JP6286140B2 - 放射線画像解析装置、放射線治療システム、マーカ部分検出方法およびプログラム - Google Patents
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Description
本発明は、放射線画像解析装置、放射線治療システム、マーカ部分検出方法およびプログラムに関する。
金属など人体と放射線透過率の異なるマーカを人体の患部付近に予め埋め込んでおき、人体に放射線を照射して撮像した放射線画像からマーカの位置を特定することで、患部の位置を特定する技術が知られている。
例えば、特許文献１には、画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを実行して、腫瘍マーカ座標を求める方法が記載されている。
例えば、特許文献１には、画像情報に予め登録された腫瘍マーカのテンプレート画像を作用させた濃淡正規化相互相関法によるテンプレートマッチングを実行して、腫瘍マーカ座標を求める方法が記載されている。
しかしながら、特許文献１に記載の方法のように、濃淡正規化相互相関法を用いてマーカを検出する方法では、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差が充分に反映されないおそれがある。すなわち、濃淡正規化相互相関法を用いる方法では、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差にかかわらず、形状がマーカに類似していればマーカとして検出することが考えられる。マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差が充分に反映されないことで、マーカでない箇所をマーカであると誤検出するおそれが高くなる。
本発明は、このような事情を考慮してなされたものであり、その目的は、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差をより正確に反映させることのできる放射線画像解析装置、放射線治療システム、マーカ部分検出方法およびプログラムを提供することにある。
この発明は上述した課題を解決するためになされたもので、本発明の一態様による放射線画像解析装置は、マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置であって、放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を示す輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得部と、前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得部と、前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出部と、を具備することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様による放射線画像解析装置は、上述の放射線画像解析装置であって、前記輝度関係情報取得部は、前記輝度関係情報として、放射線源の管電圧と管電流と照射時間とに基づいて設定され、前記参照部分の輝度に基づいて前記マーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を取得し、前記マーカ部分検出部は、前記輝度関係情報取得部が取得した前記関数に、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度を代入して得られる判定閾値に基づいて、当該判定閾値以下の輝度の部分を、前記マーカ部分として検出することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様による放射線画像解析装置は、上述の放射線画像解析装置であって、前記放射線画像は、前記検体を複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つであり、前記輝度関係情報取得部は、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を含む前記輝度関係情報を取得し、前記マーカ部分検出部は、前記係数の値を設定する係数値設定部と、前記係数値設定部が係数値を設定した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出するマーカ部分候補抽出部と、予め設定された前記マーカの個数と、前記マーカ部分候補抽出部が抽出した前記マーカ部分の候補の個数とを比較して、前記マーカ部分の検出を終了するか否かを判定する終了判定部と、を具備し、前記係数値設定部は、前記終了判定部が前記マーカ部分の検出を終了しないと判定すると、前記係数の値を変更し、前記マーカ部分候補抽出部は、前記係数値設定部が変更した前記係数の値に基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様による放射線画像解析装置は、上述の放射線画像解析装置であって、前記マーカ部分候補抽出部は、前記複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つである第１画像における前記マーカ部分の候補の位置に基づいて、他の方向にて撮像した放射線画像である第２画像においてマーカ部分の候補があるべき範囲を設定し、設定した範囲にマーカ部分の候補が無い場合、前記第１画像における前記マーカ部分の候補を候補から除外する、ことを特徴とする。
また、本発明の他の一態様による放射線画像解析装置は、上述の放射線画像解析装置であって、前記マーカ部分検出部は、前記放射線画像の画素毎に、前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の画素の候補か否かを判定する候補画素判定部と、マーカの領域とマーカ以外の領域とを含むテンプレートを、前記候補画素判定部の判定結果に適用して前記マーカ部分の候補を抽出するテンプレート適用部と、を具備することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様による放射線治療システムは、上述の放射線画像解析装置のいずれかを具備することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様によるマーカ部分検出方法は、マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置のマーカ部分検出方法であって、放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を示す輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得ステップと、前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得ステップと、前記輝度関係情報取得ステップにて取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得ステップにて取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出ステップと、を具備することを特徴とする。
また、本発明の他の一態様によるプログラムは、マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置としてのコンピュータに、放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を示す輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得ステップと、前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得ステップと、前記輝度関係情報取得ステップにて取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得ステップにて取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出ステップと、を実行させるためのプログラムである。
本発明によれば、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差をより正確に反映させることができる。
以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。
図１は、本発明の一実施形態における放射線治療システムの機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線治療システム１は、放射線治療装置制御装置２と、放射線治療装置３とを具備する。放射線治療装置制御装置２は、放射線画像解析装置２１を具備する。
放射線治療システム１は、放射線治療を行うためのシステムであり、具体的には、治療用放射線（重粒子線でもよい）の照射や、患部位置特定のための放射線画像（Ｘ線透視画像）の撮像を行う。
図１は、本発明の一実施形態における放射線治療システムの機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線治療システム１は、放射線治療装置制御装置２と、放射線治療装置３とを具備する。放射線治療装置制御装置２は、放射線画像解析装置２１を具備する。
放射線治療システム１は、放射線治療を行うためのシステムであり、具体的には、治療用放射線（重粒子線でもよい）の照射や、患部位置特定のための放射線画像（Ｘ線透視画像）の撮像を行う。
放射線治療装置制御装置２は、放射線治療装置３を制御して、放射線の照射や放射線画像の撮像を行わせる。放射線治療装置制御装置２において放射線画像解析装置２１は、放射線治療装置３が撮像した放射線画像を解析して、患部位置特定のために患部付近に埋め込まれたマーカの像（放射線画像のマーカ部分）を検出する。例えば、Ｘ線透過率の低い金球がマーカとして用いられ、放射線画像解析装置２１は、Ｘ線照射における当該金球の影をマーカ部分として検出する。
放射線治療装置３は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、治療用放射線の照射や放射線画像の撮像を実行する。
放射線治療装置３は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、治療用放射線の照射や放射線画像の撮像を実行する。
図２は、放射線治療装置３の装置構成を示す概略構成図である。同図において、放射線治療装置３は、旋回駆動装置３１１と、Ｏリング３１２と、走行ガントリ３１３と、首振り機構３２１と、照射部３３０と、センサアレイ３５１、３６１および３６２と、カウチ３８１とを具備する。照射部３３０は、治療用放射線照射装置３３１と、マルチリーフコリメータ（Multi Leaf Collimator；ＭＬＣ）３３２と、撮像用放射線源３４１および３４２とを具備する。
旋回駆動装置３１１は、回転軸Ａ１１を中心に回転可能にＯリング３１２を土台に支持し、放射線治療装置制御装置２の制御に従ってＯリング３１２を回転させる。回転軸Ａ１１は、鉛直方向の軸である。
Ｏリング３１２は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、回転軸Ａ１２を中心に回転可能に走行ガントリ３１３を支持している。回転軸Ａ１２は、水平方向の軸（すなわち、鉛直方向に直角な軸）であり、アイソセンタＰ１１にて回転軸Ａ１１と直交する。回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２に対して固定されている。すなわち、回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２の回転に伴って回転軸Ａ１１を中心に回転する。
Ｏリング３１２は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、回転軸Ａ１２を中心に回転可能に走行ガントリ３１３を支持している。回転軸Ａ１２は、水平方向の軸（すなわち、鉛直方向に直角な軸）であり、アイソセンタＰ１１にて回転軸Ａ１１と直交する。回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２に対して固定されている。すなわち、回転軸Ａ１２は、Ｏリング３１２の回転に伴って回転軸Ａ１１を中心に回転する。
走行ガントリ３１３は、回転軸Ａ１２を中心とするリング状に形成され、Ｏリング３１２の内側にＯリング３１２と同心円になるように配置されている。放射線治療装置３は、さらに、図示されていない走行駆動装置を備えており、走行ガントリ３１３は、走行駆動装置からの動力にて回転軸Ａ１２を中心に回転する。
走行ガントリ３１３は、自らが回転することで、撮像用放射線源３４１およびセンサアレイ３６１や撮像用放射線源３４２およびセンサアレイ３６２など、走行ガントリ３１３に設置されている各部を一体的に回転させる。
走行ガントリ３１３は、自らが回転することで、撮像用放射線源３４１およびセンサアレイ３６１や撮像用放射線源３４２およびセンサアレイ３６２など、走行ガントリ３１３に設置されている各部を一体的に回転させる。
首振り機構３２１は、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定され、照射部３３０を走行ガントリ３１３に支持している。首振り機構３２１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って照射部３３０の向きを変化させる。
照射部３３０は、走行ガントリ３１３の内側に、首振り機構３２１に支持されて配置されており、治療用放射線や撮像用放射線を照射する。
治療用放射線照射装置３３１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、患者Ｔ１１の患部へ向けて治療用放射線を照射する。
マルチリーフコリメータ３３２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って治療用放射線の一部を遮蔽することで、治療用放射線が患者Ｔ１１に照射される際の照射野の形状を患部の形状に合わせる。
照射部３３０は、走行ガントリ３１３の内側に、首振り機構３２１に支持されて配置されており、治療用放射線や撮像用放射線を照射する。
治療用放射線照射装置３３１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、患者Ｔ１１の患部へ向けて治療用放射線を照射する。
マルチリーフコリメータ３３２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って治療用放射線の一部を遮蔽することで、治療用放射線が患者Ｔ１１に照射される際の照射野の形状を患部の形状に合わせる。
撮像用放射線源３４１は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、センサアレイ３６１へ向けて撮像用放射線（Ｘ線）を照射する。撮像用放射線源３４２は、放射線治療装置制御装置２の制御に従って、センサアレイ３６２へ向けて撮像用放射線を照射する。撮像用放射線源３４１と３４２とは、照射する放射線が直交する向きで照射部３３０（例えばマルチリーフコリメータ３３２の筐体）に固定されている。
センサアレイ３５１は、治療用放射線照射装置３３１からの治療用放射線が当たる位置に、治療用放射線照射装置３３１の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３５１は、患者Ｔ１１等を透過した治療用放射線を、照射位置の確認や治療の記録用に受光する。なお、ここでいう受光とは、放射線を受けることである。
センサアレイ３６１は、撮像用放射線源３４１からの撮像用放射線が当たる位置に、撮像用放射線源３４１の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３６１は、撮像用放射線源３４１から照射されて患者Ｔ１１等を透過した撮像用放射線を、患部位置特定用に受光する。
センサアレイ３６２は、撮像用放射線源３４２からの撮像用放射線が当たる位置に、撮像用放射線源３４２の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３６２は、撮像用放射線源３４２から照射されて患者Ｔ１１等を透過した撮像用放射線を、患部位置特定用に受光する。
カウチ３８１は、治療される患者Ｔ１１が横臥することに利用される。
センサアレイ３６２は、撮像用放射線源３４２からの撮像用放射線が当たる位置に、撮像用放射線源３４２の方を向いて配置されて、走行ガントリ３１３のリングの内側に固定されている。センサアレイ３６２は、撮像用放射線源３４２から照射されて患者Ｔ１１等を透過した撮像用放射線を、患部位置特定用に受光する。
カウチ３８１は、治療される患者Ｔ１１が横臥することに利用される。
図３は、放射線画像解析装置２１の機能構成を示す概略ブロック図である。同図において、放射線画像解析装置２１は、入出力部１１０と、参照輝度取得部１２０と、輝度関係情報取得部１３０と、マーカ部分検出部２００とを具備する。入出力部１１０は、放射線画像取得部１１１と、管球条件取得部１１２と、検出結果出力部１１３とを具備する。マーカ部分検出部２００は、係数値設定部２１０と、マーカ部分候補抽出部２２０と、終了判定部２３０とを具備する。マーカ部分候補抽出部２２０は、候補画素判定部２２１と、テンプレート適用部２２２と、候補絞込部２２３とを具備する。
入出力部１１０は、各種データの入出力を行う。
放射線画像取得部１１１は、マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像を取得する。具体的には、放射線画像取得部１１１は、センサアレイ３６１が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像や、センサアレイ３６２が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像を、画像データにて取得する。特に、放射線画像取得部１１１は、撮像用放射線源３４１と３４２とが同時に放射線を照射して検体（患者Ｔ１１の患部付近）を複数方向にて同時撮像した放射線画像を取得する。
放射線画像取得部１１１は、マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像を取得する。具体的には、放射線画像取得部１１１は、センサアレイ３６１が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像や、センサアレイ３６２が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像を、画像データにて取得する。特に、放射線画像取得部１１１は、撮像用放射線源３４１と３４２とが同時に放射線を照射して検体（患者Ｔ１１の患部付近）を複数方向にて同時撮像した放射線画像を取得する。
管球条件取得部１１２は、撮像用放射線源３４１や３４２からの放射線の放射量に関する情報を取得する。具体的には、管球条件取得部１１２は、撮像用放射線源３４１や３４２が撮像用放射線を照射した際のＸ線管球条件として、管電圧およびｍＡｓ値（管電流と照射時間との積）を取得する。
検出結果出力部１１３は、放射線画像解析装置２１の検出結果を出力する。例えば、検出結果出力部１１３は、放射線画像解析装置２１が検出したマーカの座標情報を出力する。
検出結果出力部１１３は、放射線画像解析装置２１の検出結果を出力する。例えば、検出結果出力部１１３は、放射線画像解析装置２１が検出したマーカの座標情報を出力する。
参照輝度取得部１２０は、参照部分の輝度を取得する。ここでいう参照輝度とは、放射線画像においてマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度である。例えば、参照輝度取得部１２０は、マーカ部分の画素の候補の判定に際して、判定対象画素から所定の距離（例えば画素数）離れた画素の輝度を、判定対象画素の上下左右の４方向について比較する。そして、参照輝度取得部１２０は、最も輝度の大きい画素をマーカ以外の部分と想定して参照部分に設定し、当該参照部分の輝度を参照輝度として取得する。
輝度関係情報取得部１３０は、輝度関係情報を取得する。ここでいう輝度関係情報は、マーカ部分の輝度と参照部分の輝度との関係を示す情報であり、撮像用放射線の放射量に関する情報（具体的には、管球条件取得部１１２が取得したＸ線管球条件）に基づいて生成される。
より具体的には、輝度関係情報取得部１３０は、管電圧とｍＡｓ値と参照部分の輝度とを引数としてマーカ部分の輝度の判定閾値を出力する関数を予め記憶している。そして、管球条件取得部１１２が取得した管電圧とｍＡｓ値とを当該関数に代入して、前記参照部分の輝度に基づいて前記マーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を、輝度関係情報として取得する。
より具体的には、輝度関係情報取得部１３０は、管電圧とｍＡｓ値と参照部分の輝度とを引数としてマーカ部分の輝度の判定閾値を出力する関数を予め記憶している。そして、管球条件取得部１１２が取得した管電圧とｍＡｓ値とを当該関数に代入して、前記参照部分の輝度に基づいて前記マーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を、輝度関係情報として取得する。
さらには、輝度関係情報取得部１３０は、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を含む輝度関係情報を取得する。具体的には、輝度関係情報取得部１３０は、管電圧とｍＡｓ値と参照部分の輝度とに加えて、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を引数としてマーカ部分の輝度の判定閾値を出力する関数を予め記憶している。そして、管球条件取得部１１２が取得した管電圧とｍＡｓ値とを当該関数に代入して、前記参照部分の輝度と他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数とに基づいて前記マーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を、輝度関係情報として取得する。
なお、以下では、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を、「推定散乱線係数」と称し、当該係数の値を、「推定散乱線係数値」と称する。
なお、以下では、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を、「推定散乱線係数」と称し、当該係数の値を、「推定散乱線係数値」と称する。
ここで、図４〜９を参照して、輝度関係情報取得部１３０が取得する輝度関係情報について説明する。
放射線画像からマーカ部分を検出する際、輝度の絶対値を閾値として検出を行ったのでは、放射線が人体等を透過する透過長の変化に対応できずに誤検出が生じるおそれがある。すなわち、透過長が短く放射線の減衰が比較的少ない場合には、放射線画像全体的に輝度が大きくなり、マーカ部分をマーカ部分として検出できないおそれがある。逆に、透過長が長く放射線の減衰が比較的多い場合には、放射線画像全体的に輝度が小さくなり、マーカ以外の部分をマーカ部分として検出してしまうおそれがある。
放射線画像からマーカ部分を検出する際、輝度の絶対値を閾値として検出を行ったのでは、放射線が人体等を透過する透過長の変化に対応できずに誤検出が生じるおそれがある。すなわち、透過長が短く放射線の減衰が比較的少ない場合には、放射線画像全体的に輝度が大きくなり、マーカ部分をマーカ部分として検出できないおそれがある。逆に、透過長が長く放射線の減衰が比較的多い場合には、放射線画像全体的に輝度が小さくなり、マーカ以外の部分をマーカ部分として検出してしまうおそれがある。
そこで、放射線画像からマーカ以外の部分の輝度を検出し、判定対象部分とマーカ以外の部分との比に基づいて、マーカ部分か否かの判定を行うことが考えられる。例えば、判定対象部分の周囲において最も輝度の大きい部分をマーカ以外の部分と想定して参照部分とし、式（１）を満たす場合にマーカ部分と判定することが考えられる。
但し、Ｉｏは、判定対象部分の輝度を示し、Ｉｒは参照部分の輝度を示す。また、Ａｃｏｎｖは判定閾値であり、例えば１．３程度の定数に設定される。
マーカ部分に照射される放射線も、マーカ以外の部分に照射される放射線も、人体を透過する際に同じ割合で減衰すれば、マーカ部分やマーカ以外の部分における輝度は透過長に応じて変化しても、輝度の比は一定となることが期待される。そうすると、式（１）を用いることで精度よくマーカ部分を検出できることが期待される。
マーカ部分に照射される放射線も、マーカ以外の部分に照射される放射線も、人体を透過する際に同じ割合で減衰すれば、マーカ部分やマーカ以外の部分における輝度は透過長に応じて変化しても、輝度の比は一定となることが期待される。そうすると、式（１）を用いることで精度よくマーカ部分を検出できることが期待される。
しかしながら、実際には、マーカ部分やマーカ以外の部分のいずれも、人体にて散乱した放射線により輝度が大きくなっている。この人体にて散乱した放射線の影響により、マーカ部分に照射される放射線と、マーカ以外の部分に照射される放射線とが、人体を透過する際に同じ割合で減衰する関係にはなく、マーカ周囲の透過長によって、マーカ部分とマーカ以外の部分との輝度比が変化する。
そこで、本発明者は、より高精度な判定方法の確立を目指して実験を行った。
図４は、本発明者が行った実験の環境の概略を示す説明図である。同図おいて、放射線源ＴＵＢとセンサアレイＦＰＤとの間に、人体相当の散乱体ＰＨＡと、散乱体ＰＨＡに付されたマーカＭＫとが配置されている。
当該実験環境において、本発明者は、散乱体ＰＨＡの透過長やＸ線管球条件を変化させて、マーカ部分の輝度（以下、「マーカ輝度」と称する）やマーカ以外の部分の輝度（以下、「周囲輝度」と称する）を測定した。
図４は、本発明者が行った実験の環境の概略を示す説明図である。同図おいて、放射線源ＴＵＢとセンサアレイＦＰＤとの間に、人体相当の散乱体ＰＨＡと、散乱体ＰＨＡに付されたマーカＭＫとが配置されている。
当該実験環境において、本発明者は、散乱体ＰＨＡの透過長やＸ線管球条件を変化させて、マーカ部分の輝度（以下、「マーカ輝度」と称する）やマーカ以外の部分の輝度（以下、「周囲輝度」と称する）を測定した。
図５は、散乱体ＰＨＡの透過長の逆数と周囲輝度との関係の例を示すグラフである。同図において、点Ｐ２１１〜Ｐ２１３は、管電圧を比較的小さくした場合の測定値に基づく、透過長の逆数と周囲輝度との関係を示し、線Ｌ１１は、点Ｐ２１１〜Ｐ２１３の直線近似の例を示す。また、点Ｐ２２１〜Ｐ２２３は、管電圧を比較的大きくした場合の測定値に基づく、透過長の逆数と周囲輝度との関係を示し、線Ｌ１２は、点Ｐ２２１〜Ｐ２２３の直線近似の例を示す。
線Ｌ１１とＬ１２とのいずれも、透過長の逆数と周囲輝度との関係を直線近似できることを示している。このように、本発明者は、透過長の逆数と周囲輝度との関係を直線近似できることを見出した。従って、透過長ｔと周囲輝度Ｉｓとの関係は、式（２）にて近似することができる。
線Ｌ１１とＬ１２とのいずれも、透過長の逆数と周囲輝度との関係を直線近似できることを示している。このように、本発明者は、透過長の逆数と周囲輝度との関係を直線近似できることを見出した。従って、透過長ｔと周囲輝度Ｉｓとの関係は、式（２）にて近似することができる。
但し、係数ｃは、Ｘ線管球条件に基づいて、例えば式（３）にて算出される。
但し、ｖは、Ｘ線管球の管電圧を示し、Ｄは、当該Ｘ線管球のｍＡｓ値を示す。また、ｖ０は、当該Ｘ線管球の管電圧の基準値を示す定数であり、Ｄ０は、当該Ｘ線管球のｍＡｓ値の基準値を示す定数である。また、ｃ１およびｃ２は、所定の定数である。
また、式（２）における係数ｄは、Ｘ線管球条件に基づいて、例えば式（４）にて算出される。
また、式（２）における係数ｄは、Ｘ線管球条件に基づいて、例えば式（４）にて算出される。
但し、ｄ１およびｄ２は、いずれも定数を示す。ｄ１やｄ２の値は、例えば実験にて取得する。
式（２）は、式（５）のように変形することができる。
式（２）は、式（５）のように変形することができる。
一方、図６は、散乱体ＰＨＡの透過長と、周辺輝度をマーカ輝度で除算した輝度比との関係の例を示すグラフである。
同図において、透過長と輝度比との関係を直線近似できることが示されている。このように、本発明者は、透過長と輝度比との関係を直線近似できることを見出した。従って、透過長ｔと周囲輝度Ｉｓマーカ輝度Ｉｍとの関係は、式（６）にて近似することができる。
同図において、透過長と輝度比との関係を直線近似できることが示されている。このように、本発明者は、透過長と輝度比との関係を直線近似できることを見出した。従って、透過長ｔと周囲輝度Ｉｓマーカ輝度Ｉｍとの関係は、式（６）にて近似することができる。
但し、ａおよびｂは、いずれも定数を示す。ａやｂの値は、例えば実験にて取得する。
式（６）に式（５）を代入して、式（７）を得られる。
式（６）に式（５）を代入して、式（７）を得られる。
式（７）は、透過長ｔを含んでいない。式（５）および式（６）のように、透過長ｔの一次式を複数取得することで、透過長の項を消去することができる。透過長を含まない式を用いることで、放射線画像解析装置２１は、マーカ部分の検出を行う際に、透過長の情報を必要としない。従って、放射線画像解析装置２１のユーザは、透過長（検体の厚さ）を測定する必要が無い。
式（７）をＩｍについて整理して、式（８）を得られる。
式（７）をＩｍについて整理して、式（８）を得られる。
１方向のみからの撮像の場合、式（８）に基づいてマーカ部分検出用の判定閾値を設定することが考えられる。例えば、式（９）に示すように、式（８）におけるマーカ輝度Ｉｍに定数Ｉｃｏｎｓｔを加えた値を、判定閾値Ｉｔｈｒとすることが考えられる。
例えば、撮像用放射線源３４２およびセンサアレイ３６２が撮像を行わず、撮像用放射線源３４１およびセンサアレイ３６１のみが撮像を行った場合、管球条件取得部１１２が、撮像用放射線源３４１の管電圧およびｍＡｓ値を取得する。そして、輝度関係情報取得部１３０は、当該管電圧およびｍＡｓ値を式（３）および式（４）に代入して係数ｃおよびｄの値を算出し、得られた係数値を式（９）に代入する。この係数値代入後の式（９）は、周辺輝度Ｉｓを引数として判定閾値Ｉｔｈｒを出力する関数になっている。
そこで、候補画素判定部２２１は、係数値代入後の式（９）の周辺輝度Ｉｓに、参照輝度取得部１２０の取得した参照輝度を代入して、マーカ部分検出用の判定閾値Ｉｔｈｒを算出する。
そこで、候補画素判定部２２１は、係数値代入後の式（９）の周辺輝度Ｉｓに、参照輝度取得部１２０の取得した参照輝度を代入して、マーカ部分検出用の判定閾値Ｉｔｈｒを算出する。
なお、式（２）や式（６）は近似式の一例であり、これに限らない。
透過長ｔと周囲輝度Ｉｓとの関係の近似式の、他の一例を式（１０）に示す。
透過長ｔと周囲輝度Ｉｓとの関係の近似式の、他の一例を式（１０）に示す。
また、透過長ｔと周囲輝度Ｉｓマーカ輝度Ｉｍとの関係の近似式の、他の一例を式（１１）に示す。
例えば、式（１１）に式（５）を代入して、式（１２）を得られる。
式（１２）をＩｍについて整理して、式（１３）を得られる。
式（８）の場合と同様、例えば、式（１３）におけるマーカ輝度Ｉｍに定数を加えた値を、判定閾値Ｉｔｈｒとすることが考えられる。
ここで、図７は、周囲輝度とマーカ輝度との関係の例を示すグラフである。同図において、点Ｐ３１１〜Ｐ３１３は、管電圧を比較的小さくした場合の、測定値に基づく周囲輝度とマーカ輝度との関係を示し、線Ｌ２１は、当該管電圧における式（１３）の計算値を示す。また、点Ｐ３２１〜Ｐ３２３は、管電圧を比較的大きくした場合の、測定値に基づく周囲輝度とマーカ輝度との関係を示し、線Ｌ２２は、当該管電圧における式（１３）の計算値を示す。
ここで、図７は、周囲輝度とマーカ輝度との関係の例を示すグラフである。同図において、点Ｐ３１１〜Ｐ３１３は、管電圧を比較的小さくした場合の、測定値に基づく周囲輝度とマーカ輝度との関係を示し、線Ｌ２１は、当該管電圧における式（１３）の計算値を示す。また、点Ｐ３２１〜Ｐ３２３は、管電圧を比較的大きくした場合の、測定値に基づく周囲輝度とマーカ輝度との関係を示し、線Ｌ２２は、当該管電圧における式（１３）の計算値を示す。
点Ｐ３１１〜Ｐ３１３と線Ｌ２１とは、ほぼ一致している。また、点Ｐ３２１〜Ｐ３２３と線Ｌ２２とは、ほぼ一致している。このように、式（１３）を用いてマーカ輝度を高精度に算出することができる。すなわち、参照部分の輝度に基づいてマーカ輝度を高精度に推定することができる。そこで、マーカ部分検出用の判定閾値を、例えば、マーカ輝度の推定値に定数を加えた値、または、マーカ輝度の推定値とマーカ以外の部分の輝度の下限値との中間の値（例えば平均値ないし重み付け平均値）に設定することで、マーカ部分の検出を高精度に行い得る。
次に、直交する放射線源からの放射線の散乱がある場合の判定閾値について説明する。
図８は、直交する放射線源からの放射線の散乱がある場合における、マーカ輝度および周囲輝度の例を示す説明図である。なお、図８は、センサアレイ３６１の場合を例に示しているが、センサアレイ３６２についても同様である。
図８（Ａ）は、患者Ｔ１１が位置せずにマーカＭＫのみがある状態で、１方向の撮像を行った場合（図８の例では、撮像用放射線源３４２は放射線を照射せず、撮像用放射線源３４１のみが放射線を照射した場合）の例を示す。また、図８（Ｂ）は、患者Ｔ１１およびマーカＭＫがある状態で、１方向の撮像を行った場合の例を示す。また、図８（Ｃ）は、患者Ｔ１１およびマーカＭＫがある状態で、２方向にて同時撮像を行った場合（より具体的には、撮像用放射線源３４１と３４２とが同時に放射線を照射した場合）の例を示す。
図８は、直交する放射線源からの放射線の散乱がある場合における、マーカ輝度および周囲輝度の例を示す説明図である。なお、図８は、センサアレイ３６１の場合を例に示しているが、センサアレイ３６２についても同様である。
図８（Ａ）は、患者Ｔ１１が位置せずにマーカＭＫのみがある状態で、１方向の撮像を行った場合（図８の例では、撮像用放射線源３４２は放射線を照射せず、撮像用放射線源３４１のみが放射線を照射した場合）の例を示す。また、図８（Ｂ）は、患者Ｔ１１およびマーカＭＫがある状態で、１方向の撮像を行った場合の例を示す。また、図８（Ｃ）は、患者Ｔ１１およびマーカＭＫがある状態で、２方向にて同時撮像を行った場合（より具体的には、撮像用放射線源３４１と３４２とが同時に放射線を照射した場合）の例を示す。
図８（Ａ）の例では、撮像用放射線源３４１からの放射線Ｘ１１により、マーカ以外の部分は輝度Ａ０となっている。一方、マーカ部分では、マーカＭＫにより放射線Ｘ１１が減衰して、輝度Ａ１となっている。従って、周囲輝度をマーカ輝度で除算した輝度比はＡ０／Ａ１となっている。
一方、図８（Ｂ）の例では、撮像用放射線源３４１からの放射線Ｘ１１が患者Ｔ１１の人体にて減衰している。一方で、放射線Ｘ１１が患者Ｔ１１の体内にて散乱した放射線Ｘ２１もセンサアレイ３６１へ到達している。これにより、マーカ以外の部分は輝度（Ａ０’＋Ｂ）となっている。また、マーカ部分は輝度（Ａ１’＋Ｂ）となっている。従って、周囲輝度をマーカ輝度で除算した輝度比は（Ａ０’＋Ｂ）／（Ａ１’＋Ｂ）となっている。
また、図８（Ｃ）の例では、図８（Ｂ）の場合の放射線に加えて、撮像用放射線源３４２からの放射線Ｘ１２が患者Ｔ１１の体内にて散乱した放射線Ｘ２２もセンサアレイ３６１へ到達している。これにより、マーカ以外の部分は輝度（Ａ０’＋Ｂ＋Ｃ）となっている。また、マーカ部分は輝度（Ａ１’＋Ｂ＋Ｃ）となっている。従って、周囲輝度をマーカ輝度で除算した輝度比は（Ａ０’＋Ｂ＋Ｃ）／（Ａ１’＋Ｂ＋Ｃ）となっている。特に、撮像用放射線源３４２からの放射線Ｘ１２が患者Ｔ１１の体内にて散乱した放射線Ｘ２２の量は、マーカ部分とマーカ以外の部分とでほぼ同じであり、従って、周囲輝度をマーカ輝度で除算した輝度比は、図８（Ｂ）の場合よりも小さくなっている。
そこで、式（１４）のように、１方向のみの撮像の場合のマーカ輝度Ｉｍに、他の方向の撮像から混入する放射線（図８の例では、撮像用放射線源３４２からの放射線Ｘ１２が患者Ｔ１１の体内にて散乱した放射線）の影響を示す係数（推定散乱線係数）ｅを加えたマーカ輝度をＩ’ｍとする。
そこで、式（１４）のように、１方向のみの撮像の場合のマーカ輝度Ｉｍに、他の方向の撮像から混入する放射線（図８の例では、撮像用放射線源３４２からの放射線Ｘ１２が患者Ｔ１１の体内にて散乱した放射線）の影響を示す係数（推定散乱線係数）ｅを加えたマーカ輝度をＩ’ｍとする。
いわば、Ｉｍは、センサアレイ３６１に対応する撮像用放射線源３４１からの放射線に基づく輝度を示し、ｅは、直交する撮像用放射線源３４２からの放射線に基づく輝度を示し、Ｉ’ｍは、Ｉｍとｅとを合計した輝度を示す。
式（１４）をＩ’ｍについて整理して、式（１５）を得られる。
式（１４）をＩ’ｍについて整理して、式（１５）を得られる。
また、式（１６）のように、１方向のみの撮像の場合の周囲輝度Ｉｓに、推定散乱線係数ｅを加えた周囲輝度をＩ’ｓとする。
いわば、Ｉｓは、センサアレイ３６１に対応する撮像用放射線源３４１からの放射線に基づく輝度を示し、ｅは、直交する撮像用放射線源３４２からの放射線に基づく輝度を示し、Ｉ’ｓは、Ｉｓとｅとを合計した輝度を示す。
式（１６）をＩ’ｓについて整理して、式（１７）を得られる。
式（１６）をＩ’ｓについて整理して、式（１７）を得られる。
例えば、式（８）に式（１５）および式（１７）を代入して、式（１８）を得られる。
この式（１８）の右辺を、マーカ部分検出用の判定閾値として用いることが考えられる。この場合、判定閾値Ｉｔｈｒは、式（１９）のようになる。
例えば、撮像用放射線源３４１およびセンサアレイ３６１と、撮像用放射線源３４２およびセンサアレイ３６２とが同時に撮像を行った場合、撮像用放射線源３４１およびセンサアレイ３６１の撮像した放射線画像について、管球条件取得部１１２が、撮像用放射線源３４１の管電圧およびｍＡｓ値を取得する。そして、輝度関係情報取得部１３０は、当該管電圧およびｍＡｓ値を式（３）および式（４）に代入して係数ｃおよびｄの値を算出し、得られた係数値を式（１９）に代入する。この係数値代入後の式（１９）は、周辺輝度Ｉ’ｓおよび推定散乱線係数ｅを引数として判定閾値Ｉｔｈｒを出力する関数になっている。
そこで、候補画素判定部２２１は、係数値代入後の式（１９）の周辺輝度Ｉ’ｓに、参照輝度取得部１２０の取得した参照輝度を代入して、マーカ部分検出用の判定閾値Ｉｔｈｒを、推定散乱線係数ｅを引数とする関数にて取得する。
式（１９）では、マーカ輝度の計算値を判定閾値Ｉｔｈｒとしている。このため、放射線画像において、散乱光等の影響によりマーカ部分の輝度が大きくなっていると、候補画素判定部２２１が、当該マーカ部分を抽出できない場合がある。しかしながら、この場合でも、後述するように、係数値設定部２１０が推定散乱線係数ｅの値を大きくすることで、候補画素判定部２２１は当該マーカ部分を抽出し得る。
式（１９）では、マーカ輝度の計算値を判定閾値Ｉｔｈｒとしている。このため、放射線画像において、散乱光等の影響によりマーカ部分の輝度が大きくなっていると、候補画素判定部２２１が、当該マーカ部分を抽出できない場合がある。しかしながら、この場合でも、後述するように、係数値設定部２１０が推定散乱線係数ｅの値を大きくすることで、候補画素判定部２２１は当該マーカ部分を抽出し得る。
なお、式（１９）は、直交する放射線源からの放射線の散乱がある場合の判定閾値の一例であり、これに限らない。例えば、式（１３）に式（１５）および式（１７）を代入して、式（２０）を得られる。
式（１８）の場合と同様、例えば、式（２０）の右辺を、判定閾値Ｉｔｈｒとしてもよい。
マーカ部分検出部２００は、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報と、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分を検出する。具体的には、マーカ部分検出部２００は、輝度関係情報取得部１３０が取得した関数に、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度を代入して得られる判定閾値に基づいて、当該判定閾値以下の輝度の部分を、マーカ部分として検出する。
係数値設定部２１０は、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報における、推定散乱線係数の値を設定する。そして、係数値設定部２１０は、終了判定部２３０が、マーカ部分の検出を終了しないと判定すると、当該係数の値を変更する。
図９は、係数値設定部２１０が設定する推定散乱線係数値と、式（２０）にて算出されるマーカ輝度との関係の例を示すグラフである。同図において、線Ｌ３１は、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を０に設定した際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。また、線Ｌ３２は、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数値に所定の値を加えて０から更新した際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。線Ｌ３２は、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数値にさらに所定の値を加えた際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。
図９は、係数値設定部２１０が設定する推定散乱線係数値と、式（２０）にて算出されるマーカ輝度との関係の例を示すグラフである。同図において、線Ｌ３１は、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を０に設定した際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。また、線Ｌ３２は、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数値に所定の値を加えて０から更新した際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。線Ｌ３２は、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数値にさらに所定の値を加えた際に、式（２０）にて算出されるマーカ輝度を示す。
図９に示すように、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を大きく設定するにつれて、算出されるマーカ輝度が大きくなり、候補画素判定部２２１が設定する判定閾値も大きくなる。判定閾値が大きいほど、マーカ部分と判定され易くなり、従って、マーカ部分候補抽出部２２０が抽出するマーカ部分の候補の数が増大する。
そこで、係数値設定部２１０は、まず、推定散乱線係数値を０に設定し、マーカ部分候補抽出部２２０が予め設定されているマーカの個数と同数以上のマーカ部分の候補を抽出するまで、推定散乱線係数値を徐々に大きくしていく。
そこで、係数値設定部２１０は、まず、推定散乱線係数値を０に設定し、マーカ部分候補抽出部２２０が予め設定されているマーカの個数と同数以上のマーカ部分の候補を抽出するまで、推定散乱線係数値を徐々に大きくしていく。
マーカ部分候補抽出部２２０は、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を設定した輝度関係情報と、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分の候補を抽出する。また、マーカ部分候補抽出部２２０は、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を変更すると、変更後の推定散乱線係数値に基づいて、マーカ部分の候補の抽出を再度行う。
候補画素判定部２２１は、放射線画像の画素毎に、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報と、参照輝度取得部が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分の画素の候補か否かを判定する。
候補画素判定部２２１は、放射線画像の画素毎に、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報と、参照輝度取得部が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分の画素の候補か否かを判定する。
テンプレート適用部２２２は、マーカの領域とマーカ以外の領域とを含むテンプレートを、候補画素判定部２２１の判定結果に適用してマーカ部分の候補を抽出する。
図１０は、テンプレート適用部２２２が用いるテンプレートの例を示す説明図である。同図に示すテンプレートは、マーカの形状および大きさに応じて設定されたマーカの領域Ｆ１１と、マーカの領域Ｆ１１の周囲に設定されたマーカ以外の領域Ｆ１２とを含んでいる。
図１０は、テンプレート適用部２２２が用いるテンプレートの例を示す説明図である。同図に示すテンプレートは、マーカの形状および大きさに応じて設定されたマーカの領域Ｆ１１と、マーカの領域Ｆ１１の周囲に設定されたマーカ以外の領域Ｆ１２とを含んでいる。
テンプレート適用部２２２は、まず、領域Ｆ１１に含まれる画素の輝度の平均Ａ１１と、領域Ｆ１２に含まれる画素の輝度の平均Ａ１２とを算出する。次に、テンプレート適用部２２２は、算出した平均Ａ１１とＡ１２との平均Ａを算出し、領域Ｆ１１に含まれる画素のうち輝度がＡ以下である画素の数Ｎｄを算出する。Ｎｄが閾値以上である場合、すなわち、領域Ｆ１２と比較して暗い領域が円形に存在する場合、テンプレート適用部２２２は、領域Ｆ１１の中央の画素（図１０において太線にて示す画素）をマーカ部分の候補の中心位置として検出する。
候補絞込部２２３は、複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つである第１画像におけるマーカ部分の候補の位置に基づいて、他の方向にて撮像した放射線画像である第２画像においてマーカ部分の候補があるべき範囲を設定する。そして、設定した範囲にマーカ部分の候補が無い場合、候補絞込部２２３は、第１画像におけるマーカ部分の候補を候補から除外する。
図１１は、候補絞込部２２３が設定するマーカ部分の候補があるべき範囲の例を示す説明図である。同図（Ａ）は、第１画像（例えば、センサアレイ３６１にて得られた放射線画像）におけるマーカ部分の候補の例を示しており、点Ｐ２１が、マーカ部分の候補を示している。また、同図（Ｂ）は、第２画像（例えば、センサアレイ３６２にて得られた放射線画像）において候補絞込部２２３が設定する、マーカ部分の候補があるべき範囲の例を示しており、領域Ｆ２１が、マーカ部分の候補があるべき範囲を示している。
第１画像にマーカの像が写っている場合、当該マーカの位置を、第１画像における縦方向および横方向については特定できるが、奥行き方向については、第１画像のみからは特定できない。従って、第１画像から特定できるマーカの位置は、３次元空間においては、放射線源とセンサアレイとを結ぶ、例えば円柱状の領域となる。当該領域を第２画像に射影すると、図１１（Ｂ）の領域Ｆ２１のように、例えば帯状の領域となる。
候補絞込部２２３は、撮像用放射線源３４１、３４２各々の位置と、センサアレイ３６１、３６２各々の位置と、第１画像（例えば、センサアレイ３６１にて得られた放射線画像）におけるマーカ部分の候補の位置とに基づいて、第２画像（例えば、センサアレイ３６２にて得られた放射線画像）においてマーカ部分の候補があるべき範囲を算出する。
そして、候補絞込部２２３は、第２画像において算出した範囲にマーカ部分の候補があるか否かを判定する。
そして、候補絞込部２２３は、第２画像において算出した範囲にマーカ部分の候補があるか否かを判定する。
第２画像の該当範囲にマーカ部分の候補がない場合、第１画像におけるマーカ部分の候補は、実際にはマーカの像ではない可能性が高い。そこで、候補絞込部２２３は、第１画像における当該マーカ部分の候補を、候補から除外する。
一方、第２画像の該当範囲にマーカ部分の候補がある場合、第１画像におけるマーカ部分の候補は、実際にマーカの像である可能性が高い。そこで、候補絞込部２２３は、第１画像における当該マーカ部分の候補を、候補として残す。すなわち、当該マーカ部分の候補に対して特に処理を行わない。
一方、第２画像の該当範囲にマーカ部分の候補がある場合、第１画像におけるマーカ部分の候補は、実際にマーカの像である可能性が高い。そこで、候補絞込部２２３は、第１画像における当該マーカ部分の候補を、候補として残す。すなわち、当該マーカ部分の候補に対して特に処理を行わない。
終了判定部２３０は、予め設定されたマーカの個数と、マーカ部分候補抽出部２２０が抽出したマーカ部分の候補の個数とを比較して、マーカ部分の検出を終了するか否かを判定（決定）する。
具体的には、終了判定部２３０は、患部付近に予め埋め込まれたマーカの個数（放射線画像に写るはずのマーカの個数）のユーザ入力を受けて予め記憶している。そして、終了判定部２３０は、マーカ部分候補抽出部２２０がマーカ部分の候補を抽出すると、当該マーカ部分の候補の個数と、予め記憶しているマーカの個数とを比較する。
具体的には、終了判定部２３０は、患部付近に予め埋め込まれたマーカの個数（放射線画像に写るはずのマーカの個数）のユーザ入力を受けて予め記憶している。そして、終了判定部２３０は、マーカ部分候補抽出部２２０がマーカ部分の候補を抽出すると、当該マーカ部分の候補の個数と、予め記憶しているマーカの個数とを比較する。
マーカ部分の候補の個数が、マーカの個数と同数以上の場合、終了判定部２３０は、マーカ部分の検出を終了すると判定する。
一方、マーカ部分の候補の個数が、マーカの個数よりも少ない場合、終了判定部２３０は、マーカ部分の検出を終了しないと判定する。この場合、上述したように、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数の値を大きく設定し直し、マーカ部分候補抽出部２２０が、マーカ部分の候補の抽出を再度行う。
一方、マーカ部分の候補の個数が、マーカの個数よりも少ない場合、終了判定部２３０は、マーカ部分の検出を終了しないと判定する。この場合、上述したように、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数の値を大きく設定し直し、マーカ部分候補抽出部２２０が、マーカ部分の候補の抽出を再度行う。
次に、図１２を参照して、放射線画像解析装置２１の動作について説明する。図１２は、放射線画像解析装置２１が放射線画像におけるマーカ部分を検出する処理の手順を示すフローチャートである。放射線画像解析装置２１は、例えば、センサアレイ３６１にて得られた放射線画像データと、センサアレイ３６２にて得られた放射線画像データとを取得すると、同図の処理を開始する。
図１２の処理において、まず、管球条件取得部１１２がＸ線管球条件を取得する（ステップＳ１０１）。具体的には、管球条件取得部１１２は、放射線画像を撮像した際の、撮像用放射線源３４１、３４２それぞれの、管電圧およびｍＡｓ値を取得する。
次に、輝度関係情報取得部１３０は、輝度関係情報として、マーカ部分検出用の判定閾値を設定する（ステップＳ１０２）。具体的には、輝度関係情報取得部１３０は、ステップＳ１０１で得られたＸ線管球条件に基づいて、マーカ部分検出用の判定閾値を、参照輝度と係数値設定部２１０の設定する推定散乱線係数値とを引数とする関数にて取得する。
そして、係数値設定部２１０は、推定散乱線係数値を「０」に初期設定し、設定した推定散乱線係数値を、輝度関係情報取得部１３０の設定した判定閾値に代入する（ステップＳ１０３）。
次に、輝度関係情報取得部１３０は、輝度関係情報として、マーカ部分検出用の判定閾値を設定する（ステップＳ１０２）。具体的には、輝度関係情報取得部１３０は、ステップＳ１０１で得られたＸ線管球条件に基づいて、マーカ部分検出用の判定閾値を、参照輝度と係数値設定部２１０の設定する推定散乱線係数値とを引数とする関数にて取得する。
そして、係数値設定部２１０は、推定散乱線係数値を「０」に初期設定し、設定した推定散乱線係数値を、輝度関係情報取得部１３０の設定した判定閾値に代入する（ステップＳ１０３）。
次に、マーカ部分候補抽出部２２０は、撮像方向の各々について処理を行うループＬ１１を開始する（ステップＳ１１１）。すなわち、ループＬ１１では、センサアレイ３６１が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像と、センサアレイ３６２が受光した撮像用放射線に基づく放射線画像との各々に対して処理を行う。
さらに、マーカ部分候補抽出部２２０は、放射線画像に含まれる画素の各々に対して処理を行うループＬ１２を開始する（ステップＳ１２１）。
さらに、マーカ部分候補抽出部２２０は、放射線画像に含まれる画素の各々に対して処理を行うループＬ１２を開始する（ステップＳ１２１）。
そして、参照輝度取得部１２０が、ループＬ１２において処理対象となっている画素に対する参照輝度を取得する（ステップＳ１２２）。具体的には、参照輝度取得部１２０は、マーカ部分の画素の候補の判定に際して、判定対象画素から所定の距離（例えば画素数）離れた画素の輝度を、判定対象画素の上下左右の４方向について比較し、最も大きい輝度を参照輝度として取得する。
次に、候補画素判定部２２１が、ループＬ１２において処理対象となっている画素について、当該画素がマーカ部分の画素の候補か否かの判定を行う（ステップＳ１２３）。
具体的には、候補画素判定部２２１は、ステップＳ１０２で輝度関係情報取得部１３０が設定し、ステップＳ１０３で係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を代入した判定閾値の関数に、ステップＳ１２２で参照輝度取得部１２０が検出した参照輝度を代入して判定閾値を決定（設定）する。そして、候補画素判定部２２１は、ループＬ１２において処理対象となっている画素の輝度が、判定閾値以下か否かを判定する。判定閾値以下であると判定した場合、候補画素判定部２２１は、当該画素がマーカ部分の画素の候補であると判定する。一方、処理対象となっている画素の輝度が判定閾値より大きいと判定した場合、候補画素判定部２２１は、当該画素がマーカ部分の画素の候補ではないと判定する。
具体的には、候補画素判定部２２１は、ステップＳ１０２で輝度関係情報取得部１３０が設定し、ステップＳ１０３で係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を代入した判定閾値の関数に、ステップＳ１２２で参照輝度取得部１２０が検出した参照輝度を代入して判定閾値を決定（設定）する。そして、候補画素判定部２２１は、ループＬ１２において処理対象となっている画素の輝度が、判定閾値以下か否かを判定する。判定閾値以下であると判定した場合、候補画素判定部２２１は、当該画素がマーカ部分の画素の候補であると判定する。一方、処理対象となっている画素の輝度が判定閾値より大きいと判定した場合、候補画素判定部２２１は、当該画素がマーカ部分の画素の候補ではないと判定する。
そして、マーカ部分候補抽出部２２０は、ループＬ１１で処理対象となっている放射線画像の全ての画素についてループＬ１２の処理を行ったか否かを判定する（ステップＳ１２４）。未だループＬ１２の処理を行っていない画素があると判定した場合は、引き続き、未処理の画素に対してループＬ１２の処理を行う。一方、全ての画素についてループＬ１２の処理を行ったと判定した場合、ループＬ１２を終了する。
ループＬ１２を終了すると、テンプレート適用部２２２がマーカ部分の候補の領域を抽出する（ステップＳ１３１）。例えば、テンプレート適用部２２２は、ループＬ１１で処理対象となっている放射線画像に対して、図１０を参照して説明したテンプレートを適用して、当該テンプレートに適合する部分を全て抽出する。
そして、マーカ部分候補抽出部２２０は、全ての撮像方向についてループＬ１１の処理を行ったか否かを判定する（ステップＳ１３２）。未だ処理を行っていない撮像方向があると判定した場合は、引き続き、未処理の撮像方向に対してループＬ１１の処理を行う。一方、全ての撮像方向についてループＬ１１の処理を行ったと判定した場合、ループＬ１１を終了する。
ループＬ１１を終了すると、候補絞込部２２３が、マーカ部分の候補の絞込を行う（ステップＳ１４１）。具体的には、図１１を参照して説明したように、候補絞込部２２３は、センサアレイ３６１にて得られた放射線画像と、センサアレイ３６２にて得られた放射線画像とについて、一方の画像におけるマーカ部分の候補について、他方の画像において対応するマーカ部分の候補があるか否かを判定する。そして、対応するマーカ部分の候補が無いと判定すると、候補絞込部２２３は、判定対象となっているマーカ部分の候補を候補から除外する。
次に、終了判定部２３０は、マーカ部分候補抽出部２２０が抽出したマーカ部分の候補の数を計数し（ステップＳ１４２）、マーカ部分の候補の数が、予め記憶しているマーカ数と同数以上か否かを判定する（ステップＳ１４３）。マーカ部分の候補の数がマーカ数よりも少ないと判定した場合（ステップＳ１４３：ＮＯ）、係数値設定部２１０が、推定散乱線係数値を更新する（ステップＳ１５１）。具体的には、係数値設定部２１０は、推定散乱線係数の現在の値に、所定の増分値を加算する。その後、ステップＳ１１１へ戻る。
一方、ステップＳ１４３において、マーカ部分の候補の数がマーカ数と同数以上であると判定した場合（ステップＳ１４３：ＹＥＳ）、検出結果出力部１１３が、マーカ部分検出部２００の検出結果を出力する（ステップＳ１６１）。例えば、検出結果出力部１１３は、マーカ部分候補抽出部２２０が抽出したマーカ部分の候補を、マーカ部分検出部２００の検出結果のマーカ部分として、各マーカ部分の座標情報を出力する。
ステップＳ１６１の後、図１２の処理を終了する。
ステップＳ１６１の後、図１２の処理を終了する。
以上のように、輝度関係情報取得部１３０は、撮像用放射線源３４１や３４２が照射する放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を示す輝度関係情報を取得する。また、参照輝度取得部１２０は、マーカ以外の部分と想定される参照部分の輝度を取得する。そして、マーカ部分検出部２００は、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報と、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分を検出する。
これにより、放射線画像解析装置２１は、マーカ以外の部分の輝度を反映させた判定閾値を用いて、マーカ部分の検出を行うことができる。従って、放射線画像解析装置２１は、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差を、より正確に反映させることができ、マーカ部分をより高精度に検出することができる。
これにより、放射線画像解析装置２１は、マーカ以外の部分の輝度を反映させた判定閾値を用いて、マーカ部分の検出を行うことができる。従って、放射線画像解析装置２１は、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差を、より正確に反映させることができ、マーカ部分をより高精度に検出することができる。
また、輝度関係情報取得部１３０は、輝度関係情報として、放射線源の管電圧と管電流と照射時間とに基づいて設定され、参照部分の輝度に基づいてマーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を取得する。そして、マーカ部分検出部２００は、輝度関係情報取得部１３０が取得した関数に、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度を代入して得られる判定閾値に基づいて、当該判定閾値以下の輝度の部分を、マーカ部分として検出する。
このように、輝度関係情報取得部１３０が、放射線源の管電圧と管電流と照射時間とに基づく輝度関係情報を取得することで、例えば式（１９）に示したように、検体における放射線の透過長を引数に含まない輝度関係情報を取得し得る。これにより、放射線画像解析装置２１は、マーカ部分の検出を行う際に、透過長の情報を必要としない。従って、放射線画像解析装置２１のユーザは、透過長（検体の厚さ）を測定する必要が無い。
このように、輝度関係情報取得部１３０が、放射線源の管電圧と管電流と照射時間とに基づく輝度関係情報を取得することで、例えば式（１９）に示したように、検体における放射線の透過長を引数に含まない輝度関係情報を取得し得る。これにより、放射線画像解析装置２１は、マーカ部分の検出を行う際に、透過長の情報を必要としない。従って、放射線画像解析装置２１のユーザは、透過長（検体の厚さ）を測定する必要が無い。
また、撮像用放射線源３４１と３４２とは、同時に放射線を照射して検体を複数方向にて同時撮像した放射線画像を取得し、輝度関係情報取得部１３０は、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を含む前記輝度関係情報を取得する。そして、マーカ数と同数以上のマーカ部分を検出するまで、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を徐々に大きくしながら、マーカ部分候補抽出部２２０がマーカ部分の候補を抽出する。
これにより、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を受ける場合でも、放射線画像解析装置２１は、マーカ以外の部分の輝度を反映させた判定閾値を用いて、マーカ部分の検出を行うことができる。従って、放射線画像解析装置２１は、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差を、より正確に反映させることができ、マーカ部分をより高精度に検出することができる。
これにより、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を受ける場合でも、放射線画像解析装置２１は、マーカ以外の部分の輝度を反映させた判定閾値を用いて、マーカ部分の検出を行うことができる。従って、放射線画像解析装置２１は、マーカ候補部分の画像輝度と他の部分の画像輝度との差を、より正確に反映させることができ、マーカ部分をより高精度に検出することができる。
また、候補絞込部２２３は、複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つである第１画像におけるマーカ部分の候補の位置に基づいて、他の方向にて撮像した放射線画像である第２画像においてマーカ部分の候補があるべき範囲を設定する。そして、候補絞込部２２３は、設定した範囲にマーカ部分の候補が無い場合、第１画像における前記マーカ部分の候補を候補から除外する。
このように、候補絞込部２２３が、複数の画像間の関係に基づいてマーカ部分の候補の絞込を行うことで、マーカ部分検出部２００が行うマーカ部分の検出の精度をより高めることができる。
このように、候補絞込部２２３が、複数の画像間の関係に基づいてマーカ部分の候補の絞込を行うことで、マーカ部分検出部２００が行うマーカ部分の検出の精度をより高めることができる。
また、候補画素判定部２２１は、放射線画像の画素毎に、輝度関係情報取得部１３０が取得した輝度関係情報と、参照輝度取得部１２０が取得した参照部分の輝度とに基づいて、マーカ部分の画素の候補か否かを判定する。そして、テンプレート適用部２２２は、マーカの領域とマーカ以外の領域とを含むテンプレートを、候補画素判定部２２１の判定結果に適用して、マーカ部分の候補を抽出する。これにより、マーカの形状や大きさをテンプレートに反映させることができ、マーカ部分検出部２００が行うマーカ部分の検出の精度をより高めることができる。
なお、本発明者は、実際の放射線治療に際して、本発明を用いてマーカ部分の検出を試みた。その結果、９９．５％という高い精度でマーカ部分を検出することができた。また、検出したマーカの位置誤差についても、０．１ミリメートル（ｍｍ）〜０．２ミリメートルと、高い精度でマーカの位置を特定することができた。
なお、以上では、放射線治療システムに本発明を適用する場合を例に説明したが、本発明の適用範囲は放射線治療システムに限らない。例えば、放射線画像解析装置２１が、治療用放射線の照射を伴わない患部観察用システムに適用されていてもよい。
なお、候補絞込部２２３が行うマーカ部分の候補の絞込は、本発明において必須の要素ではない。従って、放射線画像解析装置２１が候補絞込部２２３を具備していなくてもよい。
なお、候補絞込部２２３が行うマーカ部分の候補の絞込は、本発明において必須の要素ではない。従って、放射線画像解析装置２１が候補絞込部２２３を具備していなくてもよい。
また、テンプレート適用部２２２が使用するテンプレートは、図１０を参照して説明した、マーカ領域とマーカ以外の領域とを含むものに限らない。例えば、テンプレート適用部２２２が、マーカ領域のみを含んでマーカ以外の領域を含まないテンプレートを用いるようにしてもよい。
また、参照輝度取得部１２０が行う参照輝度の取得は、上述した判定対象画素の上下左右の４方向について輝度を比較する方法に限らない。例えば、参照輝度取得部１２０が、放射線画像においてマーカの像の含まれない領域を予め記憶しておき、当該領域において参照輝度を検出するようにしてもよい。
また、参照輝度取得部１２０が行う参照輝度の取得は、上述した判定対象画素の上下左右の４方向について輝度を比較する方法に限らない。例えば、参照輝度取得部１２０が、放射線画像においてマーカの像の含まれない領域を予め記憶しておき、当該領域において参照輝度を検出するようにしてもよい。
なお、撮像用放射線源３４１と３４２とが同時に放射線を照射して検体を複数方向にて同時撮像する場合、撮像用放射線源３４１が照射する放射線と、撮像用放射線源３４２が照射する放射線とのなす角度は、典型的には直角であるが、これに限らず任意の角度とすることができる。また、撮像用放射線源の数は２つに限らず、３方向以上から同時に撮像するようにしてもよい。
あるいは、１方向からの撮像においても、本発明を適用可能である。この場合、マーカ部分検出部２００が、式（９）のように推定散乱線係数を含まない判定閾値を用いるようにしてもよい。この場合、放射線画像解析装置２１が、係数値設定部２１０や終了判定部２３０を具備していなくてもよい。
あるいは、１方向からの撮像においても、複数方向にて同時撮像する場合と同様、マーカ部分検出部２００（マーカ部分候補抽出部２２０）が、式（１９）のように推定散乱線係数を含む閾値を用いるようにしてもよい。この場合、複数方向にて同時撮像する場合と同様、マーカ数と同数以上のマーカ部分を検出するまで、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を徐々に大きくしながら、マーカ部分候補抽出部２２０がマーカ部分の候補を抽出することで、マーカ部分を高精度に検出し得る。
あるいは、１方向からの撮像においても、複数方向にて同時撮像する場合と同様、マーカ部分検出部２００（マーカ部分候補抽出部２２０）が、式（１９）のように推定散乱線係数を含む閾値を用いるようにしてもよい。この場合、複数方向にて同時撮像する場合と同様、マーカ数と同数以上のマーカ部分を検出するまで、係数値設定部２１０が推定散乱線係数値を徐々に大きくしながら、マーカ部分候補抽出部２２０がマーカ部分の候補を抽出することで、マーカ部分を高精度に検出し得る。
なお、放射線画像解析装置２１が、マーカの位置を限定する情報を取得して、放射線画像においてマーカ部分を検出する領域を限定するようにしてもよい。例えば、放射線画像解析装置２１のユーザがマーカの位置を予め登録しておき、放射線画像解析装置２１が、登録されたマーカの位置から一定の範囲（例えば、患者の呼吸等によってマーカの移動が想定される範囲）のみにおいて、マーカ部分を検出するようにしてもよい。
なお、放射線画像解析装置２１の全部または一部の機能を実現するためのプログラムをコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して、この記録媒体に記録されたプログラムをコンピュータシステムに読み込ませ、実行することにより各部の処理を行ってもよい。なお、ここでいう「コンピュータシステム」とは、ＯＳや周辺機器等のハードウェアを含むものとする。
また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムを送信する場合の通信線のように、短時間の間、動的にプログラムを保持するもの、その場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであってもよい。
また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムを送信する場合の通信線のように、短時間の間、動的にプログラムを保持するもの、その場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであってもよい。
以上、本発明の実施形態について図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。
１ 放射線治療システム
２ 放射線治療装置制御装置
２１ 放射線画像解析装置
１１０ 入出力部
１１１ 放射線画像取得部
１１２ 管球条件取得部
１１３ 検出結果出力部
１２０ 参照輝度取得部
１３０ 輝度関係情報取得部
２００ マーカ部分検出部
２１０ 係数値設定部
２２０ マーカ部分候補抽出部
２２１ 候補画素判定部
２２２ テンプレート適用部
２２３ 候補絞込部
２３０ 終了判定部
３ 放射線治療装置
２ 放射線治療装置制御装置
２１ 放射線画像解析装置
１１０ 入出力部
１１１ 放射線画像取得部
１１２ 管球条件取得部
１１３ 検出結果出力部
１２０ 参照輝度取得部
１３０ 輝度関係情報取得部
２００ マーカ部分検出部
２１０ 係数値設定部
２２０ マーカ部分候補抽出部
２２１ 候補画素判定部
２２２ テンプレート適用部
２２３ 候補絞込部
２３０ 終了判定部
３ 放射線治療装置
Claims (8)
- マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置であって、
放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を表す関係式に基づいて輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得部と、
前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得部と、
前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出部と、
を具備し、
前記輝度関係情報取得部は、前記輝度関係情報として、放射線源の管電圧と管電流と照射時間とに基づいて設定され、前記参照部分の輝度に基づいて前記マーカ部分の輝度の判定閾値を示す関数を取得し、
前記マーカ部分検出部は、前記輝度関係情報取得部が取得した前記関数に、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度を代入して得られる判定閾値に基づいて、当該判定閾値以下の輝度の部分を、前記マーカ部分として検出する
ことを特徴とする放射線画像解析装置。 - マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置であって、
放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を表す関係式に基づいて輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得部と、
前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得部と、
前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出部と、
を具備し、
前記放射線画像は、前記検体を複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つであり、
前記輝度関係情報取得部は、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を含む前記輝度関係情報を取得し、
前記マーカ部分検出部は、
前記係数の値を設定する係数値設定部と、
前記係数値設定部が係数値を設定した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出するマーカ部分候補抽出部と、
予め設定された前記マーカの個数と、前記マーカ部分候補抽出部が抽出した前記マーカ部分の候補の個数とを比較して、前記マーカ部分の検出を終了するか否かを判定する終了判定部と、
を具備し、
前記係数値設定部は、前記終了判定部が前記マーカ部分の検出を終了しないと判定すると、前記係数の値を変更し、
前記マーカ部分候補抽出部は、前記係数値設定部が変更した前記係数の値に基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出する
ことを特徴とする放射線画像解析装置。 - マーカを埋め込まれた検体を撮像した放射線画像からマーカ部分を検出する放射線画像解析装置であって、
放射線の放射量に関する情報に基づいて生成され、前記マーカ部分の輝度とマーカ以外の部分として想定された参照部分の輝度との関係を表す関係式に基づいて輝度関係情報を取得する輝度関係情報取得部と、
前記参照部分の輝度を取得する参照輝度取得部と、
前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分を検出するマーカ部分検出部と、
を具備し、
前記マーカ部分検出部は、
前記放射線画像の画素毎に、前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の画素の候補か否かを判定する候補画素判定部と、
マーカの領域とマーカ以外の領域とを含むテンプレートを、前記候補画素判定部の判定結果に適用して前記マーカ部分の候補を抽出するテンプレート適用部と、
を具備することを特徴とする放射線画像解析装置。 - 前記放射線画像は、前記検体を複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つであり、
前記輝度関係情報取得部は、他の方向の撮像から混入する放射線の影響を示す係数を含む前記輝度関係情報を取得し、
前記マーカ部分検出部は、
前記係数の値を設定する係数値設定部と、
前記係数値設定部が係数値を設定した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出するマーカ部分候補抽出部と、
予め設定された前記マーカの個数と、前記マーカ部分候補抽出部が抽出した前記マーカ部分の候補の個数とを比較して、前記マーカ部分の検出を終了するか否かを判定する終了判定部と、
を具備し、
前記係数値設定部は、前記終了判定部が前記マーカ部分の検出を終了しないと判定すると、前記係数の値を変更し、
前記マーカ部分候補抽出部は、前記係数値設定部が変更した前記係数の値に基づいて、前記マーカ部分の候補を抽出する
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線画像解析装置。 - 前記マーカ部分候補抽出部は、前記複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つである第１画像における前記マーカ部分の候補の位置に基づいて、他の方向にて撮像した放射線画像である第２画像においてマーカ部分の候補があるべき範囲を設定し、設定した範囲にマーカ部分の候補が無い場合、前記第１画像における前記マーカ部分の候補を候補から除外する、ことを特徴とする請求項２に記載の放射線画像解析装置。
- 前記マーカ部分候補抽出部は、前記複数方向にて同時撮像した放射線画像の１つである第１画像における前記マーカ部分の候補の位置に基づいて、他の方向にて撮像した放射線画像である第２画像においてマーカ部分の候補があるべき範囲を設定し、設定した範囲にマーカ部分の候補が無い場合、前記第１画像における前記マーカ部分の候補を候補から除外する、ことを特徴とする請求項４に記載の放射線画像解析装置。
- 前記マーカ部分検出部は、
前記放射線画像の画素毎に、前記輝度関係情報取得部が取得した前記輝度関係情報と、前記参照輝度取得部が取得した前記参照部分の輝度とに基づいて、前記マーカ部分の画素の候補か否かを判定する候補画素判定部と、
マーカの領域とマーカ以外の領域とを含むテンプレートを、前記候補画素判定部の判定結果に適用して前記マーカ部分の候補を抽出するテンプレート適用部と、
を具備することを特徴とする請求項１、２、４、５、６のいずれか一項に記載の放射線画像解析装置。 - 請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線画像解析装置を具備することを特徴とする放射線治療システム。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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