路には放射線発生部１２の放射線発生器３、多分割絞り体４２、アイソセンタ及び放射線検出部５の平面検出器２１の位置情報、更には平面検出器２１における検出素子５１の配列仕様など、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置検出に必要な情報が予め保存されている。尚、前記アイソセンタとは、図１における回転架台２の固定架台１に対する回転軸と放射線絞り器４の中心軸（即ち放射線照射ビームの中心軸）との交点７０である。
【００４３】
尚、放射線治療診断装置１００は、上記の基本構成の他に図示しないインターフェイスを備え、このインターフェイスはネットワークを介して治療計画装置に接続されている。そして、この治療計画装置には、患者９０の治療部位に対してＸ線ＣＴ装置などを用いて行われた画像診断の結果に基づいて設定された放射線治療計画が保存されている。
【００４４】
次に、図１乃至図１２を用いて本実施の形態における放射線絞り器４の多分割絞り体４２ａ、及び４２ｂを構成する絞りブロック４５ａ、及び４５ｂの絞り原点位置の校正手順について説明する。尚、図６は絞り原点位置の校正手順のフローチャートを示す。
【００４５】
まず、操作者は操作部９において絞りブロック４５ａ及び４５ｂの絞り原点位置校正コマンドを入力する（図６のステップＳ１）と、システム制御部１１は、このコマンド信号を受け、システム制御部１１の記憶回路に予め保存されている放射線発生部１２の放射線発生器３、多分割絞り体４２ａ及び４２ｂ、アイソセンタ、放射線検出部５の平面検出器２１等の位置や距離情報（特に放射線照射方向における距離関係）、更には前記平面検出器２１における検出素子５１の配列仕様など、透過画像データにおける絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置の検出に必要な情報を画像演算記憶部８の画像演算回路１８に供給して保存する（図６のステップＳ２）。
【００４６】
次いで操作者は操作部９において、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの絞り原点位置の校正を行うための基準位置を設定し、絞りブロック４５ａ及び４５ｂをこの基準位置に移動させる。即ち、図７に示すように、放射線照射ビームの中心軸６１と絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動方向（Ｘ方向）に直交する多分割絞り体４２の中心軸６２に対して、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動方向に距離−Ｄだけ平行移動した軸を基準位置６３ａ、また距離Ｄだけ平行移動した軸を基準位置６３ｂに設定する。
【００４７】
そして、操作部９において絞りブロック４５ａ及び４５ｂの基準位置６３ａ及び６３ｂへの移動コマンド信号を入力することによって、絞り移動機構部７の移動機構１４に設けられているＸ方向移動機構４４は絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎを基準位置６３ａに、また絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎを基準位置６３ｂに移動する（図６のステップＳ３）。このとき、絞りブロック４５ａ及び４５ｂあるいはＸ方向移動機構４４の初期位置に誤差がある場合、移動後の絞りブロック４５ａ及び４５ｂには図７に示すように基準位置６３ａ及び６３ｂに対して位置誤差ｄ１乃至ｄ４が発生する。
【００４８】
以下では、このような絞りブロック４５ａ及び４５ｂに対して放射線透過画像データを収集し、得られた透過画像データから絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置誤差の検出を行う。次いで、この検出結果に基づいて前記位置誤差を校正して、更に機構原点位置の再設定を行う手順について述べる。
【００４９】
操作者は操作部９において、放射線絞り器４の絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像データ収集における種々の撮影条件を入力した後、透過画像データ収集コマンドを入力する。このコマンド信号が操作部９よりシステム制御部１１に供給されると、システム制御部１１は放射線発生部１２の放射線発生制御回路１７に制御信号を送り、放射線発生制御回路１７は、この制御信号に従って駆動信号を放射線発生器３に供給して放射線を放射線絞り器４に照射する（図６のステップＳ４）。そして、放射線絞り器４を透過した放射線は、放射線検出部５の平面検出器２１によって検出される。
【００５０】
次に、放射線検出部５の構成を示した図８と、平面検出器２１における信号読み出しのタイムチャートを示した図９を用いて、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像データの生成手順を説明する。
【００５１】
図８において、平面検出器２１はライン方向にＭ個、列方向にＮ個、２次元配列された検出素子５１から構成されている。この平面検出器２１において、ライン方向に配列されたＭ個の検出素子５１のそれぞれの駆動端子（即ち、図２に示すＴＦＴ５４のゲート端子）は共通接続され、ゲートドライバ２２の出力端子に接続される。例えば、ゲートドライバ２２の出力端子２２−１は検出素子５１−１１、５１−２１、５１−３１、・・・５１−Ｍ１の各駆動端子に接続され、ゲートドライバ２２の出力端子２２−Ｎは検出素子５１−１Ｎ、５１−２Ｎ、５１−３Ｎ、・・・５１−ＭＮの各駆動端子に接続される。
【００５２】
一方、列方向に配列されたＮ個の検出素子５１のそれぞれの出力端子（即ち、図５に示すＴＦＴ５４のドレイン端子）は信号出力線５９によって共通接続され、この信号出力線５９は画像データ生成部２０の電荷・電圧変換器２３の入力端子に接続される。例えば、検出素子５１−１１、５１−１２、５１−１３、・・・５１−１Ｎの出力端子は信号出力線５９−１によって共通接続され、この信号出力線５９−１は電荷・電圧変換器２３−１に接続される。同様にして、検出素子５１−Ｍ１、５１−Ｍ２、５１−Ｍ３、・・・５１−ＭＮの出力端子は信号出力線５９−Ｍによって共通接続され、この信号出力線５９−Ｍは電荷・電圧変換器２３−Ｍに接続される。
【００５３】
図９は、放射線の照射タイミング、ゲートドライバ２２の出力信号及び検出素子５１の出力信号を示したものであり、システム制御部１１からの制御信号に基づいて、放射線発生部１２は図９（ａ）の時間ｔ０ａ乃至ｔ０ｂの期間に被検体４５に対して放射線を照射し、検出素子５１は被検体４５を透過した放射線を受信して、その放射線照射強度に比例した信号電荷を電荷蓄積コンデンサ５３に蓄積する。この放射線照射が終了すると、システム制御部１１はゲートドライバ２２にクロックパルスを供給し、ゲートドライバ２２はその出力端子２２−１乃至２２−Ｎから図９（ｂ）乃至図９（ｄ）に示すような駆動パルスを順次出力する。
【００５４】
ゲートドライバ２２は駆動回路で、検出素子５１にて蓄積された電荷をＴＦＴ５４を介して信号出力線５９に読み出すために、ＴＦＴ５４のゲート端子に読み出し用の駆動パルス（ＯＮ電圧）を供給する。この駆動パルスをゲート端子に供給することによってＴＦＴ５４を導通（ＯＮ）状態にし、電荷蓄積コンデンサ５３に蓄えられた信号電荷を信号出力線５９に出力する。
【００５５】
図９（ａ）の時間ｔ０ａ乃至ｔ０ｂの期間において放射線の照射が行われた後、ゲートドライバ２２の出力端子２２−１は時間ｔ１ａ乃至ｔ１ｂの期間においてＯＮ電圧になり（図９（ｂ））、第１ラインの検出素子５１−１１、５１−２１，・・・，５１−Ｍ１を駆動する。そして、これらの検出素子５１に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９―Ｍに出力する。信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力された信号電荷は、電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−Ｍにおいて電荷から電圧に変換され、更に、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍにおいてデジタル信号に変換される。システム制御部１１は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍにパラレル入力して一旦保存した後、シリアルに読み出して第１ラインの画像データとして画像演算記憶部８の画像データ記憶回路１９に保存する。
【００５６】
次に、時間ｔ２ａ乃至ｔ２ｂの期間においてゲートドライバ２２は、その出力端子２２−２のみをＯＮ電圧にして（図９（ｃ））、第２ラインの検出素子５１−１２、５１−２２、５１−３２，・・・，５１−Ｍ２に蓄積された信号電荷を信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、出力された信号電荷は、電荷・電圧変換器２３−１乃至２３−ＭやＡ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍに送られる。次いで、システム制御部１１は、Ａ／Ｄ変換器２４−１乃至２４−Ｍの出力をパラレル・シリアル変換器２５のメモリ２５−１乃至２５−Ｍに保存した後、第２ラインの画像データとして画像データ記憶回路１９に保存する。
【００５７】
以下同様にして、ゲートドライバ２２の出力端子２２−３乃至２２−Ｎが順次ＯＮ電圧になると、第３ライン乃至第Ｎラインに配置された検出素子５１は内部に蓄積していた信号電荷を順次信号出力線５９−１乃至５９−Ｍに出力し、この信号電荷は電荷・電圧変換器２３−１やＡ／Ｄ変換器２４−１を介してパラレル・シリアル変換器２５に一旦記憶され、更に、画像演算記憶部８の画像データ記憶回路１９において第３ライン乃至第Ｎラインの画像データとして保存される（図６のステップＳ５）。
【００５８】
画像データ記憶回路１９において絞りブロック４５ａ及び４５ｂの放射線透過画像データが生成されたならば、システム制御部１１は、画像データ記憶回路１９に保存された透過画像データを表示部１０の表示用画像メモリ３１に一旦保存し、更に、Ｄ／Ａ変換器３２によってＤ／Ａ変換を行った後モニタ３３にて表示する。このとき、前記モニタ３３には、図７に示した基準位置６３ａあるいは６３ｂに対して誤差ｄ１乃至ｄ４を有した絞りブロック４５ａ及び４５ｂを透過し、平面検出器２１の変換素子５１において素子サイズΔＰｘで量子化されて検出された透過画像データが表示される。
【００５９】
図１０は、上記手順によって絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像データを収集する際に、画像演算記億部８の画像データ記憶回路１９に保存された絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像データを模式的に示したものである。以下では説明を容易にするために、画像データ記憶回路１９の記憶素子の配列と放射線検出部５の平面検出器２１における変換素子５１の配列は対応している場合を例に説明するが、この配列方法については限定されない。即ち、図１０の水平方向（ライン方向）は平面検出器２１のライン方向と絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動方向（Ｘ方向）に対応し、垂直方向（列方向）は平面検出器２１の列方向と絞りブロック４５ａ及び４５ｂのＹ方向に対応している。
【００６０】
また、図１０は図７の破線にて囲われた領域Ａが平面検出器２１に投影されて得られた透過画像データを示しており、絞りブロック４５及び平面検出器２１と放射線発生器３との距離を各々ｒ１及びｒ２とすれば、絞りブロック４５の実際の大きさと平面検出器２１における透過画像の比（画像倍率）α１はα１＝ｒ２／ｒ１となる。従って、図６に示した絞りブロック４５ａ及び４５ｂの基準位置６３ａに対する誤差ｄ１及びｄ２の平面検出器２１での誤差ｄ１’及びｄ２’は、夫々ｄ１’＝α１ｄ１及びｄ２’＝α１ｄ２となる。但し図１０に示した平面検出器２１における絞りブロック４５ａ及び４５ｂの誤差ｄ１’及びｄ２’は、平面検出器２１の検出素子５１の素子サイズΔＰｘによって量子化され、ｄ’１＝４ΔＰｘ及びｄ’２＝６ΔＰｘとなっている。
【００６１】
ところで、本実施の形態の放射線治療診断装置１００では、平面検出器２１と、多分割絞り体４２ａ及び４２ｂを構成する絞りブロック４５ａ及び４５ｂの相対位置関係は一義的に決定され、従って前記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置と、この絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過像が投影される平面検出器２１の検出素子５１の位置も一義的に対応づけられている。例えば、絞りブロック４５ａ−１の透過画像データは第１ライン乃至第３ラインから得られ、絞りブロック４５ａ−２及び４５ａ−３の透過画像データは第４ライン乃至第６ライン、及び第７ライン乃至第９ラインから得られる。
【００６２】
上記のようにして、画像演算記憶部８の画像データ記憶回路１９に保存された絞りブロック４５ａ、及び４５ｂの透過画像データに対して、画像演算回路１８は、例えば最初の絞りブロック４５ａ−１の位置を検出するために、平面検出器２１の第２ラインの検出素子５１によって得られた透過画像データを読み出す。
【００６３】
図１１は画像演算記憶部８の画像データ記憶回路１９に保存された第２ラインの透過画像データを模式的に示したものであり、この第２ラインのデータを構成する画素のうち、画素Ｐｘ−ｍは既に操作部９において設定された基準位置６３ａに対応している。そして、絞りブロック４５ａ−１の投影領域（〜Ｐｘ−（ｍ＋４））に比して絞り開口部の投影領域（Ｐｘ−（ｍ＋５））において大きな放射線照射量が検出される。画像演算回路１８は、この第２ラインの透過画像データの各画素における輝度（放射線照射量）を左端から順次比較し、顕著な増加が発生する直前の画素番号（Ｐｘ−（ｍ＋４））を絞りブロック４５ａ−１の端部に対応した画素として認識する。
【００６４】
次いで、画像演算回路１８は、画素Ｐｘ−（ｍ＋４）から基準位置６３ａに対応した画素Ｐｘ−ｍまでの画素数（４画素）を求め、平面検出器２１における位置誤差ｄ１’をｄ１’＝４ΔＰｘによって算出する。更に、この位置誤差ｄ１’から実際の絞りブロック４５ａ−１における位置誤差ｄ１をｄ１＝ｄ１’／α１によって算出することができる。但し上記α１は、既に述べたように絞りブロック４５ａ−１の実際の大きさと平面検出器２１における絞りブロック４５ａ−１の透過画像の比（画像倍率）である。以下同様の手順によって絞りブロック４５ａ−２乃至４５ａ−Ｎにおける位置誤差（ｄ２、ｄ３・・・）についても算出することが可能となる（図６のステップＳ６）。
【００６５】
尚、絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎの位置誤差については絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎと同様に算出することが可能である。但し、この場合は放射線照射量が大きな値から小さな値に変化する直後の画素を絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎの端部に対応した画素として認識する。
【００６６】
次に、上記の位置誤差の検出手順について具体的な数値を用いて説明する。但し、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置や形状は、一般にアイソセンタへの投影像上にて定義される場合が多いため、ここではアイソセンタへの投影像における位置誤差について説明する。例えば、放射線発生器３とアイソセンタとの距離が１０００ｍｍ、アイソセンタと平面検出器２１との距離が３９０ｍｍ、平面検出器２１の画素サイズが０．５ｍｍ、アイソセンタにおける多分割絞り体４２の中心軸（図７の６２）の投影位置と基準位置６３ａ及び６３ｂの投影位置との距離（基準位置の絞り開度）を１００ｍｍとした場合、平面検出器２１における多分割絞り体４２の中心軸６２と基準位置６３ａ及び６３ｂとの距離は２７８画素に相当し、この平面検出器２１において例えば６画素分の位置誤差が発生した場合、アイソセンタ上での位置誤差は２ｍｍとなる。
【００６７】
以上述べた手順により、画像演算回路１８は絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎ、及び４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎの位置誤差を検出したならば、この検出結果をシステム制御部１１に供給し、システム制御部１１はこの値を絞り移動制御回路１３に送る。そして絞り移動制御回路１３は、移動機構１４のＸ方向移動機構４４に対して前記検出結果に基づいて駆動信号を供給し、絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎ及び４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎを移動して、夫々の位置誤差に対して校正を行う（図６のステップＳ７）。
【００６８】
全ての位置誤差に対して校正作業が終了したならば、校正後の絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎ及び４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎに対して再び放射線を照射し、更に上述の手順により位置誤差の検出を行う。そして、位置誤差が消失していることを確認したならば（図６のステップＳ８）、このときのＸ方向移動機構４４におけるモータ回転位置を位置検出器１５によって検出し（図６のステップＳ９）、その検出結果を機構原点位置として位置記憶回路１６に保存する（図６のステップＳ１０）。一方、上記の再照射により位置誤差の検出を行った結果、位置誤差が残存している場合には、これらの位置誤差が無くなるまで上述と同様の手順により校正を繰り返す（図６のステップＳ８）。図１２は絞り原点位置の校正が完了した時点の絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像を示したものであり、絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−Ｎの端部は基準位置６３ａに、また絞りブロック４５ｂ−１乃至４５ｂ−Ｎの端部は基準位置６３ｂに一致している。
【００６９】
上記の手順によって多分割絞り体４２ａ及び４２ｂにおける絞りブロック４５ａ及び４５ｂの絞り原点位置の校正と、移動機構１４のＸ方向移動機構４４の機構原点位置の更新が終了したならば、システム制御部１１は校正終了の信号を操作部９の表示パネル、あるいは表示部１０のモニタ３３に表示する（図６のステップＳ１１）。
【００７０】
上記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの校正が終了したならば、操作者は、操作部９より放射線治療準備のコマンド信号をシステム制御部１１に供給し、システム制御部１１は、ネットワークを介して同じ医療施設内に設置されている治療計画装置に接続する。次いで、操作者によって患者ＩＤが操作部９に入力されることによって、システム制御部１１は、前記治療計画装置に既に保存されている前記患者ＩＤに対応した患者情報やこの患者９０の治療に対応した各種撮影条件を読み出し、システム制御部１１の記憶回路に保存すると共に操作部９の表示パネルに表示する。
【００７１】
次いで、システム制御部１１は、前記撮影条件の中から、患者９０の治療部位の位置や大きさなどに基づいて設定された放射線絞り器４の絞り開口に関する情報を絞り移動機構部７の絞り移動制御回路１３に供給する。一方絞り移動制御回路１３は、位置記憶回路１６に保存されているＸ方向移動機構４４の機構原点位置を読み出し、この機構原点位置情報とシステム制御部１１から送られてくる絞り開口情報に基づいて、絞りブロック４５ａ及び４５ｂを所定位置に移動するための駆動信号を移動機構１４に与える。
【００７２】
そして、操作者は、放射線絞り器４の開口形状が予め治療計画において設定された開口形状と一致していることを確認したならば、患者９０を天板６に載せた後放射線治療開始のコマンド信号をシステム制御部１１に供給し、システム制御部１１は治療計画装置から供給された治療計画に基づいて各ユニットを制御して治療を行う。
【００７３】
なお、治療中においては、患者９０の治療部位と放射線絞り器４における絞り開口形状を、表示部１０のモニタ３３に表示される放射線透過画像においてほぼリアルタイムでの観察することが可能であるため、操作者は治療部位が常に最適な位置あるいは範囲で治療されていることを確認することが可能である。
【００７４】
以上述べた本実施の形態によれば、多分割絞り体４２ａ及び４２ｂの絞りブロック４５ａ及び４５ｂに対して得られた放射線透過画像データにおいて、前記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置誤差を自動検出することができる。そして、この検出結果を前記絞りブロック４５ａ及び４５ｂのＸ方向移動機構４４にフィードバックして絞り原点位置の校正を行うため、正確な校正を短時間かつ簡便に行うことが可能となる。即ち、本実施の形態の放射線治療装置１００では、装置による絞り原点位置の自動校正が可能となるため、何らかの理由で突然絞り原点位置に誤差が発生するようなことがあっても、従来のようなサービスエンジニアの専門技能に依存する必要がなく、このため、治療行為が長時間中断されることが無くなり、治療効率が向上する。
【００７５】
（変形例）
次に、本実施の形態の変形例について述べる。この変形例では操作部９において、絞り移動機構部７の移動機構１４に対してマニュアル駆動が可能な図示しない移動機構操作部を備え、この移動機構操作部において移動させる絞りブロック４５ａ及び４５ｂの選択と、選択された絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動方向の指定を行う。更に移動機構操作部には、移動開始及び停止の指示と移動速度の設定を行う移動レバーが設けられている。例えば、移動機構操作部における絞りブロック４５ａ及び４５ｂの選択は、マウスを用いて表示部１０のモニタ３３に表示される絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像に対して行うことが可能となっている。
【００７６】
このような機能を有した移動機構操作部を操作部９に設けた放射線治療診断装置１００において、操作者はこのマニュアル校正のコマンド信号を入力することによって、システム制御部１１は放射線発生制御回路１７に制御信号を送り、放射線発生制御回路１７の駆動信号によって、放射線発生器３は絞りブロック４５ａ及び４５ｂに対してほぼ連続的に放射線を照射しながら透過画像データの収集と表示を行う。このとき操作者は、表示部１０のモニタ３３に表示される絞りブロック４５ａ及び４５ｂの端部位置と前記透過画像データの付帯情報である基準位置６３ａ及び６３ｂを比較し、位置誤差が発生している絞りブロック４５ａ及び４５ｂを操作部９において選択する。更に、選択された絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動方向を指定した後、操作部９の移動レバーを用いて絞りブロック４５ａ及び４５ｂの所定方向への移動を指示する。
【００７７】
一方、操作部９にて行われる上記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの選択と移動方向の指定、移動開始及び停止の指示、更には移動速度の設定等に関する情報はシステム制御部１１を介して絞り移動機構部７の絞り移動制御回路１３に送られ、絞り移動制御回路１３はこれらの情報に基づいて移動機構１４を駆動する。
【００７８】
そして、操作者は、表示部１０のモニタ３３において、絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動を観察し、その端部位置と前記透過画像上の基準位置６３ａ及び６３ｂが一致したならば絞りブロック４５ａ及び４５ｂの移動を停止する。このような校正を絞りブロック４５ａ及び４５ｂの全てに対して行った後、校正後の移動機構の機構原点位置を位置検出器１５にて検出し、検出結果を位置記憶回路１６に保存する。尚、この変形例の説明では、上記の実施の形態と異なる部分のみの説明に止め、共通部分についての説明は省略する。
【００７９】
以上述べた上記の変形例によれば、透過画像データにおいて絞りブロック４５ａ及び４５ｂの端部の自動認識が困難な場合であっても、絞り原点位置の校正が可能となる。このマニュアル校正法は単独で用いることが可能であるが、上記実施の形態に示した自動校正法を用いた場合に位置誤差が残存するような場合には、この変形例によるマニュアル校正法と組み合わせて使用することが好適である。
【００８０】
尚、本実施の形態及びその変形例で述べた絞り原点位置の校正は、位置誤差が発見された場合のみならず、医療施設における放射線治療診断装置１００の据え付け時、あるいは前回の校正から予め定められた期間が経過した場合や予め定められた使用回数を超えた場合などにおいて行われることが望ましい。この場合、放射線治療診断装置１００には、前回の校正からの経過時間あるいは使用回数が自動計測される機能が設けられる。
【００８１】
以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、本発明は上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、本実施の形態では、多分割絞り体４２ａ及び４２ｂの絞りブロック４５ａ及び４５ｂにおける位置誤差の校正方法について述べたが、これに限定されるものではなく、絞り体４１ａ及び４１ｂのように分割されていない絞り体においても応用が可能であり、従って、本実施の形態は放射線治療診断装置のみならず、絞り体を備えた一般の放射線診断装置においても適用することができる。
【００８２】
一方、上記実施の形態では、放射線検出部５に平面検出器２１を用いた場合について述べたが、従来のＩ．Ｉ．（イメージ・インテンシファイア）とＴＶカメラを用いた方法であってもよい。但しＩ．Ｉ．を用いた場合には、感度むらやバックグランドノイズ、更には幾何学的歪等が発生し易いため、これらに対する画像補正処理が必要となる。
【００８３】
また、上記の実施の形態においては、１対の基準位置６３ａ及び６３ｂに対して絞りブロック４５ａ及び４５ｂの位置誤差の検出を行ったが、複数対の基準位置に対して同様の検出を行うことによって検出の精度あるいは信頼性を向上することができる。尚、これらの基準位置は操作者によって任意に設定可能である。
【００８４】
更に、図１０及び図１１において述べた絞りブロック４５ａ及び４５ｂの透過画像データの読み出しを、絞りブロック４５ａから絞りブロック４５ｂの方向に行ったが、絞りブロック４５ｂから絞りブロック４５ａの方向に読み出してもよいし、絞り開口中央部から絞りブロック４５ａ及び絞りブロック４５ｂの方向、あるいはその逆の方向に読み出してもよい。また、図１０における絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−３の透過画像データの読み出しに示すように、本実施の形態における画像データの読み出しラインは、絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−３の透過画像データの中央部を選択したが、これに限定されるものではなく、各々の絞りブロック４５の幅の範囲であればいずれのラインであっても構わないし、１つの絞りブロック４５につき、この範囲内の複数のラインで各々位置誤差の検出を行い、これらの平均値をとることによって検出精度の向上をはかってもよい。
【００８５】
一方、上記の本実施の形態では、全ての絞りブロック４５ａ及び４５ｂに対して１枚の透過画像データを収集し、この透過画像データに基づいて前記絞りブロック４５ａ及び４５ｂの各々の位置誤差を順次検出した後、纏めて校正を行う方法について述べたが、この方法に限定されるものではなく、例えば、個々の絞りブロック４５に対して透過画像データの収集と位置誤差の検出及び校正を順次行ってもよい。
【００８６】
更に、本実施の形態では、絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−３の位置誤差の検出は、透過画像データの輝度に基づいて画像演算回路１８が行う場合について述べたが、この方法に限定されない。例えば表示部１０のモニタ３３に表示された絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−３の端部の位置を操作部９に設けられたマウスによって指定し、画像演算回路１８は、システム制御部１１を介して送られてくるマウスの指定位置情報と透過画像データの付帯情報の基準位置情報から、絞りブロック４５ａ−１乃至４５ａ−３の位置誤差を検出してもよい。
【００８７】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば多分割絞り体に対して得られた放射線透過画像データを用いて絞りブロックの位置誤差の校正を行うことにより、短時間で正確な絞りブロックの校正を可能とした放射線治療診断装置及び放射線絞り体位置校正方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における放射線治療診断装置の概略構成を示す図。
【図２】同実施の形態における放射線治療診断装置のブロック図。
【図３】同実施の形態における放射線絞り器の説明図。
【図４】同実施の形態における絞りブロックとその移動機構を示す図。
【図５】同実施の形態における平面検出器の基本構成を示す図。
【図６】同実施の形態における絞り原点位置の校正手順を示すフローチャート。
【図７】同実施の形態における絞り原点位置の誤差を示す図。
【図８】同実施の形態における平面検出器とその周辺回路を示す図。
【図９】同実施の形態におけるゲートドライバのタイムチャートを示す図。
【図１０】同実施の形態における絞りブロックの透過画像データの模式図。
【図１１】同実施の形態の絞りブロックに対する１ライン分の透過画像データの模式図。
【図１２】同実施の形態における校正完了後の絞り原点位置を示す図。
【図１３】従来の放射線治療装置における放射線絞り器の説明図。
【符号の説明】
３…放射線発生器
４…放射線絞り器
５…放射線検出部
６…天板
７…絞り移動機構部
８…画像演算記憶部
９…操作部
１０…表示部
１１…システム制御部
１２…放射線発生部
１３…絞り移動制御回路
１４…移動機構
１５…位置検出器
１６…位置記憶回路
１７…放射線発生制御回路
１８…画像演算回路
１９…画像データ記憶回路
２０…画像データ生成部
２１…平面検出器
２２…ゲートドライバ
２３…電荷・電圧変換器
２４…Ａ／Ｄ変換器
２５…パラレル・シリアル変換器
３１…表示用画像記憶回路
３２…Ｄ／Ａ変換器
３３…モニタ
９０…患者
１００…放射線治療診断装置[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiotherapy diagnostic apparatus, and more particularly, to a radiotherapy diagnostic apparatus having a radiation diaphragm and a radiation diaphragm body position calibration method.
[0002]
[Prior art]
In recent years, a treatment called a minimally invasive treatment has attracted attention, and aggressive attempts have been made for minimally invasive treatment in the field of malignant tumor treatment. In the case of malignant tumors in particular, many treatments rely on surgery. However, in the case of conventional surgical treatment, that is, when performing extensive tissue resection, the original functions and appearance of the organ are considered. In many cases, the morphology is greatly impaired, and even if it survives, it will impose a great burden on the patient. For such conventional surgical treatment, a minimally invasive treatment considering QOL (quality-of-life) is strongly desired. As one of the methods, treatment is performed by irradiating tumor tissue with radiation. The so-called radiation therapy is performed.
[0003]
In particular, in recent years, the position and shape of a tumor have been accurately diagnosed in advance using an X-ray CT device, etc. Since the treatment is performed by the device, damage and side effects on normal tissues have been significantly reduced.
[0004]
2. Description of the Related Art In a radiotherapy apparatus conventionally used, a radiation diaphragm for limiting a radiation irradiation region to a treatment target region is provided between a radiation generator and a treatment target site. FIG. 13A is a diagram for explaining a radiation diaphragm, and FIG. 13B is a diagram illustrating a diaphragm and a multi-segment diaphragm provided in the radiation diaphragm. The radiation diaphragm 150 is a pair of diaphragms 151a and 151b that set the irradiation range of the radiation irradiation beam in a direction (Y direction) perpendicular to the paper surface of FIG. A pair of multi-segment diaphragms 152a and 152b for setting an irradiation range in the X direction are provided. The above-mentioned diaphragms 151a and 151b are arranged between the multi-divided diaphragms 152a and 152b and the radiation generator 157 and close to the multi-divided diaphragms 152a and 152b.
[0005]
The diaphragms 151a and 151b and the multi-divided diaphragms 152a and 152b are mounted so as to be able to move in an arc around the radiation generator 157, and the diaphragms 151a and 151b are moved by a moving mechanism (not shown). The X-direction moving mechanism 154 allows the multi-segment diaphragms 152a and 152b to approach or move away from the center axis 158 of the radiation irradiation beam.
[0006]
FIG. 13B shows the diaphragms 151a and 151b and the multi-divided diaphragms 152a and 152b viewed from the radiation irradiation beam direction (Z-axis direction), and the diaphragms 151a and 151b provided side by side in the Y direction. The radiation irradiation width in the Y direction is determined by the interval. On the other hand, each of the multi-segment diaphragms 152a and 152b provided side by side in the X direction is composed of N diaphragm blocks 155a-1 to 155a-N and 155b-1 to 155b-N having a small width h, The radiation irradiation width in the Y direction is determined by a moving mechanism 54 connected to each of the aperture blocks 155a-1 to 155a-N and 155b-1 to 155b-N.
[0007]
The above-described radiation restrictor 150 allows the aperture shape to be set arbitrarily. Therefore, by using the radiation restrictor 150, even if the tumor 156 has an irregular shape, It is possible to set an optimum irradiation area (for example, see Patent Document 1). However, in order to set a more accurate aperture shape for the irregular shape of the tumor 156, the width h of the aperture blocks 155a-1 to 155a-N and 155b-1 to 155b-N is reduced, and the aperture is reduced. It is necessary to increase the number N of blocks. Further, in order to suppress the radiation leakage from the gap between the adjacent aperture blocks to an allowable value or less, the gap is set to 0. It must be set to 1 mm or less.
[0008]
In the radiation therapy apparatus having such multi-segment diaphragms 152a and 152b, the initial positions of the diaphragm blocks 155a and 155b are set before setting the opening shape of the radiation diaphragm 150 based on information such as the shape of the tumor 156. (Hereinafter referred to as the aperture origin position) must be set accurately. Therefore, for example, it is necessary to calibrate the aperture origin position at the time of installation of the radiation therapy apparatus or periodically.
[0009]
Conventionally, calibration of the diaphragm origin position is performed by an optical method. In this method, a light source and a mirror are provided inside the radiation diaphragm 150, and the optical axis of light emitted from the light source is set to the central axis of the radiation irradiation beam. By setting the values so as to match 158, the aperture origin positions of the aperture blocks 155a and 155b have been calibrated from the optical image formed on the graph paper by light projection.
[0010]
[Patent Document 1]
JP-A-2002-210026 (pages 2-3, FIG. 9-13)
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the calibration of the radiation diaphragm 150 conventionally performed, from the optical images of each of the diaphragm blocks 155a-1 to 155a-N and 155b-1 to 155b-N, the diaphragm origin position is set to a predetermined position. It was observed whether or not there was, and if there was a position error (deviation), the calibration was performed by manually operating the X-direction moving mechanism 154, so much time and labor was required.
[0012]
Further, an error easily occurs between the optical irradiation area used in the calibration of the aperture origin position and the irradiation area by actual radiation due to a difference in wavelength between light and radiation, a deviation of an irradiation axis, and the like. Furthermore, since the above calibration work is complicated, skill and experience of a proofreader are required, and support of a service engineer who specializes in such proofreading is essential. For this reason, when a sudden error occurs in the aperture origin position of the aperture blocks 155a and 155b for some reason, a series of medical procedures must be interrupted.
[0013]
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above-described problems, and uses a radiographic image data obtained by a multi-segment diaphragm to calibrate a position error of a diaphragm block, thereby achieving an accurate diaphragm in a short time. An object of the present invention is to provide a radiotherapy diagnosis apparatus and a radiation diaphragm body position calibration method that enable calibration of a block.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problem, in the radiation therapy diagnostic apparatus according to the present invention according to claim 1, a radiation generating unit that generates radiation, a radiation diaphragm unit that sets an irradiation area of the radiation generated by the radiation generating unit, Radiation detecting means for detecting radiation emitted from the radiation generating means through the radiation restricting means; and radiation image data based on the radiation transmission amount of the diaphragm in the radiation restricting means detected by the radiation detecting means. An image data generating means for generating, a display means for displaying radiation image data generated by the image data generating means, and a diaphragm moving means for moving a diaphragm in the radiation diaphragm means to a predetermined position; Moving means for controlling the aperture member based on the radiation image data generated by the image data generating means; It is characterized by setting a predetermined position.
[0015]
Further, in the radiotherapy diagnostic apparatus according to the present invention according to claim 4, a radiation generating means for generating radiation, a radiation constricting means for setting an irradiation area of the radiation generated by the radiation generating means, and Radiation detection means for detecting radiation emitted from the radiation generation means, and image data generation for generating radiation image data based on the amount of radiation transmitted through the diaphragm of the radiation diaphragm means detected by the radiation detection means Means, display means for displaying the radiation image data generated by the image data generating means, diaphragm moving means for moving the diaphragm in the radiation diaphragm to a predetermined position, and setting a reference position of the diaphragm. Reference position setting means, using the radiation image data generated by the image data generating means, Diaphragm position detecting means for detecting a position error of the diaphragm with respect to a reference position, wherein the diaphragm moving means moves the diaphragm based on the position error of the diaphragm detected by the diaphragm body position detecting means. Then, it is set at the reference position.
[0016]
On the other hand, the radiation diaphragm position calibration method of the present invention according to claim 13 detects a position error of the diaphragm with respect to a preset reference position in radiation image data obtained for the diaphragm, and the detection result A method of calibrating the position of a diaphragm in a radiation therapy diagnostic apparatus that performs position calibration based on: a step of setting a reference position of the diaphragm, a step of moving the diaphragm relative to the reference position, Irradiating the diaphragm with radiation to generate radiation image data; detecting, in the radiation image data, a position error of the diaphragm with respect to the reference position; and Moving the diaphragm by a moving mechanism to calibrate the position error.
[0017]
Further, the radiation diaphragm position calibration method of the present invention according to claim 14 detects a position error of the diaphragm relative to a preset reference position in radiation image data obtained for the diaphragm, and the detection result A method of calibrating the position of a diaphragm in a radiation therapy diagnostic apparatus that performs position calibration based on a step of setting a reference position of the diaphragm and, based on mechanism origin position data stored in moving position storage means, Moving the diaphragm with respect to a reference position; irradiating the diaphragm with radiation to generate radiation image data; in the radiation image data, the position of the diaphragm with respect to the reference position; Detecting an error, and moving the diaphragm using a moving mechanism based on the detected position error, and calibrating the position error , And detecting the moving position of the moving mechanism after calibration, characterized by a step of storing the moving position storage means of the detection result of the moving position as a new mechanism home position data.
[0018]
Therefore, according to the present invention, accurate calibration of the aperture block can be performed in a short time by calibrating the position error of the aperture block using the radiation transmission image data obtained for the multi-segment aperture body.
[0019]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The feature of the embodiment of the present invention is that, when calibrating the origin position of the aperture block in the multi-segment aperture body, from the radiation transmission image data obtained by irradiating this aperture block with radiation, the position of the aperture block and The object is to automatically detect a difference from a preset reference position and control the moving mechanism based on the detection result to perform adjustment so that the position of the aperture block matches the reference position.
[0020]
Hereinafter, a configuration of the radiotherapy diagnosis apparatus according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 5. FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of the entire radiotherapy diagnosis apparatus, and FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of the radiotherapy diagnosis apparatus. FIG. 3 is an explanatory diagram of a radiation restrictor of the radiation therapy diagnostic apparatus.
[0021]
In FIG. 1, a radiotherapy diagnosis apparatus 100 includes a fixed gantry 1 fixed and installed on a floor surface, a rotating gantry 2 connected at a side surface of the fixed gantry 1, and rotatably held at the joint. A radiation generator 3 provided at the distal end of the L-shaped arm 2 a of the rotating gantry 2 for irradiating radiation to a treatment site (tumor site) of a patient; A radiation diaphragm 4 for setting a radiation irradiation region with respect to a treatment site of a patient, and a diaphragm moving mechanism 7 for moving the radiation diaphragm 4 and controlling the radiation diaphragm 4.
[0022]
Further, the radiation therapy diagnosis apparatus 100 places the radiation detector 5 for detecting radiation emitted from the radiation generator 3 and the patient 90, and moves the patient 90 so that the treatment site matches the radiation irradiation area. A top plate 6 set at a predetermined position is provided. In addition, the radiotherapy diagnosis apparatus 100 includes an image calculation storage unit 8, an operation unit 9, a display unit 10, a system control unit 11, and the like shown in FIG.
[0023]
The radiation therapy diagnostic apparatus 100 of the present embodiment having such a schematic configuration will be described in more detail with reference to the block diagram of FIG. The radiation generator 12 of the radiation therapy diagnostic apparatus 100 of FIG. 2 sets a radiation generator 3 that generates radiation to a treatment site of a patient 90 and irradiation conditions such as the intensity of radiation radiated from the radiation generator 3. And a radiation restrictor 4 for irradiating the radiation radiated from the radiation generator 3 only to the treatment target site of the patient 90. The treatment is performed by irradiating the treatment site with radiation emitted from the radiation generator 3 to kill cancer cells or tumor cells.
[0024]
The radiation diaphragm 4 has a pair of diaphragms 41a and 41b for setting an irradiation range in a first direction (Y direction in FIG. 3A) as shown in FIG. 3, and a second direction orthogonal to the diaphragm. A pair of multi-segment diaphragms 42a and 42b for setting an irradiation range in the (X direction in FIG. 3B) are provided, and the multi-segment diaphragms 42a and 42b each include N diaphragm blocks. . Then, by moving each of the aperture blocks to a predetermined position using the moving mechanism 14 of the aperture moving mechanism section 7, it becomes possible to set the radiation irradiation area 91 of an arbitrary shape.
[0025]
That is, a Y-direction moving mechanism 43 is connected to the diaphragms 41a and 41b, and an X-direction moving mechanism 44 is connected to N diaphragm blocks of each of the multi-divided diaphragms 42a and 42b. FIG. 4 shows the aperture blocks 45a-1 to 45a-N provided on the multi-segment aperture body 42a, the X-direction moving mechanisms 44a-1 to 44a-N for moving the aperture blocks 45a, and the multi-segment aperture body 42b. The provided aperture blocks 45b-1 to 45b-N and the X-direction moving mechanisms 44b-1 to 44b-N for moving the aperture blocks 45b are shown. The aperture blocks 45a and 45b are provided in the Y-direction moving mechanisms 44a and 45b. 44b makes it possible to move independently.
[0026]
The top plate 6 in FIG. 2 is installed between the radiation restrictor 4 and the radiation detection unit 5, and the patient 90 is placed on the top plate 6 and moved in, for example, a body axis direction (a direction perpendicular to the drawing) to thereby obtain a radiation irradiation beam. Optimal positioning of the treatment target region with respect to.
[0027]
Next, the radiation detector 5 converts the radiation transmitted through the radiation diaphragm 4 and the patient 90 into electric charges and stores the electric charges, and the electric charges stored in the flat detector 21 as radiation transmission data. , And an image data generation unit 20 that converts charges read from the flat panel detector 21 into transmission image data.
[0028]
As shown in FIG. 5, the plane detector 21 is configured by two-dimensionally arranging minute detection elements 51 for detecting radiation in a column direction and a line direction, and each detection element 51 detects radiation. A photoelectric film 52 for generating an electric charge according to the amount of incident radiation; a charge storage capacitor 53 for storing the electric charge generated in the photoelectric film 52; and a TFT for reading out the electric charge stored in the electric charge storage capacitor 53 at a predetermined timing. (Thin film transistor) 54. Hereinafter, for simplicity of description, for example, the flat detector 21 in the case where the detection elements 51 are arranged two by two in the column direction (vertical direction in FIG. 5) and the line direction (horizontal direction in FIG. 5). Will be described.
[0029]
The first terminals of the photoelectric films 52-11, 52-12, 52-21, and 52-22 are connected to the first terminals of the charge storage capacitors 53-11, 53-12, 53-21, and 53-22. Further, the connection point is connected to the source terminals of the TFTs 54-11, 54-12, 54-21 and 54-22. On the other hand, the second terminals of the photoelectric films 52-11, 52-12, 52-21, and 52-22 are connected to a bias power supply (not shown), and charge storage capacitors 53-11, 53-12, 53-21, and 53 are connected. The second terminal of -22 is grounded. Further, the gates of the TFTs 54-11 and 54-21 in the line direction are connected to the output terminal 22-1 of the gate driver 22, and the gates of the TFTs 54-12 and 54-22 are connected to the output terminal 22-2 of the gate driver 22. Connected to.
[0030]
On the other hand, the drain terminals of the TFTs 54-11 and 54-12 in the column direction are commonly connected to a signal output line 59-1, and the drain terminals of the TFTs 54-21 and 54-22 are commonly connected to a signal output line 59-2. Is done. The signal output lines 59-1 and 59-2 are connected to the image data generator 20. The flat detector 21 having such a configuration usually has a maximum detection resolution of 1 mm or less, and therefore has a resolution that satisfies the accuracy of 1 mm required for detecting the positions of the aperture blocks 45a and 45b of the multi-segment aperture bodies 42a and 42b. ing.
[0031]
The radiation detection unit 5 includes one that directly converts radiation into electric charges as described above, and one that converts light into electric charges and then converts them into electric charges. In the present embodiment, the former will be described as an example. It does not matter.
[0032]
Next, returning to FIG. 2, the gate driver 22 reads the signal charges generated in the photoelectric film 52 of the detection element 51 by the irradiation of the radiation and stored in the charge storage capacitor 53, by driving the read drive to the gate terminal of the TFT 54. Supply pulse.
[0033]
On the other hand, the image data generation unit 20 includes a charge / voltage converter 23 for converting charges read from the plane detector 21 into a voltage, and an A / D converter for converting an output of the charge / voltage converter 23 into a digital signal. And a parallel-to-serial converter 25 for converting an image signal read in parallel from the plane detector 21 in line units into a serial signal.
[0034]
The diaphragm moving mechanism 7 includes a diaphragm 41a and 41b in the radiation diaphragm 4 of the radiation generator 12, and a moving mechanism 14 that moves the multi-segment diaphragms 42a and 42b in an arc around the radiation generator 3; An aperture movement control circuit 13 that controls the movement mechanism 14, a position detector 15 that detects the movement position of the movement mechanism 14, and a position storage circuit 16 that stores the position information detected by the position detector 15. .
[0035]
The moving mechanism 14 further includes Y-direction moving mechanisms 43a and 43b for moving the diaphragms 41a and 41b closer to or away from the radiation irradiation axis in the Y direction, and the diaphragm of the multi-segment diaphragm 42a as already shown in FIG. X-direction moving mechanisms 44a-1 to 44a for moving the blocks 45a-1 to 45a-N and the aperture blocks 45b-1 to 45b-N of the multi-segment aperture body 42b toward or away from the radiation irradiation axis in the X direction. -N, and 44b-1 to 44b-N. Each of these moving mechanisms is provided with a motor and an encoder, and a signal indicating a rotation position (rotation angle) of the motor is output by the encoder. Since the specific configuration of the moving mechanism has been described in Patent Document 1 and the like already described, detailed description thereof will be omitted.
[0036]
The aperture movement control circuit 13 sets a reference position in the calibration of the aperture origin position, and moves a drive signal for moving the aperture blocks 45a and 45b of the multi-segment aperture bodies 42a and 42b with respect to the reference position. It is supplied to the X-direction moving mechanism 44 of the mechanism 14. When setting the radiation irradiation area 91, the position and shape of the radiation irradiation area 91 are set based on the treatment plan determined as a result of the image diagnosis by the X-ray CT apparatus or the like. A drive signal for forming the aperture stop is supplied to the Y-direction moving mechanisms 43a and 43b and the X-direction moving mechanisms 44a-1 to 44a-N and 44b-1 to 44b-N of the moving mechanism 14.
[0037]
The position detector 15 receives signals from encoders provided in the motors of the X-direction moving mechanisms 44a-1 to 44a-N and 44b-1 to 44b-N of the moving mechanism 14, and detects the rotational position of the motor. I do. Particularly, as a result of the calibration of the aperture blocks 45a and 45b, the rotational position of the motor required for moving the aperture blocks 45a and 45b to the reference position is detected, and the detection result is stored in the position storage circuit 16.
[0038]
The position storage circuit 16 stores the rotational position information of the motor supplied from the position detector 15. The rotational position information of the motor with respect to the reference position is stored as mechanism origin position data in the X-direction moving mechanisms 44a-1 to 44a-N and 44b-1 to 44b-N until it is updated by the next calibration on the aperture origin position. Saved at 16. Then, when setting the aperture opening in the radiation therapy, the movement of the aperture blocks 45a and 45b by the X-direction moving mechanisms 44a and 44b is performed based on the mechanism origin position data. The radiotherapy diagnosis apparatus 100 is provided with a mechanism for moving the top plate 6 and a mechanism for rotating the rotary gantry 2 in addition to the diaphragm moving mechanism 7, as shown in FIG. Description is omitted in the block diagram.
[0039]
Next, the image calculation storage unit 8 includes an image data storage circuit 19 that stores the radiation transmission image data sequentially output line by line in the radiation detection unit 5, and detects the positions of the aperture blocks 45 a and 45 b from the image data. The image processing circuit 18 performs the operation. The image calculation circuit 18 calculates the position error of the aperture blocks 45a and 45b with respect to the reference position based on the projection data of the aperture blocks 45a and 45b in the transmission image data generated by the image data generation unit 20 of the radiation detection unit 5. To detect.
[0040]
The operation unit 9 is an interactive interface including a display panel, a keyboard, various switches, a mouse, and the like. By inputting a patient ID from the operation unit 9, patient information, information such as the position and shape of the treatment site, and optimal radiation irradiation conditions for the treatment site are connected to the radiotherapy apparatus 100 via a network. The data is read from the storage circuit of the treatment planning device (not shown) and is displayed on the display panel of the operation unit 9. Further, an instruction signal relating to the calibration of the aperture blocks 45a and 45b or various instruction signals relating to the treatment is input from the operation unit 9, and these instruction signals are sent to each unit via the system control unit 11.
[0041]
The display unit 10 displays the transmitted image data stored in the image data storage circuit 19 of the image operation storage unit 8. That is, when the aperture blocks 45a and 45b are calibrated, the initial positions of the aperture blocks 45a and 45b and the state of movement in the calibration are displayed almost in real time. On the other hand, when irradiating the treatment site of the patient 90 with radiation, display of radiographic image data at the treatment site is performed. The display unit 10 includes a display image storage circuit 31 for synthesizing the image data and numerals and various characters, which are auxiliary information of the image data, and temporarily storing the image data. A D / A converter 32 for converting the image signal into a digital signal and a liquid crystal display or a CRT monitor 33 for displaying the video signal are provided.
[0042]
The system control unit 11 includes a CPU and a storage circuit, temporarily stores various instruction signals of the operator sent from the operation unit 9, and then controls transmission image data collection and display based on these instructions, or The control of the whole system such as the control of the diaphragm moving mechanism 7 for calibrating the diaphragm blocks 45a and 45b is performed. Further, the storage circuit stores the radiation generator 3 of the radiation generator 12, the multi-segmented diaphragm 42, the isocenter and the position information of the plane detector 21 of the radiation detector 5, and the arrangement of the detection elements 51 in the plane detector 21. Information necessary for detecting the positions of the aperture blocks 45a and 45b, such as specifications, is stored in advance. The isocenter is an intersection point 70 between the rotation axis of the rotary gantry 2 with respect to the fixed gantry 1 in FIG. 1 and the central axis of the radiation diaphragm 4 (that is, the central axis of the radiation irradiation beam).
[0043]
The radiation therapy diagnosis apparatus 100 includes an interface (not shown) in addition to the above basic configuration, and this interface is connected to the treatment planning apparatus via a network. The treatment planning apparatus stores a radiation treatment plan set based on a result of an image diagnosis performed on a treatment site of the patient 90 using an X-ray CT apparatus or the like.
[0044]
Next, a procedure for calibrating the aperture origin position of the aperture blocks 45a and 45b constituting the multi-segment aperture bodies 42a and 42b of the radiation aperture device 4 in the present embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 6 shows a flowchart of the procedure for calibrating the aperture origin position.
[0045]
First, when the operator inputs an aperture origin position calibration command for the aperture blocks 45a and 45b on the operation unit 9 (step S1 in FIG. 6), the system control unit 11 receives this command signal and stores the command signal. The position and distance information (particularly the distance relationship in the radiation irradiation direction) of the radiation generator 3 of the radiation generator 12, the multi-segmented diaphragms 42a and 42b, the isocenter, the flat detector 21 of the radiation detector 5, etc. Further, information necessary for detecting the positions of the aperture blocks 45a and 45b in the transmission image data, such as the arrangement specification of the detection elements 51 in the flat panel detector 21, is supplied to the image calculation circuit 18 of the image calculation storage unit 8. It is stored (step S2 in FIG. 6).
[0046]
Next, the operator sets a reference position for calibrating the aperture origin positions of the aperture blocks 45a and 45b on the operation unit 9, and moves the aperture blocks 45a and 45b to this reference position. That is, as shown in FIG. 7, the stop blocks 45a and 45b are positioned with respect to the center axis 61 of the multi-piece stop 42 which is orthogonal to the center axis 61 of the radiation beam and the moving direction (X direction) of the stop blocks 45a and 45b. The axis translated in the movement direction by the distance -D is set as the reference position 63a, and the axis translated in the distance D is set as the reference position 63b.
[0047]
Then, by inputting a command signal to move the aperture blocks 45a and 45b to the reference positions 63a and 63b at the operation unit 9, the X-direction movement mechanism 44 provided in the moving mechanism 14 of the aperture movement mechanism unit 7 causes the aperture block to move. 45a-1 to 45a-N are moved to the reference position 63a, and the aperture blocks 45b-1 to 45b-N are moved to the reference position 63b (step S3 in FIG. 6). At this time, if there is an error in the initial position of the aperture blocks 45a and 45b or the X-direction moving mechanism 44, the moved aperture blocks 45a and 45b have a position error d1 with respect to the reference positions 63a and 63b as shown in FIG. To d4 occur.
[0048]
Hereinafter, radiation transmission image data is collected for such aperture blocks 45a and 45b, and the position error of the aperture blocks 45a and 45b is detected from the obtained transmission image data. Next, a procedure for calibrating the position error based on the detection result and resetting the mechanism origin position will be described.
[0049]
The operator inputs various imaging conditions in the transmission image data collection of the aperture blocks 45a and 45b of the radiation aperture unit 4 on the operation unit 9, and then inputs a transmission image data collection command. When this command signal is supplied from the operation unit 9 to the system control unit 11, the system control unit 11 sends a control signal to the radiation generation control circuit 17 of the radiation generation unit 12, and the radiation generation control circuit 17 follows this control signal. The drive signal is supplied to the radiation generator 3 to irradiate the radiation to the radiation diaphragm 4 (step S4 in FIG. 6). The radiation transmitted through the radiation diaphragm 4 is detected by the plane detector 21 of the radiation detector 5.
[0050]
Next, a generation procedure of transmission image data of the aperture blocks 45a and 45b will be described with reference to FIG. 8 illustrating a configuration of the radiation detection unit 5 and FIG. 9 illustrating a time chart of signal reading in the flat panel detector 21. .
[0051]
In FIG. 8, the plane detector 21 includes M detection elements 51 arranged two-dimensionally in a line direction and N in a column direction. In the flat panel detector 21, the respective drive terminals (that is, the gate terminals of the TFTs 54 shown in FIG. 2) of the M detection elements 51 arranged in the line direction are commonly connected and connected to the output terminal of the gate driver 22. You. For example, the output terminal 22-1 of the gate driver 22 is connected to each drive terminal of the detection elements 51-11, 51-21, 51-31,... 51-M1, and the output terminal 22-N of the gate driver 22 is The detection elements 51-1N, 51-2N, 51-3N,..., 51-MN are connected to respective drive terminals.
[0052]
On the other hand, the output terminals of the N detection elements 51 arranged in the column direction (that is, the drain terminals of the TFTs 54 shown in FIG. 5) are commonly connected by a signal output line 59, and the signal output line 59 is used to generate image data. It is connected to the input terminal of the charge / voltage converter 23 of the section 20. For example, the output terminals of the detection elements 51-11, 51-12, 51-13,... 51-1N are commonly connected by a signal output line 59-1, and the signal output line 59-1 is a charge-to-voltage converter. 23-1. Similarly, the output terminals of the detection elements 51-M1, 51-M2, 51-M3,..., 51-MN are commonly connected by a signal output line 59-M. Connected to converter 23-M.
[0053]
FIG. 9 shows the irradiation timing of the radiation, the output signal of the gate driver 22, and the output signal of the detection element 51. Based on the control signal from the system control unit 11, the radiation generation unit 12 In the period from time t0a to t0b), the subject 45 is irradiated with radiation, the detection element 51 receives the radiation transmitted through the subject 45, and outputs a signal charge proportional to the radiation irradiation intensity to the charge storage capacitor 53. To accumulate. When the irradiation is completed, the system control unit 11 supplies a clock pulse to the gate driver 22, and the gate driver 22 outputs the clock pulses from its output terminals 22-1 to 22-N as shown in FIGS. 9B to 9D. Such drive pulses are sequentially output.
[0054]
The gate driver 22 is a drive circuit, and supplies a read drive pulse (ON voltage) to the gate terminal of the TFT 54 in order to read out the charge accumulated in the detection element 51 to the signal output line 59 via the TFT 54. By supplying this drive pulse to the gate terminal, the TFT 54 is made conductive (ON), and the signal charge stored in the charge storage capacitor 53 is output to the signal output line 59.
[0055]
After the radiation is applied during the period from time t0a to t0b in FIG. 9A, the output terminal 22-1 of the gate driver 22 becomes the ON voltage during the period from time t1a to t1b (FIG. 9B). , 51-M1 of the first line are driven. Then, the signal charges accumulated in the detection elements 51 are output to the signal output lines 59-1 to 59-M. The signal charges output to the signal output lines 59-1 to 59-M are converted from charges into voltages in the charge-to-voltage converters 23-1 to 23-M, and further converted to A / D converters 24-1 to 24-24. Converted to a digital signal at -M. The system control unit 11 inputs the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in parallel to the memories 25-1 to 25-M of the parallel / serial converter 25, temporarily stores them, and then reads them out serially. The image data of the first line is stored in the image data storage circuit 19 of the image calculation storage unit 8.
[0056]
Next, during the period from the time t2a to the time t2b, the gate driver 22 sets only the output terminal 22-2 to the ON voltage (FIG. 9C), and the detection elements 51-12, 51-22, and 51 on the second line. -32,..., 51-M2, output the signal charges to the signal output lines 59-1 to 59-M, and output the signal charges to the charge / voltage converters 23-1 to 23-M. And A / D converters 24-1 to 24-M. Next, the system control unit 11 stores the outputs of the A / D converters 24-1 to 24-M in the memories 25-1 to 25-M of the parallel / serial converter 25, and then stores the output as image data of the second line. The image data is stored in the image data storage circuit 19.
[0057]
Similarly, when the output terminals 22-3 to 22-N of the gate driver 22 are sequentially turned on, the detection elements 51 arranged on the third to Nth lines sequentially transfer the signal charges stored therein. The signal charges are output to the signal output lines 59-1 to 59-M, and the signal charges are temporarily stored in the parallel / serial converter 25 via the charge / voltage converter 23-1 and the A / D converter 24-1. The image data is stored as image data of the third to Nth lines in the image data storage circuit 19 of the image calculation storage unit 8 (step S5 in FIG. 6).
[0058]
When the radiation transmission image data of the aperture blocks 45a and 45b is generated in the image data storage circuit 19, the system control unit 11 transmits the transmission image data stored in the image data storage circuit 19 to the display image memory of the display unit 10. The data is temporarily stored in the D / A converter 31 and further D / A converted by the D / A converter 32 and displayed on the monitor 33. At this time, the monitor 33 transmits through the aperture blocks 45a and 45b having errors d1 to d4 with respect to the reference position 63a or 63b shown in FIG. The transmitted image data quantized and detected by is displayed.
[0059]
FIG. 10 schematically shows the transmitted image data of the aperture blocks 45a and 45b stored in the image data storage circuit 19 of the image calculation storage unit 8 when collecting the transmitted image data of the aperture blocks 45a and 45b by the above procedure. This is shown in FIG. In the following, for ease of explanation, an example will be described in which the arrangement of the storage elements of the image data storage circuit 19 and the arrangement of the conversion elements 51 in the plane detector 21 of the radiation detection unit 5 correspond to each other. The arrangement method is not limited. That is, the horizontal direction (line direction) in FIG. 10 corresponds to the line direction of the flat panel detector 21 and the moving direction (X direction) of the aperture blocks 45a and 45b, and the vertical direction (column direction) corresponds to the column direction of the flat panel detector 21. And the aperture blocks 45a and 45b in the Y direction.
[0060]
FIG. 10 shows transmission image data obtained by projecting the area A surrounded by the broken line in FIG. 7 onto the flat panel detector 21. The aperture block 45 and the flat panel detector 21, the radiation generator 3, Are respectively r1 and r2, the ratio (image magnification) α1 between the actual size of the aperture block 45 and the transmitted image in the flat panel detector 21 is α1 = r2 / r1. Accordingly, the errors d1 'and d2' of the errors d1 and d2 with respect to the reference position 63a of the aperture blocks 45a and 45b in the plane detector 21 are d1 '= α1d1 and d2' = α1d2, respectively. However, errors d1 ′ and d2 ′ of the aperture blocks 45a and 45b in the plane detector 21 shown in FIG. 10 are quantized by the element size ΔPx of the detection element 51 of the plane detector 21, and d′ 1 = 4ΔPx and d ′. 2 = 6ΔPx.
[0061]
By the way, in the radiotherapy diagnosis apparatus 100 according to the present embodiment, the relative positional relationship between the plane detector 21 and the aperture blocks 45a and 45b constituting the multi-segment aperture bodies 42a and 42b is uniquely determined, and therefore, the aperture block The positions of 45a and 45b and the position of the detecting element 51 of the flat panel detector 21 on which the transmission images of the aperture blocks 45a and 45b are projected are also uniquely associated. For example, the transmission image data of the aperture block 45a-1 is obtained from the first to third lines, and the transmission image data of the aperture blocks 45a-2 and 45a-3 are the fourth to sixth lines and the seventh to seventh lines. Obtained from line 9.
[0062]
As described above, for the transmission image data of the aperture blocks 45a and 45b stored in the image data storage circuit 19 of the image calculation storage unit 8, the image arithmetic circuit 18 performs, for example, the first aperture block 45a-1 In order to detect the position, the transmission image data obtained by the detection element 51 on the second line of the flat panel detector 21 is read.
[0063]
FIG. 11 schematically shows the transmission image data of the second line stored in the image data storage circuit 19 of the image calculation storage unit 8, and among the pixels constituting the data of the second line, the pixel Px -M corresponds to the reference position 63a already set in the operation unit 9. Then, a larger radiation dose is detected in the projection area (Px- (m + 5)) of the aperture opening than in the projection area (（Px- (m + 4)) of the aperture block 45a-1. The image calculation circuit 18 sequentially compares the luminance (radiation dose) of each pixel of the transmission image data of the second line from the left end, and narrows down the pixel number (Px− (m + 4)) immediately before the remarkable increase occurs. It is recognized as a pixel corresponding to the end of the block 45a-1.
[0064]
Next, the image operation circuit 18 calculates the number of pixels (4 pixels) from the pixel Px- (m + 4) to the pixel Px-m corresponding to the reference position 63a, and calculates the position error d1 'in the plane detector 21 as d1' = 4ΔPx Is calculated by Further, from the position error d1 ', the actual position error d1 in the aperture block 45a-1 can be calculated by d1 = d1' / α1. Here, α1 is the ratio (image magnification) between the actual size of the aperture block 45a-1 and the transmission image of the aperture block 45a-1 in the flat panel detector 21 as described above. Hereinafter, it is also possible to calculate the position errors (d2, d3...) In the aperture blocks 45a-2 to 45a-N by the same procedure (step S6 in FIG. 6).
[0065]
The position errors of the aperture blocks 45b-1 to 45b-N can be calculated in the same manner as the aperture blocks 45a-1 to 45a-N. However, in this case, the pixel immediately after the radiation dose changes from a large value to a small value is recognized as a pixel corresponding to the end of the aperture blocks 45b-1 to 45b-N.
[0066]
Next, the procedure for detecting the position error will be described using specific numerical values. However, since the positions and shapes of the aperture blocks 45a and 45b are generally defined on the projected image on the isocenter in many cases, the position error in the projected image on the isocenter will be described here. For example, the distance between the radiation generator 3 and the isocenter is 1000 mm, the distance between the isocenter and the plane detector 21 is 390 mm, the pixel size of the plane detector 21 is 0.5 mm, and the center axis of the multi-segment diaphragm 42 at the isocenter (see FIG. Assuming that the distance between the projection position of 7) 62) and the projection positions of the reference positions 63a and 63b (aperture opening at the reference position) is 100 mm, the central axis 62 of the multi-segment diaphragm 42 in the flat panel detector 21 and the reference position The distance to 63a and 63b is equivalent to 278 pixels. If a position error of, for example, 6 pixels occurs in the flat panel detector 21, the position error on the isocenter is 2 mm.
[0067]
According to the procedure described above, when the image calculation circuit 18 detects the position errors of the aperture blocks 45a-1 to 45a-N and 45b-1 to 45b-N, it supplies the detection result to the system control unit 11, The system controller 11 sends this value to the aperture movement control circuit 13. The diaphragm movement control circuit 13 supplies a drive signal to the X-direction moving mechanism 44 of the moving mechanism 14 based on the detection result, and controls the diaphragm blocks 45a-1 to 45a-N and 45b-1 to 45b-N. After moving, calibration is performed for each position error (step S7 in FIG. 6).
[0068]
When the calibration work is completed for all the position errors, the aperture blocks 45a-1 to 45a-N and 45b-1 to 45b-N after the calibration are again irradiated with the radiation, and the position is further adjusted by the above-described procedure. Error detection is performed. If it is confirmed that the position error has disappeared (step S8 in FIG. 6), the motor rotation position in the X-direction moving mechanism 44 at this time is detected by the position detector 15 (step S9 in FIG. 6). The detection result is stored in the position storage circuit 16 as the mechanism origin position (step S10 in FIG. 6). On the other hand, as a result of detecting the position error by the re-irradiation, if the position error remains, the calibration is repeated by the same procedure as described above until these position errors disappear (step S8 in FIG. 6). . FIG. 12 shows transmission images of the aperture blocks 45a and 45b at the time when the calibration of the aperture origin position has been completed. The ends of the aperture blocks 45a-1 to 45a-N are at the reference position 63a and the aperture blocks 45b The ends of -1 to 45b-N coincide with the reference position 63b.
[0069]
When the calibration of the aperture origin positions of the aperture blocks 45a and 45b in the multi-division aperture bodies 42a and 42b and the update of the mechanical origin position of the X-direction moving mechanism 44 of the moving mechanism 14 are completed by the above-described procedure, the system control unit 11 Displays a signal indicating the end of calibration on the display panel of the operation unit 9 or the monitor 33 of the display unit 10 (step S11 in FIG. 6).
[0070]
When the calibration of the aperture blocks 45a and 45b is completed, the operator supplies a command signal for preparation for radiotherapy to the system control unit 11 from the operation unit 9, and the system control unit 11 transmits the command signal to the same medical facility via the network. Connect to the treatment planning device installed in the Next, when the operator inputs the patient ID to the operation unit 9, the system control unit 11 responds to the patient information corresponding to the patient ID already stored in the treatment planning device and the treatment of the patient 90. The various photographing conditions thus read are stored in the storage circuit of the system control unit 11 and displayed on the display panel of the operation unit 9.
[0071]
Next, the system control unit 11 transmits information on the aperture of the radiation aperture unit 4 set based on the position and size of the treatment site of the patient 90 from among the imaging conditions, by the aperture movement of the aperture movement mechanism unit 7. It is supplied to the control circuit 13. On the other hand, the diaphragm movement control circuit 13 reads out the mechanism origin position of the X-direction moving mechanism 44 stored in the position storage circuit 16 and based on the mechanism origin position information and the diaphragm opening information sent from the system control unit 11. And a drive signal for moving the aperture blocks 45a and 45b to predetermined positions.
[0072]
If the operator confirms that the opening shape of the radiation diaphragm 4 matches the opening shape set in advance in the treatment plan, the operator places the patient 90 on the top 6 and then issues a command to start radiation treatment. The signal is supplied to the system control unit 11, and the system control unit 11 controls each unit based on the treatment plan supplied from the treatment planning device to perform treatment.
[0073]
During the treatment, the treatment site of the patient 90 and the shape of the aperture opening of the radiation aperture device 4 can be observed almost in real time in the radiographic image displayed on the monitor 33 of the display unit 10. The operator can confirm that the treatment site is always treated at the optimum position or range.
[0074]
According to the above-described embodiment, the position error of the aperture blocks 45a and 45b is automatically detected in the radiographic image data obtained for the aperture blocks 45a and 45b of the multi-segment aperture bodies 42a and 42b. Can be. Since the detection result is fed back to the X-direction moving mechanism 44 of the aperture blocks 45a and 45b to calibrate the aperture origin position, accurate calibration can be performed in a short time and easily. That is, in the radiotherapy apparatus 100 of the present embodiment, since the aperture origin position can be automatically calibrated by the apparatus, even if an error is suddenly generated in the aperture origin position for some reason, it is the same as in the related art. It is not necessary to rely on the specialized skills of a service engineer, so that the treatment is not interrupted for a long time, and the treatment efficiency is improved.
[0075]
(Modification)
Next, a modified example of the present embodiment will be described. In this modification, the operating unit 9 includes a moving mechanism operating unit (not shown) that can be manually driven with respect to the moving mechanism 14 of the iris moving mechanism unit 7, and selects the iris blocks 45a and 45b to be moved by the moving mechanism operating unit. Then, the moving direction of the selected aperture blocks 45a and 45b is designated. Further, the moving mechanism operation unit is provided with a moving lever for instructing movement start and stop and setting a movement speed. For example, the selection of the aperture blocks 45a and 45b in the moving mechanism operation unit can be performed on the transmission images of the aperture blocks 45a and 45b displayed on the monitor 33 of the display unit 10 using a mouse.
[0076]
In the radiation therapy diagnostic apparatus 100 in which the moving mechanism operation unit having such a function is provided in the operation unit 9, the operator inputs the manual calibration command signal, and the system control unit 11 causes the radiation generation control circuit 17 to operate. And the radiation generator 3 collects and displays transmission image data while irradiating the aperture blocks 45a and 45b almost continuously with radiation by a drive signal of the radiation generation control circuit 17. At this time, the operator compares the end positions of the aperture blocks 45a and 45b displayed on the monitor 33 of the display unit 10 with the reference positions 63a and 63b, which are supplementary information of the transmission image data, and a position error occurs. The operation unit 9 selects the aperture blocks 45a and 45b. Further, after designating the moving direction of the selected aperture blocks 45a and 45b, the moving lever of the operation unit 9 is used to instruct the aperture blocks 45a and 45b to move in a predetermined direction.
[0077]
On the other hand, information on the selection of the aperture blocks 45a and 45b and the designation of the movement direction, the instruction of the movement start and stop, and the setting of the movement speed, etc., which are performed by the operation unit 9, are transmitted via the system control unit 11 to the aperture movement mechanism. It is sent to the diaphragm movement control circuit 13 of the section 7, and the diaphragm movement control circuit 13 drives the movement mechanism 14 based on the information.
[0078]
Then, the operator observes the movement of the aperture blocks 45a and 45b on the monitor 33 of the display unit 10, and if the end positions match the reference positions 63a and 63b on the transmission image, the aperture blocks 45a and 45b Stop moving. After such calibration is performed for all of the aperture blocks 45a and 45b, the mechanism origin position of the calibrated moving mechanism is detected by the position detector 15, and the detection result is stored in the position storage circuit 16. In the description of this modification, only the portions different from the above-described embodiment will be described, and the description of the common portions will be omitted.
[0079]
According to the above-described modified example, even when it is difficult to automatically recognize the ends of the aperture blocks 45a and 45b in the transmission image data, it is possible to calibrate the aperture origin position. This manual calibration method can be used alone, but if the position error remains when the automatic calibration method described in the above embodiment is used, it is combined with the manual calibration method according to this modification. It is preferable to use it.
[0080]
Note that the calibration of the aperture origin position described in the present embodiment and its modifications is performed not only when a position error is found, but also when the radiation therapy diagnosis apparatus 100 is installed in a medical facility or is determined in advance from the previous calibration. It is desirable that the processing be performed when a given period elapses or when a predetermined number of uses is exceeded. In this case, the radiation therapy diagnosis apparatus 100 is provided with a function of automatically measuring the elapsed time or the number of times of use since the previous calibration.
[0081]
As described above, the embodiments of the present invention have been described, but the present invention is not limited to the above embodiments, and can be modified and implemented. For example, in the present embodiment, the method of calibrating the position error in the aperture blocks 45a and 45b of the multi-segment aperture bodies 42a and 42b has been described. However, the present invention is not limited to this. The present embodiment can be applied not only to a radiation treatment and diagnosis apparatus but also to a general radiation diagnostic apparatus having a stop body.
[0082]
On the other hand, in the above-described embodiment, the case where the plane detector 21 is used for the radiation detection unit 5 has been described. I. (Image Intensifier) and a method using a TV camera. However, I. I. Is used, uneven sensitivity, background noise, geometric distortion, and the like are likely to occur, so that image correction processing is required for these.
[0083]
In the above embodiment, the position error of the aperture blocks 45a and 45b is detected for the pair of reference positions 63a and 63b. However, the same detection is performed for a plurality of pairs of reference positions. As a result, the accuracy or reliability of detection can be improved. Note that these reference positions can be arbitrarily set by the operator.
[0084]
Further, the reading of the transmission image data of the aperture blocks 45a and 45b described in FIGS. 10 and 11 is performed in the direction from the aperture block 45a to the aperture block 45b. Alternatively, the information may be read from the center of the aperture opening in the direction of the aperture block 45a and the aperture block 45b, or in the opposite direction. As shown in the reading of the transmission image data of the aperture blocks 45a-1 to 45a-3 in FIG. 10, the read line of the image data in the present embodiment is the transmission image data of the aperture blocks 45a-1 to 45a-3. Is selected, but the present invention is not limited to this. Any line may be used as long as it is within the width of each aperture block 45. The detection accuracy may be improved by detecting the position error in each of the plurality of lines and taking the average value of the position errors.
[0085]
On the other hand, in the present embodiment, one piece of transmission image data is collected for all the aperture blocks 45a and 45b, and the position error of each of the aperture blocks 45a and 45b is sequentially determined based on the transmission image data. The method of performing calibration at once after detection has been described. However, the method is not limited to this method. For example, transmission image data collection, position error detection, and calibration are sequentially performed for each aperture block 45. You may.
[0086]
Further, in the present embodiment, the case where the position error of the aperture blocks 45a-1 to 45a-3 is detected by the image calculation circuit 18 based on the luminance of the transmission image data has been described, but the present invention is not limited to this method. For example, the positions of the ends of the aperture blocks 45 a-1 to 45 a-3 displayed on the monitor 33 of the display unit 10 are designated by a mouse provided on the operation unit 9, and the image operation circuit 18 is set via the system control unit 11. The position errors of the aperture blocks 45a-1 to 45a-3 may be detected from the designated mouse position information and the reference position information of the incidental information of the transmitted image data.
[0087]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, by calibrating the position error of the aperture block using the radiation transmission image data obtained for the multi-segment aperture body, it is possible to accurately calibrate the aperture block in a short time. It is possible to provide a radiotherapy diagnosis apparatus and a radiation diaphragm position calibration method that are enabled.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a radiotherapy diagnosis apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of a radiotherapy diagnosis apparatus according to the embodiment;
FIG. 3 is an explanatory diagram of the radiation diaphragm according to the embodiment;
FIG. 4 is a diagram showing an aperture block and its moving mechanism in the embodiment.
FIG. 5 is a diagram showing a basic configuration of the flat panel detector according to the embodiment.
FIG. 6 is a flowchart showing a procedure for calibrating the aperture origin position in the embodiment.
FIG. 7 is a diagram showing an error of a diaphragm origin position in the embodiment.
FIG. 8 is a diagram showing a flat panel detector and peripheral circuits according to the embodiment;
FIG. 9 is a diagram showing a time chart of the gate driver in the embodiment.
FIG. 10 is a schematic diagram of transmitted image data of an aperture block according to the embodiment.
FIG. 11 is a schematic diagram of one line of transmission image data for an aperture block according to the embodiment;
FIG. 12 is a diagram showing an aperture origin position after completion of calibration in the embodiment.
FIG. 13 is an explanatory view of a radiation diaphragm in a conventional radiation therapy apparatus.
[Explanation of symbols]
3 ... Radiation generator
4: Radiation diaphragm
5 ... Radiation detector
6 ... Top plate
7 ... Aperture moving mechanism
8. Image calculation storage unit
9 ... Operation unit
10 Display unit
11 System control unit
12 ... Radiation generator
13 ... Aperture movement control circuit
14. Moving mechanism
15 Position detector
16 Position memory circuit
17 ... Radiation generation control circuit
18 ... Image operation circuit
19 ... Image data storage circuit
20: Image data generation unit
21 ... Flat detector
22 ... Gate driver
23 ... Charge-voltage converter
24 ... A / D converter
25 ... Parallel-serial converter
31 ... Display image storage circuit
32 ... D / A converter
33… Monitor
90 ... patient
100 ... radiation therapy diagnostic device

Claims (14)

放射線を発生する放射線発生手段と、
この放射線発生手段によって発生する放射線の照射領域を設定する放射線絞り手段と、
この放射線絞り手段を介して前記放射線発生手段から照射される放射線を検出する放射線検出手段と、
この放射線検出手段によって検出される前記放射線絞り手段における絞り体の放射線透過量に基づいて放射線画像データを生成する画像データ生成手段と、
この画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを表示する表示手段と、
前記放射線絞り手段における絞り体を移動する絞り移動手段とを備え、
前記絞り移動手段は、前記画像データ生成手段によって生成された放射線画像データに基づいて前記絞り体を予め定められた位置に移動することを特徴とする放射線治療診断装置。Radiation generating means for generating radiation,
Radiation aperture means for setting an irradiation area of radiation generated by the radiation generation means,
Radiation detection means for detecting radiation emitted from the radiation generation means through the radiation aperture means,
Image data generating means for generating radiation image data based on the radiation transmission amount of the diaphragm in the radiation diaphragm means detected by the radiation detecting means,
Display means for displaying the radiation image data generated by the image data generation means;
Diaphragm moving means for moving a diaphragm in the radiation diaphragm means,
The radiotherapy diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the diaphragm moving unit moves the diaphragm to a predetermined position based on the radiation image data generated by the image data generating unit. 前記絞り移動手段は、基準位置設定手段が設定する絞り体の基準位置に対して前記絞り体を移動することを特徴とする請求項１記載の放射線治療診断装置。2. The apparatus according to claim 1, wherein the diaphragm moving unit moves the diaphragm with respect to a reference position of the diaphragm set by the reference position setting unit. 前記絞り移動手段における移動量あるいは移動方向の少なくともいづれか一方は、操作部に設けられた移動指示入力手段から入力される指示信号に基づいて制御されることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線治療診断装置。3. The apparatus according to claim 1, wherein at least one of a moving amount and a moving direction of the diaphragm moving unit is controlled based on an instruction signal input from a movement instruction input unit provided in an operation unit. A radiotherapy diagnostic apparatus according to claim 1. 放射線を発生する放射線発生手段と、
この放射線発生手段によって発生する放射線の照射領域を設定する放射線絞り手段と、
この放射線絞り手段を介して前記放射線発生手段から照射される放射線を検出する放射線検出手段と、
この放射線検出手段によって検出される前記放射線絞り手段の絞り体における放射線透過量に基づいて、放射線画像データを生成する画像データ生成手段と、
この画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを表示する表示手段と、
前記放射線絞り手段における絞り体を所定の位置に移動する絞り移動手段と、
前記絞り体の基準位置を設定する基準位置設定手段と、
前記画像データ生成手段によって生成された放射線画像データを用いて、前記絞り体の基準位置に対する位置誤差を検出する絞り体位置検出手段とを備え、
前記絞り移動手段は、前記絞り体位置検出手段によって検出された前記絞り体の位置誤差に基づいて前記絞り体を移動して前記基準位置に設定することを特徴とする放射線治療診断装置。Radiation generating means for generating radiation,
Radiation aperture means for setting an irradiation area of radiation generated by the radiation generation means,
Radiation detection means for detecting radiation emitted from the radiation generation means through the radiation aperture means,
Image data generating means for generating radiation image data based on the amount of radiation transmitted through the diaphragm of the radiation diaphragm detected by the radiation detector;
Display means for displaying the radiation image data generated by the image data generation means;
Diaphragm moving means for moving the diaphragm in the radiation diaphragm to a predetermined position;
Reference position setting means for setting a reference position of the diaphragm,
Using a radiation image data generated by the image data generating means, a diaphragm position detecting means for detecting a position error of the diaphragm with respect to a reference position,
The radiotherapy diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the diaphragm moving means moves the diaphragm body to the reference position based on a position error of the diaphragm body detected by the diaphragm body position detecting means. 前記表示手段は、前記放射線画像データに対して前記絞り体の基準位置を付帯情報として追加して表示することを特徴とする請求項２又は請求項４に記載の放射線治療診断装置。5. The apparatus according to claim 2, wherein the display unit additionally displays a reference position of the diaphragm as additional information with respect to the radiation image data. 6. 前記放射線絞り手段の絞り体は、複数の絞りブロックを備えた多分割絞り体であることを特徴とする請求項１または請求項４に記載の放射線治療診断装置。The apparatus according to claim 1 or 4, wherein the diaphragm of the radiation diaphragm means is a multi-segment diaphragm having a plurality of diaphragm blocks. 前記絞り移動手段によって所定の位置に移動する前記絞り体の絞りブロックは、操作部に設けられた絞りブロック選択手段が前記表示手段に表示された絞りブロックの画像データに対して指示することによって選択されることを特徴とする請求項６記載の放射線治療診断装置。A diaphragm block of the diaphragm to be moved to a predetermined position by the diaphragm moving unit is selected by an aperture block selecting unit provided in an operation unit instructing image data of the diaphragm block displayed on the display unit. The radiotherapy diagnostic apparatus according to claim 6, wherein 前記放射線検出手段は、平面検出器を用いて前記絞り体に対する２次元的な放射線透過量の検出を行うことを特徴とする請求項１または請求項４に記載の放射線治療診断装置。The radiation treatment diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the radiation detection unit detects a two-dimensional radiation transmission amount to the diaphragm using a flat detector. 前記絞り移動手段は、前記絞り体を基準位置に設定する際に要した移動機構の移動位置を検出する移動位置検出手段と、この移動位置の検出結果を記憶する移動位置記憶手段を備えたことを特徴とする請求項１または請求項４に記載の放射線治療診断装置。The diaphragm moving means includes a moving position detecting means for detecting a moving position of a moving mechanism required for setting the diaphragm at a reference position, and a moving position storing means for storing a result of detecting the moving position. The radiotherapy diagnostic apparatus according to claim 1 or 4, wherein: 前記絞り移動手段は、前記絞り体の放射線画像データの収集に際して、前記移動位置記憶手段において保存されている移動機構の移動位置データに基づいて前記絞り体の位置設定を行うことを特徴とする請求項９記載の放射線治療診断装置。The diaphragm moving means sets the position of the diaphragm based on moving position data of a moving mechanism stored in the moving position storage means when collecting radiation image data of the diaphragm. Item 10. A radiotherapy diagnostic apparatus according to item 9. 前記絞り体位置検出手段は、放射線画像データの各画素における信号強度の変化量に基づいて前記絞り体の端部位置の検出を行うことを特徴とする請求項１または請求項４に記載の放射線治療診断装置。5. The radiation according to claim 1, wherein the diaphragm position detection unit detects an end position of the diaphragm based on a change amount of a signal intensity in each pixel of the radiation image data. 6. Treatment diagnostic device. 前記絞り体位置検出手段は、前記画像データ生成手段によって生成された絞り体の画像データにおける画素数から絞り体の位置を検出することを特徴とする請求項１または請求項４に記載の放射線治療診断装置。The radiation treatment according to claim 1, wherein the aperture body position detection unit detects the position of the aperture body from the number of pixels in the image data of the aperture body generated by the image data generation unit. Diagnostic device. 絞り体に対して得られた放射線画像データより予め設定された基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出し、この検出結果に基づいて前記絞り体位置の校正を行う放射線治療診断装置の放射線絞り体位置校正方法であって、
絞り体の基準位置を設定するステップと、
この基準位置に対して前記絞り体を移動させるステップと、
この絞り体に対して放射線を照射して放射線画像データの生成を行なうステップと、
この放射線画像データより、前記基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出するステップと、
検出された位置誤差に基づいて前記絞り体を移動機構によって移動させて位置誤差の校正を行なうステップとを
有することを特徴とする放射線絞り体位置校正方法。A radiation diaphragm of a radiation therapy diagnostic apparatus that detects a position error of the diaphragm with respect to a preset reference position from radiation image data obtained with respect to the diaphragm and calibrates the diaphragm position based on the detection result A body position calibration method,
Setting a reference position of the aperture body;
Moving the diaphragm with respect to the reference position;
Irradiating the diaphragm with radiation to generate radiation image data;
Detecting a position error of the diaphragm with respect to the reference position from the radiation image data;
Calibrating the position error by moving the diaphragm by a moving mechanism based on the detected position error, and calibrating the position of the radiation diaphragm. 絞り体に対して得られた放射線画像データにおいて予め設定された基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出し、この検出結果に基づいて位置の校正を行う放射線治療診断装置の放射線絞り体位置校正方法であって、
絞り体の基準位置を設定するステップと、
移動位置記憶手段に保存された機構原点位置データに基づき、前記基準位置に対して前記絞り体を移動させるステップと、
この絞り体に対して放射線を照射して放射線画像データの生成を行なうステップと、
この放射線画像データにおいて、前記基準位置に対する前記絞り体の位置誤差を検出するステップと、
検出された位置誤差に基づいて前記絞り体を移動機構を用いて移動し、位置誤差の校正を行なうステップと、
校正後の前記移動機構の移動位置を検出するステップと、
この移動位置の検出結果を新たな機構原点位置データとして前記移動位置記憶手段に保存するステップとを
有することを特徴とする放射線絞り体位置校正方法。Radiation diaphragm body position calibration of a radiation therapy diagnostic apparatus that detects a position error of the diaphragm relative to a preset reference position in radiation image data obtained for the diaphragm and calibrates the position based on the detection result The method,
Setting a reference position of the aperture body;
Moving the aperture body with respect to the reference position based on the mechanism origin position data stored in the moving position storage means;
Irradiating the diaphragm with radiation to generate radiation image data;
Detecting a position error of the diaphragm with respect to the reference position in the radiation image data;
Moving the diaphragm using a moving mechanism based on the detected position error, and calibrating the position error;
Detecting the movement position of the movement mechanism after calibration,
Storing the detection result of the movement position as new mechanism origin position data in the movement position storage means.
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