CN105073193B - 辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测方法以及记录介质 - Google Patents

辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测方法以及记录介质 Download PDF

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Abstract

本发明的辐射线图像解析装置是从摄像埋入有标识的检体所得的辐射线图像中检测标识部分的辐射线图像解析装置，具备：亮度关系信息获取部，其获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息；参考亮度获取部，其获取上述参考部分的亮度；和标识部分检测部，其基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来检测上述标识部分。

Description

辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测方法以 及记录介质
技术领域
本发明涉及辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测方 法以及程序。
本申请基于2013年5月28日在日本提出的特愿2013-112221号来 主张优先权，并将其内容援引于此。
背景技术
已知如下技术：将金属等辐射线透射率与人体不同的标识预先埋入在 人体的患部附近，根据向人体照射辐射线所摄像到的辐射线图像来确定标 识的位置，由此来确定患部的位置。
例如，在专利文献1中记载了如下方法：执行基于使预先登记的肿瘤 标识的模板图像作用于图像信息的浓淡标准化互相关法的模板匹配，来求 出肿瘤标识坐标。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第3053389号公报
发明内容
发明要解决的课题
然而，在如专利文献1所记载的方法那样利用浓淡标准化互相关法来 检测标识的方法中，标识候选部分的图像亮度和其他部分的图像亮度之差 有可能未被充分反映。即，在利用浓淡标准化互相关法的方法中，认为与 标识候选部分的图像亮度和其他部分的图像亮度之差无关，如果形状与标 识类似，则检测为标识。标识候选部分的图像亮度和其他部分的图像亮度 之差未被充分反映，因此将不是标识的地方误检测为是标识的可能性变高。
本发明提供能够更准确地反映标识候选部分的图像亮度和其他部分 的图像亮度之差的辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测 方法以及程序。
用于解决课题的手段
根据本发明的第1形态，辐射线图像解析装置从摄像埋入有标识的检 体所得的辐射线图像中检测标识部分，所述辐射线图像解析装置具备：亮 度关系信息获取部，其获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表 示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度 的关系的亮度关系信息；参考亮度获取部，其获取上述参考部分的亮度； 和标识部分检测部，其基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来检测上 述标识部分。
也可上述亮度关系信息获取部度将基于辐射线源的管电压、管电流和 照射时间而设定且基于上述参考部分的亮表示上述标识部分的亮度的判 定阈值的函数获取为上述亮度关系信息，上述标识部分检测部基于在上述 亮度关系信息获取部获取到的上述函数中代入上述参考亮度获取部获取 到的上述参考部分的亮度所得的判定阈值，将该判定阈值以下的亮度的部 分检测为上述标识部分。
也可上述辐射线图像为从多个方向同时摄像上述检体所得的辐射线 图像之一，上述亮度关系信息获取部获取包含表示从其他方向的摄像中混 入的辐射线的影响的系数在内的上述亮度关系信息，上述标识部分检测部 具备：系数值设定部，其设定上述系数的值；标识部分候选提取部，其基 于上述系数值设定部设定了系数值后的上述亮度关系信息、和上述参考亮 度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来提取上述标识部分的候选；和 结束判定部，其比较预先设定的上述标识的个数、和上述标识部分候选提 取部提取出的上述标识部分的候选的个数，来判定是否结束上述标识部分 的检测，若上述结束判定部判定为未结束上述标识部分的检测，则上述系 数值设定部变更上述系数的值，上述标识部分候选提取部基于上述系数值 设定部变更后的上述系数的值来提取上述标识部分的候选。
也可上述标识部分候选提取部基于从上述多个方向同时摄像所得的 辐射线图像之一即第1图像中的上述标识部分的候选的位置来设定在从 其他方向摄像所得的辐射线图像即第2图像中应该存在标识部分的候选 的范围，在所设定的范围内无标识部分的候选的情况下，将上述第1图像 中的上述标识部分的候选从候选中除外。
也可上述标识部分检测部具备：候选像素判定部，其按照上述辐射线 图像的每个像素，基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信 息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来判定是否为 上述标识部分的像素的候选；和模板适用部，其将包含标识的区域和标识 以外的区域在内的模板适用于上述候选像素判定部的判定结果中来提取 上述标识部分的候选。
根据本发明的第2形态，辐射线治疗系统具备上述的辐射线图像解析 装置的任一个。
根据本发明的第3形态，标识部分检测方法是从摄像埋入有标识的检 体所得的辐射线图像中检测标识部分的辐射线图像解析装置的标识部分 检测方法，所述标识部分检测方法具备：亮度关系信息获取步骤，获取基 于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标识部分的亮度和作 为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息；参考 亮度获取步骤，获取上述参考部分的亮度；和标识部分检测步骤，基于由 上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和由上述参考亮 度获取步骤获取到的上述参考部分的亮度，来检测上述标识部分。
根据本发明的第4形态，程序用于使作为从摄像埋入有标识的检体所 得的辐射线图像中检测标识部分的辐射线图像解析装置的计算机执行如 下步骤：亮度关系信息获取步骤，获取基于与辐射线的辐射量相关的信息 而生成且表示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考 部分的亮度的关系的亮度关系信息；参考亮度获取步骤，获取上述参考部 分的亮度；和标识部分检测步骤，基于由上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和由上述参考亮度获取步骤获取到的上述参考部 分的亮度，来检测上述标识部分。
发明效果
根据上述的辐射线图像解析装置、辐射线治疗系统、标识部分检测方 法以及程序，能够更准确地反映标识候选部分的图像亮度和其他部分的图 像亮度之差。
附图说明
图1是表示本发明的一实施方式中的辐射线治疗系统的功能构成的 简要框图。
图2是表示该实施方式中的辐射线治疗装置的装置构成的简要构成 图。
图3是表示该实施方式中的辐射线图像解析装置的功能构成的简要 框图。
图4是表示实验的环境的概要的说明图。
图5是表示散射体的透射长的倒数和周围亮度的关系的例子的图表。
图6是表示散射体的透射长、和周边亮度除以标识亮度所得的亮度比 的关系的例子的图表。
图7是表示周围亮度和标识亮度的关系的例子的图表。
图8是表示有来自正交的辐射线源的辐射线的散射的情况下的、标识 亮度以及周围亮度的例子的说明图。
图9是表示该实施方式中的系数值设定部所设定的估计散射线系数 值、和算出的标识亮度的关系的例子的图表。
图10是表示该实施方式中的模板适用部所利用的模板的例子的说明 图。
图11A是表示该实施方式中的候选缩减部所设定的标识部分的候选 应存在的范围的例子的说明图。
图11B是表示该实施方式中的候选缩减部所设定的标识部分的候选 应存在的范围的例子的说明图。
图12是表示在该实施方式中辐射线图像解析装置检测辐射线图像中 的标识部分的处理的过程的流程图。
具体实施方式
以下，说明发明的实施方式，但以下的实施方式并非限定权利要求书 所涉及的发明。此外，在实施方式中所说明的特征的所有组合并不限于对 于发明的解决手段而言是必需的。
图1是表示本发明的一实施方式中的辐射线治疗系统的功能构成的 简要框图。在该图中，辐射线治疗系统1具备辐射线治疗装置控制装置2 和辐射线治疗装置3。辐射线治疗装置控制装置2具备辐射线图像解析装 置21。
辐射线治疗系统1为用于进行辐射线治疗的系统，具体进行治疗用辐 射线(也可以为重粒子束)的照射、用于确定患部位置的辐射线图像(X 射线透视图像)的摄像。
辐射线治疗装置控制装置2控制辐射线治疗装置3来进行辐射线的照 射、辐射线图像的摄像。在辐射线治疗装置控制装置2中，辐射线图像解 析装置21对辐射线治疗装置3摄像到的辐射线图像进行解析，来检测为 了确定患部位置而埋入患部附近的标识的像(辐射线图像的标识部分)。 例如，X射线透射率低的金球被用作标识，辐射线图像解析装置21将X 射线照射中的该金球的阴影检测为标识部分。
辐射线治疗装置3按照辐射线治疗装置控制装置2的控制来执行治疗 用辐射线的照射、辐射线图像的摄像。
图2是表示辐射线治疗装置3的装置构成的简要构成图。在该图中， 辐射线治疗装置3具备：回旋驱动装置311、O型环312、行驶台架313、 摇头机构321、照射部330、传感器阵列351、361以及362、和床台381。 照射部330具备：治疗用辐射线照射装置331、多叶准直仪(Multi Leaf Collimator；MLC)332、和摄像用辐射线源341以及342。
回旋驱动装置311能以旋转轴A11为中心旋转的方式将O型环312 支承于基座，按照辐射线治疗装置控制装置2的控制使O型环312旋转。 旋转轴A11为铅垂方向的轴。
O型环312形成为以旋转轴A12为中心的环状，能以旋转轴A12为 中心旋转的方式来支承行驶台架313。旋转轴A12为水平方向的轴(即与 铅垂方向成直角的轴)，在等角点(isocenter)P11与旋转轴A11正交。 旋转轴A12相对于O型环312而固定。即，旋转轴A12伴随着O型环 312的旋转而以旋转轴A11为中心旋转。
行驶台架313形成为以旋转轴A12为中心的环状，在O型环312的 内侧配置为与O型环312成同心圆。辐射线治疗装置3还具备未图示的 行驶驱动装置，行驶台架313通过来自行驶驱动装置的动力而以旋转轴 A12为中心旋转。
行驶台架313通过自身旋转，从而使摄像用辐射线源341以及传感器 阵列361、摄像用辐射线源342以及传感器阵列362等设置于行驶台架313 的各部一体式旋转。
摇头机构321被固定在行驶台架313的环的内侧，将照射部330支承 于行驶台架313。摇头机构321按照辐射线治疗装置控制装置2的控制来 改变照射部330的朝向。
照射部330在行驶台架313的内侧被配置为支承于摇头机构321，照 射治疗用辐射线、摄像用辐射线。
治疗用辐射线照射装置331按照辐射线治疗装置控制装置2的控制， 朝向患者T11的患部照射治疗用辐射线。
多叶准直仪332按照辐射线治疗装置控制装置2的控制遮挡治疗用辐 射线的一部分，从而使治疗用辐射线向患者T11照射时的照射场的形状 与患部的形状相一致。
摄像用辐射线源341按照辐射线治疗装置控制装置2的控制，朝向传 感器阵列361照射摄像用辐射线(X射线)。摄像用辐射线源342按照辐 射线治疗装置控制装置2的控制，朝向传感器阵列362照射摄像用辐射线。 摄像用辐射线源341和342以所照射的辐射线正交的朝向被固定于照射部 330(例如多叶准直仪332的框体)。
传感器阵列351在来自治疗用辐射线照射装置331的治疗用辐射线所 照的位置被配置为朝向治疗用辐射线照射装置331一方，被固定在行驶台 架313的环的内侧。传感器阵列351将透射患者T11等后的治疗用辐射 线受光为照射位置的确认、治疗的记录用。另外，这里提及的受光是指接 受辐射线。
传感器阵列361在来自摄像用辐射线源341的摄像用辐射线所照的位 置被配置为朝向摄像用辐射线源341一方，被固定在行驶台架313的环的 内侧。传感器阵列361将从摄像用辐射线源341照射并透射患者T11等 后的摄像用辐射线受光为患部位置确定用。
传感器阵列362在来自摄像用辐射线源342的摄像用辐射线所照的位 置被配置为朝向摄像用辐射线源342一方，被固定在行驶台架313的环的 内侧。传感器阵列362将从摄像用辐射线源342照射并透射患者T11等 后的摄像用辐射线受光为患部位置确定用。
床台381用于被治疗的患者T11躺下。
图3是表示辐射线图像解析装置21的功能构成的简要框图。在该图 中，辐射线图像解析装置21具备：输入输出部110、参考亮度获取部120、 亮度关系信息获取部130、和标识部分检测部200。输入输出部110具备： 辐射线图像获取部111、真空管(vacuum tube)条件获取部112、和检测 结果输出部113。标识部分检测部200具备：系数值设定部210、标识部分候选提取部220、和结束判定部230。标识部分候选提取部220具备： 候选像素判定部221、模板适用部222、和候选缩减部223。
输入输出部110进行各种数据的输入输出。
辐射线图像获取部111获取摄像埋入有标识的检体所得的辐射线图 像。具体而言，辐射线图像获取部111利用图像数据来获取基于传感器阵 列361所受光的摄像用辐射线的辐射线图像、基于传感器阵列362所受光 的摄像用辐射线的辐射线图像。尤其是，辐射线图像获取部111获取摄像 用辐射线源341和342同时照射辐射线并从多个方向同时摄像检体(患者 T11的患部附近)所得的辐射线图像。
真空管条件获取部112获取来自摄像用辐射线源341、342的辐射线 的辐射量相关的信息。具体而言，真空管条件获取部112作为摄像用辐射 线源341、342照射摄像用辐射线时的X射线真空管条件，获取管电压以 及mAs值(管电流和照射时间之积)。
检测结果输出部113输出辐射线图像解析装置21的检测结果。例如， 检测结果输出部113输出辐射线图像解析装置21检测到的标识的坐标信 息。
参考亮度获取部120获取参考部分的亮度。这里提及的参考亮度是指 在辐射线图像中作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度。例如，参 考亮度获取部120在判定标识部分的像素的候选时，将与判定对象像素相 距给定距离的像素的亮度在判定对象像素的上下左右的4个方向上比较。 然后，参考亮度获取部120将亮度最大的像素假想为标识以外的部分而设 定为参考部分，将该参考部分的亮度作为参考亮度来获取。
亮度关系信息获取部130获取亮度关系信息。这里提及的亮度关系信 息是指表示标识部分的亮度和参考部分的亮度的关系的信息。亮度关系信 息基于与摄像用辐射线的辐射量相关的信息(具体为真空管条件获取部 112获取到的X射线真空管条件)而生成。
更具体而言，亮度关系信息获取部130预先存储以管电压、mAs值 和参考部分的亮度为自变量且输出标识部分的亮度的判定阈值的函数。然 后，亮度关系信息获取部130将真空管条件获取部112获取到的管电压和 mAs值代入到该函数中，基于参考部分的亮度将表示标识部分的亮度的 判定阈值的函数获取为亮度关系信息。
进而，亮度关系信息获取部130获取包含表示从其他方向的摄像中混 入的辐射线的影响的系数在内的亮度关系信息。具体而言，亮度关系信息 获取部130预先存储除了管电压、mAs值和参考部分的亮度之外还将表 示从其他方向的摄像中混入的辐射线的影响的系数作为自变量且输出标 识部分的亮度的判定阈值的函数。然后，将真空管条件获取部112获取到 的管电压和mAs值代入到该函数中，基于参考部分的亮度和表示从其他 方向的摄像中混入的辐射线的影响的系数，将表示标识部分的亮度的判定 阈值的函数获取为亮度关系信息。
另外，以下，将表示从其他方向的摄像中混入的辐射线的影响的系数 称作“估计散射线系数”，将该系数的值称作“估计散射线系数值”。
在此，参考图4～9来说明亮度关系信息获取部130获取的亮度关系 信息。
在从辐射线图像中检测标识部分时，将亮度的绝对值作为阈值来进行 检测的情况下，有可能无法对应辐射线透射人体等的透射长的变化而发生 误检测。即，在透射长较短且辐射线的衰减比较少的情况下，辐射线图像 整体上亮度变大，有可能无法将标识部分检测为标识部分。相反地，在透 射长较长且辐射线的衰减比较多的情况下，辐射线图像整体上亮度变小， 有可能会将标识以外的部分检测为标识部分。
为此，考虑从辐射线图像中检测标识以外的部分的亮度，基于判定对 象部分和标识以外的部分之比来进行是否为标识部分的判定。例如考虑在 判定对象部分的周围将亮度最大的部分假想为标识以外的部分而设为参 考部分，在满足式(1)的情况下判定为标识部分。
[数学式1]
其中，Io表示判定对象部分的亮度，Ir表示参考部分的亮度。此外， Aconv为判定阈值，例如被设定为1.3左右的常数。
如果被照射至标识部分的辐射线和被照射至标识以外的部分的辐射 线在透射人体时均以相同的比例来衰减，则即便标识部分、标识以外的部 分中的亮度根据透射长而变化，也可期待亮度的比为一定。于是，通过利 用式(1)，从而可期待能够精度良好地检测标识部分。
然而，实际上，标识部分、标识以外的部分均因人体所散射的辐射线 使得亮度变大。由于该人体所散射的辐射线的影响，与被照射至标识部分 的辐射线和被照射至标识以外的部分的辐射线在透射人体时是否均以相 同的比例来衰减无关，标识部分和标识以外的部分的亮度比根据标识周围 的透射长来变化。
为此，以确立更高精度的判定方法为目标来进行以下的实验。
图4是表示实验的环境的简要的说明图。在该图中，在辐射线源TUB 与传感器阵列FPD之间配置有相当于人体的散射体PHA和附于散射体 PHA的标识MK。
在该实验环境下，使散射体PHA的透射长、X射线真空管条件变化， 来测定标识部分的亮度(以下称作“标识亮度”)、标识以外的部分的亮度 (以下称作“周围亮度”)。
图5是表示散射体PHA的透射长的倒数和周围亮度的关系的例子的 图表。在该图中，点P211～P213表示使管电压比较小的情况下的基于测 定值的透射长的倒数和周围亮度的关系，线L11表示点P211～P213的直 线近似的例子。此外，点P221～P223表示使管电压比较大的情况下的基 于测定值的透射长的倒数和周围亮度的关系，线L12表示点P221～P223 的直线近似的例子。
线L11和L12均表示能够对透射长的倒数和周围亮度的关系进行直 线近似。如此发现，能够对透射长的倒数和周围亮度的关系进行直线近似。 因此，透射长t和周围亮度Is的关系能够由式(2)来近似。
[数学式2]
其中，系数c基于X射线真空管条件例如由式(3)来算出。
[数学式3]
其中，V表示X射线真空管的管电压，D表示该X射线真空管的mAs 值。此外，V0为表示该X射线真空管的管电压的基准值的常数，D0为表 示该X射线真空管的mAs值的基准值的常数。此外，c1以及c2为给定的 常数。
此外，式(2)中的系数d基于X射线真空管条件例如由式(4)来 算出。
[数学式4]
其中，d1以及d2均表示常数。d1、d2的值例如通过实验来获得。
式(2)能够如式(5)那样变形。
[数学式5]
另一方面，图6是表示散射体PHA的透射长、和周边亮度除以标识 亮度所得的亮度比的关系的例子的图表。
在该图中示出能够对透射长和亮度比的关系进行直线近似。如此发现 能够对透射长和亮度比的关系进行直线近似。因此，透射长t和周围亮度 Is标识亮度Im的关系能够由式(6)来近似。
[数学式6]
其中，a以及b均表示常数。a、b的值例如通过实验来获得。
在式(6)中代入式(5)，从而获得式(7)。
[数学式7]
式(7)不包含透射长t。如式(5)以及式(6)那样，多次获取透 射长t的一次式，从而能够消去透射长的项。通过利用不包含透射长的式， 从而辐射线图像解析装置21在进行标识部分的检测时无需透射长的信 息。因此，辐射线图像解析装置21的用户无需测定透射长(检体的厚度)。
针对Im来整理式(7)，从而获得式(8)。
[数学式8]
在仅是1个方向的摄像的情况下，考虑基于式(8)来设定标识部分 检测用的判定阈值。例如，如式(9)所示，考虑将式(8)中的标识亮度 Im相加常数Iconst后的值设为判定阈值Ithr。
[数学式9]
例如，摄像用辐射线源342以及传感器阵列362不进行摄像，而只有 摄像用辐射线源341以及传感器阵列361进行了摄像的情况下，真空管条 件获取部112获取摄像用辐射线源341的管电压以及mAs值。然后，亮 度关系信息获取部130将该管电压以及mAs值代入到式(3)以及式(4) 中算出系数c以及d的值，将所得的系数值代入到式(9)中。该系数值 代入后的式(9)成为以周边亮度Is为自变量且输出判定阈值Ithr的函数。
为此，候选像素判定部221在系数值代入后的式(9)的周边亮度Is中代入参考亮度获取部120获取到的参考亮度，算出标识部分检测用的判 定阈值Ithr。
另外，式(2)、式(6)为近似式的例子，并不限于此。
在式(10)中示出透射长t和周围亮度Is的关系的近似式的其他例。
[数学式10]
Is＝c·exp(-μt)+d…(10)
此外，在式(11)中示出透射长t和周围亮度Is标识亮度Im的关系的 近似式的其他例。
[数学式11]
例如，在式(11)中代入式(5)，从而获得式(12)。
[数学式12]
针对Im来整理式(12)，从而获得式(13)。
[数学式13]
与式(8)的情况同样，例如考虑将式(13)中的标识亮度Im相加常 数后的值设为判定阈值Ithr。
在此，图7是表示周围亮度和标识亮度的关系的例子的图表。在该图 中，点P311～P313表示使管电压比较小的情况下的基于测定值的周围亮 度和标识亮度的关系，线L21表示该管电压下的式(13)的计算值。此 外，点P321～P323表示使管电压比较大的情况下的基于测定值的周围亮 度和标识亮度的关系，线L22表示该管电压下的式(13)的计算值。
点P311～P313和线L21大体一致。此外，点P321～P323和线L22 大体一致。如此，能够利用式(13)来高精度地算出标识亮度。即，能够 基于参考部分的亮度来高精度地估计标识亮度。为此，将标识部分检测用 的判定阈值例如设为标识亮度的估计值相加常数后的值、或者标识亮度的 估计值和标识以外的部分的亮度的下限值的中间的值(例如平均值或加权 平均值)，从而可高精度地进行标识部分的检测。
接下来，说明有来自正交的辐射线源的辐射线的散射的情况下的判定 阈值。
图8是表示有来自正交的辐射线源的辐射线的散射的情况下的、标识 亮度以及周围亮度的例子的说明图。另外，图8以传感器阵列361的情况 为例来表示，但对于传感器阵列362也同样。
图8(A)表示在不位于患者T11而仅有标识MK的状态下进行1个 方向的摄像的情况(在图8的例子中，摄像用辐射线源342不照射辐射线， 仅摄像用辐射线源341照射辐射线的情况)的例子。此外，图8(B)表 示在有患者T11以及标识MK的状态下进行1个方向的摄像的情况的例 子。此外，图8(C)表示在有患者T11以及标识MK的状态下从2个方 向同时进行摄像的情况(更具体而言，摄像用辐射线源341和342同时照 射辐射线的情况)的例子。
在图8(A)的例子中，由于来自摄像用辐射线源341的辐射线X11， 标识以外的部分成为亮度A0。另一方面，在标识部分，由于标识MK而 辐射线X11衰减，成为亮度A1。因此，周围亮度除以标识亮度所得的亮 度比成为A0/A1。
另一方面，在图8(B)的例子中，来自摄像用辐射线源341的辐射 线X11由患者T11的人体衰减。另一方面，辐射线X11在患者T11的体 内散射后的辐射线X21也到达传感器阵列361。由此，标识以外的部分成 为亮度(A0’+B)。此外，标识部分成为亮度(A1’+B)。因此，周围亮度 除以标识亮度所得的亮度比成为(A0’+B)/(A1’+B)。
此外，在图8(C)的例子中，除了图8(B)的情况下的辐射线之外， 来自摄像用辐射线源342的辐射线X12在患者T11的体内散射后的辐射 线X22也到达传感器阵列361。由此，标识以外的部分成为亮度 (A0’+B+C)。此外，标识部分成为亮度(A1’+B+C)。因此，周围亮度除以标识亮度所得的亮度比成为(A0’+B+C)/(A1’+B+C)。尤其是，来 自摄像用辐射线源342的辐射线X12在患者T11的体内散射后的辐射线 X22的量，在标识部分和标识以外的部分大致相同，因此周围亮度除以标 识亮度所得的亮度比较之于图8(B)的情况变小。
为此，如式(14)那样，将仅有1个方向的摄像的情况下的标识亮度 Im相加表示从其他方向的摄像中混入的辐射线(在图8的例子中，来自摄 像用辐射线源342的辐射线X12在患者T11的体内散射后的辐射线)的 影响的系数(估计散射线系数)e所得的标识亮度设为I’m。
[数学式14]
I′m＝Im+e…(14)
可以说，Im表示基于来自与传感器阵列361对应的摄像用辐射线源 341的辐射线的亮度，e表示基于来自正交的摄像用辐射线源342的辐射 线的亮度，I’m表示对Im和e进行合计后的亮度。
针对I’m来整理式(14)，从而获得式(15)。
[数学式15]
Im＝I′m-e…(15)
此外，如式(16)那样，将仅有1个方向的摄像的情况下的周围亮度 Is相加估计散射线系数e所得的周围亮度设为I’s。
[数学式16]
I′s＝Is+e…(16)
可以说，Is表示基于来自与传感器阵列361对应的摄像用辐射线源 341的辐射线的亮度，e表示基于来自正交的摄像用辐射线源342的辐射 线的亮度，I’s表示对Is和e进行合计后的亮度。
针对I’s来整理式(16)，从而获得式(17)。
[数学式17]
Is＝I′s-e…(17)
例如，在式(8)中代入式(15)以及式(17)，从而获得式(18)。
[数学式18]
考虑将该式(18)的右边用作标识部分检测用的判定阈值。在此情况 下，判定阈值Ithr变得如式(19)那样。
[数学式19]
例如，摄像用辐射线源341以及传感器阵列361、和摄像用辐射线源 342以及传感器阵列362同时进行摄像的情况下，针对摄像用辐射线源341 以及传感器阵列361摄像到的辐射线图像，真空管条件获取部112获取摄 像用辐射线源341的管电压以及mAs值。然后，亮度关系信息获取部130 将该管电压以及mAs值代入到式(3)以及式(4)中算出系数c以及d的值，将所得的系数值代入到式(19)中。该系数值代入后的式(19)成 为以周边亮度I’s以及估计散射线系数e为自变量且输出判定阈值Ithr的函 数。
为此，候选像素判定部221在系数值代入后的式(19)的周边亮度I’ s中代入参考亮度获取部120获取到的参考亮度，通过以估计散射线系数e 为自变量的函数来获取标识部分检测用的判定阈值Ithr。
在式(19)中，将标识亮度的计算值设为判定阈值Ithr。因而，在辐 射线图像中，如果由于散射光等的影响而使得标识部分的亮度变大，则存 在候选像素判定部221难以提取该标识部分的情况。然而，即便在该情况 下，如后述，系数值设定部210通过增大估计散射线系数e的值，从而候 选像素判定部221也可提取该标识部分。
另外，式(19)为有来自正交的辐射线源的辐射线的散射的情况下的 判定阈值的例子，并不限于此。例如，在式(13)中代入式(15)以及式 (17)，从而获得式(20)。
[数学式20]
与式(18)的情况同样，例如也可以将式(20)的右边设为判定阈值 Ithr。
标识部分检测部200基于亮度关系信息获取部130获取到的亮度关系 信息、和参考亮度获取部120获取到的参考部分的亮度，来检测标识部分。 具体而言，标识部分检测部200基于在亮度关系信息获取部130获取到的 函数中代入参考亮度获取部120获取到的参考部分的亮度所得的判定阈 值，将该判定阈值以下的亮度的部分检测为标识部分。
系数值设定部210设定亮度关系信息获取部130获取到的亮度关系信 息中的、估计散射线系数的值。然后，若结束判定部230判定为未结束标 识部分的检测，则系数值设定部210变更该系数的值。
图9是表示系数值设定部210所设定的估计散射线系数值、和由式 (20)算出的标识亮度的关系的例子的图表。在该图中，线L31表示系 数值设定部210将估计散射线系数值设定为0时由式(20)算出的标识亮 度。此外，线L32表示系数值设定部210在估计散射线系数值上相加给 定的值而从0进行了更新时由式(20)算出的标识亮度。线L32表示系 数值设定部210在估计散射线系数值上进一步相加给定的值时由式(20) 算出的标识亮度。
如图9所示，随着系数值设定部210将估计散射线系数值设定得较大， 所算出的标识亮度变大，候选像素判定部221所设定的判定阈值也变大。 判定阈值越大则越易于判定为标识部分，因此标识部分候选提取部220 所提取的标识部分的候选的数量增大。
为此，系数值设定部210首先将估计散射线系数值设定为0，直至标 识部分候选提取部220提取与预先设定的标识的个数相同数量以上的标 识部分的候选为止，逐渐增大估计散射线系数值。
标识部分候选提取部220基于系数值设定部210对估计散射线系数值 进行设定后的亮度关系信息、和参考亮度获取部120获取到的参考部分的 亮度，来提取标识部分的候选。此外，若系数值设定部210变更估计散射 线系数值，则标识部分候选提取部220基于变更后的估计散射线系数值再 次进行标识部分的候选的提取。
候选像素判定部221按照辐射线图像的每个像素，基于亮度关系信息 获取部130获取到的亮度关系信息、和参考亮度获取部获取到的参考部分 的亮度，来判定是否为标识部分的像素的候选。
模板适用部222将包含标识的区域和标识以外的区域在内的模板适 用于候选像素判定部221的判定结果中来提取标识部分的候选。
图10是表示模板适用部222所利用的模板的例子的说明图。
该图所示的模板包含：根据标识的形状以及大小而设定的标识的区域 F11、和在标识的区域F11的周围所设定的标识以外的区域F12。
模板适用部222首先算出区域F11中包含的像素的亮度的平均值 A11、和区域F12中包含的像素的亮度的平均值A12。其次，模板适用部 222算出所算出的平均值A11和A12的平均值A，并算出区域F11中包 含的像素之中的亮度为A以下的像素的数Nd。在Nd为阈值以上的情况、 即比区域F12暗的区域呈圆形存在的情况下，模板适用部222将区域F11 的中央的像素(在图10中由粗线所示的像素)检测为标识部分的候选的 中心位置。
候选缩减部223基于从多个方向同时摄像所得的辐射线图像之一即 第1图像中的标识部分的候选的位置，来设定在从其他方向摄像所得的辐 射线图像即第2图像中应该存在标识部分的候选的范围。然后，在所设定 的范围内无标识部分的候选的情况下，候选缩减部223将第1图像中的标 识部分的候选从候选中除外。
图11A以及图11B是表示候选缩减部223所设定的标识部分的候选 应该存在的范围的例子的说明图。图11A表示第1图像(例如由传感器 阵列361获得的辐射线图像)中的标识部分的候选的例子，点P21表示 标识部分的候选。此外，图11B表示在第2图像(例如由传感器阵列362 获得的辐射线图像)中候选缩减部223所设定的标识部分的候选应该存在 的范围的例子，区域F21表示标识部分的候选应该存在的范围。
在第1图像中摄有标识的像的情况下，虽然针对第1图像中的纵向以 及横向能够确定该标识的位置，但针对进深方向，仅根据第1图像是无法 确定的。因此，根据第1图像能确定的标识的位置在三维空间中成为连结 辐射线源和传感器阵列的例如圆柱状的区域。若将该区域投影至第2图 像，则如图11B的区域F21那样成为例如带状的区域。
候选缩减部223基于摄像用辐射线源341、342各自的位置、传感器 阵列361、362各自的位置、和第1图像(例如由传感器阵列361获得的 辐射线图像)中的标识部分的候选的位置，算出在第2图像(例如由传感 器阵列362获得的辐射线图像)中标识部分的候选应该存在的范围。
然后，候选缩减部223判定在第2图像中算出的范围内是否有标识部 分的候选。
在第2图像的相应范围内无标识部分的候选的情况下，第1图像中的 标识部分的候选实际上不是标识的像的可能性高。为此，候选缩减部223 将第1图像中的该标识部分的候选从候选中除外。
另一方面，在第2图像的相应范围内有标识部分的候选的情况下，第 1图像中的标识部分的候选实际上是标识的像的可能性高。为此，候选缩 减部223将第1图像中的该标识部分的候选保留为候选。即，针对该标识 部分的候选不特别进行处理。
结束判定部230比较预先设定的标识的个数、和标识部分候选提取部 220提取出的标识部分的候选的个数，来判定(决定)是否结束标识部分 的检测。
具体而言，结束判定部230接受预先埋入患部附近的标识的个数(应 摄在辐射线图像内的标识的个数)的用户输入并预先存储。然后，若标识 部分候选提取部220提取出标识部分的候选，则结束判定部230比较该标 识部分的候选的个数、和预先存储的标识的个数。
在标识部分的候选的个数为与标识的个数相同数量以上的情况下，结 束判定部230判定为结束标识部分的检测。
另一方面，在标识部分的候选的个数少于标识的个数的情况下，结束 判定部230判定为不结束标识部分的检测。在此情况下，如上述，系数值 设定部210将估计散射线系数的值重新设定得较大，标识部分候选提取部 220再次进行标识部分的候选的提取。
接下来，参考图12来说明辐射线图像解析装置21的动作。图12是 表示辐射线图像解析装置21检测辐射线图像中的标识部分的处理的过程 的流程图。例如若获取到由传感器阵列361获得的辐射线图像数据和由传 感器阵列362获得的辐射线图像数据，则辐射线图像解析装置21开始该 图的处理。
在图12的处理中，首先，真空管条件获取部112获取X射线真空管 条件(步骤S101)。具体而言，真空管条件获取部112获取对辐射线图像 摄像时的、摄像用辐射线源341、342各自的管电压以及mAs值。
其次，亮度关系信息获取部130作为亮度关系信息而设定标识部分检 测用的判定阈值(步骤S102)。具体而言，亮度关系信息获取部130基于 由步骤S101获得的X射线真空管条件，通过以参考亮度和系数值设定部 210所设定的估计散射线系数值为自变量的函数，来获取标识部分检测用 的判定阈值。
然后，系数值设定部210将估计散射线系数值初始设定为“0”，将所 设定的估计散射线系数值代入到亮度关系信息获取部130所设定的判定 阈值中(步骤S103)。
其次，标识部分候选提取部220开始针对各个摄像方向进行处理的循 环L11(步骤S111)。即，在循环L11中，针对基于传感器阵列361所受 光的摄像用辐射线的辐射线图像、和基于传感器阵列362所受光的摄像用 辐射线的辐射线图像，分别进行处理。
进而，标识部分候选提取部220开始针对辐射线图像中包含的各个像 素进行处理的循环L12(步骤S121)。
然后，参考亮度获取部120获取针对在循环L12中成为处理对象的 像素的参考亮度(步骤S122)。具体而言，参考亮度获取部120在判定标 识部分的像素的候选时，将与判定对象像素相距给定距离的像素的亮度在 判定对象像素的上下左右的4个方向上进行比较，将最大的亮度获取为参 考亮度。
其次，候选像素判定部221针对在循环L12中成为处理对象的像素， 来判定该像素是否为标识部分的像素的候选(步骤S123)。
具体而言，候选像素判定部221在通过步骤S102由亮度关系信息获 取部130设定并通过步骤S103由系数值设定部210代入估计散射线系数 值的判定阈值的函数中，代入通过步骤S122由参考亮度获取部120检测 出的参考亮度，来决定(设定)判定阈值。然后，候选像素判定部221 判定在循环L12中成为处理对象的像素的亮度是否为判定阈值以下。在 判定为是判定阈值以下的情况下，候选像素判定部221判定为该像素是标 识部分的像素的候选。另一方面，在判定为成为处理对象的像素的亮度大 于判定阈值的情况下，候选像素判定部221判定为该像素不是标识部分的 像素的候选。
然后，标识部分候选提取部220判定针对在循环L11中成为处理对 象的辐射线图像的所有像素是否进行了循环L12的处理(步骤S124)。在 判定为有仍未进行循环L12的处理的像素的情况下，接着对未处理的像 素进行循环L12的处理。另一方面，在判定为针对所有像素进行了循环 L12的处理的情况下，结束循环L12。
若结束循环L12，则模板适用部222提取标识部分的候选的区域(步 骤S131)。例如，模板适用部222针对在循环L11中成为处理对象的辐射 线图像，适用参考图10所说明的模板，提取全部的适合该模板的部分。
然后，标识部分候选提取部220判定针对所有的摄像方向是否进行了 循环L11的处理(步骤S132)。在判定为仍有未进行处理的摄像方向的情 况下，接着针对未处理的摄像方向进行循环L11的处理。
另一方面，在判定为针对所有的摄像方向进行了循环L11的处理的 情况下，结束循环L11。
若结束循环L11，则候选缩减部223进行标识部分的候选的缩减(步 骤S141)。具体而言，如参考图11A以及图11B所说明的那样，候选缩 减部223针对由传感器阵列361获得的辐射线图像、和由传感器阵列362 获得的辐射线图像，关于一方的图像中的标识部分的候选，判定在另一方 的图像中是否有对应的标识部分的候选。然后，若判定为无对应的标识部 分的候选，则候选缩减部223将成为判定对象的标识部分的候选从候选中 除外。
接着，结束判定部230对标识部分候选提取部220提取出的标识部分 的候选的数进行计数(步骤S142)，判定标识部分的候选的数是否为与预 先存储的标识数相同数量以上(步骤S143)。在判定为标识部分的候选的 数少于标识数的情况下(步骤S143：否)，系数值设定部210更新估计散 射线系数值(步骤S151)。具体而言，系数值设定部210在估计散射线系 数的当前的值上相加给定的增量值。然后，返回到步骤S111。
另一方面，在步骤S143中判定为标识部分的候选的数为与标识数相 同数量以上的情况下(步骤S143：是)，检测结果输出部113输出标识部 分检测部200的检测结果(步骤S161)。例如，检测结果输出部113将标 识部分候选提取部220提取出的标识部分的候选作为标识部分检测部200 的检测结果的标识部分而输出各标识部分的坐标信息。
在步骤S161之后，结束图12的处理。
如以上，亮度关系信息获取部130获取基于与摄像用辐射线源341、 342照射的辐射线的辐射量相关的信息而生成、且表示标识部分的亮度和 作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息。此 外，参考亮度获取部120获取作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮 度。然后，标识部分检测部200基于亮度关系信息获取部130获取到的亮 度关系信息、和参考亮度获取部120获取到的参考部分的亮度，来检测标 识部分。
由此，辐射线图像解析装置21能够利用反映了标识以外的部分的亮 度的判定阈值来进行标识部分的检测。因此，辐射线图像解析装置21能 够更准确地反映标识候选部分的图像亮度和其他部分的图像亮度之差，能 够更高精度地检测标识部分。
此外，亮度关系信息获取部130将基于辐射线源的管电压、管电流和 照射时间而设定且根据参考部分的亮度表示标识部分的亮度的判定阈值 的函数获取为亮度关系信息。然后，标识部分检测部200基于在亮度关系 信息获取部130获取到的函数中代入参考亮度获取部120获取到的参考部 分的亮度所得的判定阈值，将该判定阈值以下的亮度的部分检测为标识部 分。
如此，亮度关系信息获取部130获取基于辐射线源的管电压、管电流 和照射时间的亮度关系信息，从而例如式(19)所示那样，可获取检体中 的辐射线的透射长不包含在自变量中的亮度关系信息。由此，辐射线图像 解析装置21在进行标识部分的检测时无需透射长的信息。因此，辐射线 图像解析装置21的用户无需测定透射长(检体的厚度)。
此外，摄像用辐射线源341和342获取同时照射辐射线并从多个方向 同时摄像检体所得的辐射线图像，亮度关系信息获取部130获取包含表示 从其他方向的摄像中混入的辐射线的影响的系数在内的亮度关系信息。然 后，直至检测到与标识数相同数量以上的标识部分为止，系数值设定部 210逐渐增大估计散射线系数值，同时标识部分候选提取部220提取标识 部分的候选。
由此，即便是受到从其他方向的摄像中混入的辐射线的影响的情况， 辐射线图像解析装置21利用反映了标识以外的部分的亮度的判定阈值， 也能够进行标识部分的检测。因此，辐射线图像解析装置21能够更准确 地反映标识候选部分的图像亮度和其他部分的图像亮度之差，能够更高精 度地检测标识部分。
此外，候选缩减部223基于从多个方向同时摄像所得的辐射线图像之 一即第1图像中的标识部分的候选的位置，来设定在从其他方向摄像所得 的辐射线图像即第2图像中应该存在标识部分的候选的范围。然后，在所 设定的范围内无标识部分的候选的情况下，候选缩减部223将第1图像中 的标识部分的候选从候选中除外。
如此，候选缩减部223基于多个图像间的关系来进行标识部分的候选 的缩减，从而能够进一步提高标识部分检测部200所进行的标识部分的检 测的精度。
此外，候选像素判定部221按照辐射线图像的每个像素，基于亮度关 系信息获取部130获取到的亮度关系信息、和参考亮度获取部120获取到 的参考部分的亮度，来判定是否为标识部分的像素的候选。然后，模板适 用部222将包含标识的区域和标识以外的区域在内的模板适用于候选像 素判定部221的判定结果中来提取标识部分的候选。由此，能够将标识的 形状、大小反映至模板中，能够进一步提高标识部分检测部200所进行的 标识部分的检测的精度。
另外，在实际的辐射线治疗时，利用本实施方式的技术来尝试标识部 分的检测。其结果，能够以99.5％这样高的检测率来检测标识部分。此外， 关于检测出的标识的位置误差，也能够以0.1毫米(mm)～0.2毫米这样 高的准确度来确定标识的位置。
另外，在以上，虽然以本实施方式适用于辐射线治疗系统的情况为例 来进行了说明，但本实施方式的适用范围并不限于辐射线治疗系统。例如， 辐射线图像解析装置21也可以适用于不伴有治疗用辐射线的照射的患部 观察用系统。
另外，候选缩减部223所进行的标识部分的候选的缩减在本实施方式 中并不是必须的要素。因此，辐射线图像解析装置21也可以不具备候选 缩减部223。
此外，模板适用部222所使用的模板虽然利用图10来进行了说明， 但并不限于包含标识区域和标识以外的区域。例如，模板适用部222也可 以利用仅包含标识区域而不包含标识以外的区域的模板。
此外，参考亮度获取部120所进行的参考亮度的获取并不限于上述的 针对判定对象像素的上下左右的4个方向比较亮度的方法。例如，参考亮 度获取部120也可以预先存储在辐射线图像中不包含标识的像的区域，并 在该区域中检测参考亮度。
另外，摄像用辐射线源341和342同时照射辐射线并从多个方向同时 摄像检体的情况下，摄像用辐射线源341所照射的辐射线和摄像用辐射线 源342所照射的辐射线形成的角度，典型情形为直角，但并不限于此，能 够设为任意的角度。此外，摄像用辐射线源的数量并不限于2个，也可以 从3个方向以上的方向同时摄像。
或者，即便在来自1个方向的摄像中也能适用本实施方式。在此情况 下，标识部分检测部200也可以利用如式(9)那样不包含估计散射线系 数的判定阈值。在此情况下，辐射线图像解析装置21也可以不具备系数 值设定部210、结束判定部230。
或者，即便在来自1个方向的摄像中，也与从多个方向同时摄像的情 况同样地，标识部分检测部200(标识部分候选提取部220)可以利用如 式(19)那样包含估计散射线系数的阈值。在此情况下，与从多个方向同 时摄像的情况同样地，直至检测到与标识数相同数量以上的标识部分为 止，系数值设定部210逐渐增大估计散射线系数值，同时标识部分候选提 取部220提取标识部分的候选，从而可高精度地检测标识部分。
另外，辐射线图像解析装置21也可以获取限定标识的位置的信息， 在辐射线图像中限定检测标识部分的区域。例如，辐射线图像解析装置 21的用户也可以预先登记标识的位置，辐射线图像解析装置21仅在与登 记的标识的位置相距一定的范围(例如根据患者的呼吸等假想标识的移动 的范围)内检测标识部分。
另外，也可以将用于实现辐射线图像解析装置21的全部或者一部分 的功能的程序记录至计算机可读取记录介质中，通过将该记录介质所记录 的程序读入计算机系统中来执行，由此来进行各部的处理。
另外，这里提及的“计算机系统”包含OS、外围设备等硬件。
此外，“计算机系统”如果是利用了WWW系统的情况，则也包含主 页提供环境(或显示环境)。
此外，“计算机可读取记录介质”是指，软盘、磁光盘、ROM、CD -ROM等可移动介质、计算机系统所内置的硬盘等的存储装置。进而， “计算机可读取记录介质”也包含：如经由因特网等网络、电话线路等通 信线路来发送程序的情况下的通信线那样，短时间内动态保持程序的介 质；以及如此情况下的成为服务器、客户端的计算机系统内部的易失性存 储器那样，一定时间内保持程序的介质。此外，上述程序可以用于实现前 述的功能的一部分，也可以进一步与已经记录至计算机系统的程序组合在 一起来实现前述的功能。
以上，参考附图对本发明的实施方式进行了详述，但具体构成并不限 于本实施方式，也包含不脱离本发明主旨的范围的设计变更等。
产业上的可利用性
本发明涉及一种辐射线图像解析装置，从摄像埋入有标识的检体所得 的辐射线图像中检测标识部分，该辐射线图像解析装置具备：亮度关系信 息获取部，其获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标 识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的 亮度关系信息；参考亮度获取部，其获取上述参考部分的亮度；和标识部 分检测部，其基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度来检测上述标识部 分。
根据本发明，能够更准确地反映标识候选部分的图像亮度和其他部分 的图像亮度之差。
符号说明
1 辐射线治疗系统
2 辐射线治疗装置控制装置
21 辐射线图像解析装置
110 输入输出部
111 辐射线图像获取部
112 真空管条件获取部
113 检测结果输出部
120 参考亮度获取部
130 亮度关系信息获取部
200 标识部分检测部
210 系数值设定部
220 标识部分候选提取部
221 候选像素判定部
222 模板适用部
223 候选缩减部
230 结束判定部
3 辐射线治疗装置

Claims (7)

1.一种辐射线图像解析装置，从对埋入有标识的检体进行摄像所得的辐射线图像中检测标识部分，其中，
所述辐射线图像解析装置具备：
亮度关系信息获取部，其获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息；
参考亮度获取部，其获取上述参考部分的亮度；和
标识部分检测部，其基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来检测上述标识部分，
上述标识部分检测部具备：
候选像素判定部，其按照上述辐射线图像的每个像素，基于上述亮度关系信息获取部获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来判定是否为上述标识部分的像素的候选；和
模板适用部，其将包含标识的区域和标识以外的区域在内的模板适用于上述候选像素判定部的判定结果中来提取上述标识部分的候选。
2.根据权利要求1所述的辐射线图像解析装置，其中，
上述亮度关系信息获取部获取基于辐射线源的管电压、管电流和照射时间而设定且基于上述参考部分的亮度表示上述标识部分的亮度的判定阈值的函数作为上述亮度关系信息，
上述标识部分检测部基于在上述亮度关系信息获取部获取到的上述函数中代入上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度而得到的判定阈值，将该判定阈值以下的亮度的部分检测为上述标识部分。
3.根据权利要求1所述的辐射线图像解析装置，其中，
上述辐射线图像为从多个方向同时摄像上述检体所得的辐射线图像之一，
上述亮度关系信息获取部获取包含表示从其他方向的摄像中混入的辐射线的影响的系数在内的上述亮度关系信息，
上述标识部分检测部具备：
系数值设定部，其设定上述系数的值；
标识部分候选提取部，其基于上述系数值设定部设定了系数值后的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取部获取到的上述参考部分的亮度，来提取上述标识部分的候选；和
结束判定部，其比较预先设定的上述标识的个数、和上述标识部分候选提取部提取出的上述标识部分的候选的个数，来判定是否结束上述标识部分的检测，
若上述结束判定部判定为未结束上述标识部分的检测，则上述系数值设定部变更上述系数的值，
上述标识部分候选提取部基于上述系数值设定部变更后的上述系数的值来提取上述标识部分的候选。
4.根据权利要求3所述的辐射线图像解析装置，其中，
上述标识部分候选提取部基于作为从上述多个方向同时摄像所得的辐射线图像之一的第1图像中的上述标识部分的候选的位置来设定在从其他方向摄像所得的辐射线图像即第2图像中应该存在标识部分的候选的范围，在所设定的范围内无标识部分的候选的情况下，将上述第1图像中的上述标识部分的候选从候选中除外。
5.一种辐射线治疗系统，其中，具备权利要求1所述的辐射线图像解析装置。
6.一种标识部分检测方法，是从摄像埋入有标识的检体所得的辐射线图像中检测标识部分的辐射线图像解析装置的标识部分检测方法，其中，
所述标识部分检测方法具备：
亮度关系信息获取步骤，获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息；
参考亮度获取步骤，获取上述参考部分的亮度；和
标识部分检测步骤，基于由上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和由上述参考亮度获取步骤获取到的上述参考部分的亮度，来检测上述标识部分，
上述标识部分检测步骤具备：
候选像素判定步骤，其按照上述辐射线图像的每个像素，基于上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取步骤获取到的上述参考部分的亮度，来判定是否为上述标识部分的像素的候选；和
模板适用步骤，其将包含标识的区域和标识以外的区域在内的模板适用于上述候选像素判定步骤的判定结果中来提取上述标识部分的候选。
7.一种记录有程序的计算机可读取的记录介质，该程序用于使作为从摄像埋入有标识的检体所得的辐射线图像中检测标识部分的辐射线图像解析装置的计算机执行如下步骤：
亮度关系信息获取步骤，获取基于与辐射线的辐射量相关的信息而生成且表示上述标识部分的亮度和作为标识以外的部分被假想的参考部分的亮度的关系的亮度关系信息；
参考亮度获取步骤，获取上述参考部分的亮度；和
标识部分检测步骤，基于由上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和由上述参考亮度获取步骤获取到的上述参考部分的亮度，来检测上述标识部分，
上述标识部分检测步骤具备：
候选像素判定步骤，其按照上述辐射线图像的每个像素，基于上述亮度关系信息获取步骤获取到的上述亮度关系信息、和上述参考亮度获取步骤获取到的上述参考部分的亮度，来判定是否为上述标识部分的像素的候选；和
模板适用步骤，其将包含标识的区域和标识以外的区域在内的模板适用于上述候选像素判定步骤的判定结果中来提取上述标识部分的候选。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6455358B2 (ja) * 2015-08-06 2019-01-23 株式会社島津製作所 放射線透視装置
US10512793B2 (en) 2018-02-02 2019-12-24 Shimadzu Corporation Radiation fluoroscopy apparatus
JP2024092424A (ja) * 2022-12-26 2024-07-08 株式会社日立製作所 放射線治療装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005021345A (ja) * 2003-07-01 2005-01-27 Toshiba Corp Ｘ線立体再構成処理装置、ｘ線撮影装置、ｘ線立体再構成処理方法及びｘ線立体撮影補助具
JP2007505690A (ja) * 2003-09-16 2007-03-15 ヴァリアン メディカル システムズ テクノロジーズ インコーポレイテッド 生体内マーカを使ったターゲットの位置特定
CN101091817A (zh) * 2006-06-23 2007-12-26 三菱重工业株式会社 放射治疗装置控制设备以及放射线照射方法
CN101810909A (zh) * 2009-02-24 2010-08-25 三菱重工业株式会社 用于放射治疗装置的控制装置和位置确定方法
JP2011104149A (ja) * 2009-11-18 2011-06-02 Toshiba Corp マンモグラフィ装置
JP2012170767A (ja) * 2011-02-24 2012-09-10 Mitsubishi Heavy Ind Ltd 放射線治療装置制御装置、放射線治療装置制御装置の処理方法及びそのプログラム

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL8901825A (nl) 1989-07-14 1991-02-01 Philips Nv Pijplijnsysteem met multi-resolutie dataverwerking op echte-tijd-basis.
JP3661797B2 (ja) * 1994-03-18 2005-06-22 富士写真フイルム株式会社 放射線画像の位置合せ用対応点決定方法
EP1594403A1 (en) * 2003-02-11 2005-11-16 Philips Intellectual Property & Standards GmbH X-ray device having a collimator, and method of setting the latter
CN101396274B (zh) * 2007-09-28 2012-08-08 Ge医疗系统环球技术有限公司 医疗台和x射线成像装置
JP5523791B2 (ja) * 2008-10-27 2014-06-18 株式会社東芝 Ｘ線診断装置および画像処理装置
JP5341471B2 (ja) * 2008-10-29 2013-11-13 キヤノン株式会社 放射線画像処理装置、画像処理方法、ｘ線透視装置及びその制御方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005021345A (ja) * 2003-07-01 2005-01-27 Toshiba Corp Ｘ線立体再構成処理装置、ｘ線撮影装置、ｘ線立体再構成処理方法及びｘ線立体撮影補助具
JP2007505690A (ja) * 2003-09-16 2007-03-15 ヴァリアン メディカル システムズ テクノロジーズ インコーポレイテッド 生体内マーカを使ったターゲットの位置特定
CN101091817A (zh) * 2006-06-23 2007-12-26 三菱重工业株式会社 放射治疗装置控制设备以及放射线照射方法
CN101810909A (zh) * 2009-02-24 2010-08-25 三菱重工业株式会社 用于放射治疗装置的控制装置和位置确定方法
JP2011104149A (ja) * 2009-11-18 2011-06-02 Toshiba Corp マンモグラフィ装置
JP2012170767A (ja) * 2011-02-24 2012-09-10 Mitsubishi Heavy Ind Ltd 放射線治療装置制御装置、放射線治療装置制御装置の処理方法及びそのプログラム

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