WO2014192571A1 - 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

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 Download PDF

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WO2014192571A1
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marker
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radiation
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邦夫 ▲高▼橋
山田　昌弘
晃 澤田
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三菱重工業株式会社
国立大学法人京都大学
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Definitions

  • the present invention relates to a radiological image analysis apparatus, a radiotherapy system, a marker part detection method, and a program.
  • Patent Document 1 describes a method for obtaining tumor marker coordinates by executing template matching by a density normalized cross correlation method in which a template image of a tumor marker registered in advance in image information is applied.
  • the present invention provides a radiological image analysis apparatus, a radiotherapy system, a marker part detection method, and a program that can more accurately reflect the difference between the image brightness of a marker candidate part and the image brightness of another part.
  • the radiological image analysis apparatus is a radiological image analysis apparatus that detects a marker portion from a radiographic image obtained by imaging a specimen in which a marker is embedded, and is based on information on the radiation amount of radiation.
  • a luminance relationship information acquisition unit for acquiring luminance relationship information indicating a relationship between the luminance of the marker portion and the luminance of the reference portion assumed as a portion other than the marker, and a reference luminance for acquiring the luminance of the reference portion
  • the luminance relationship information acquisition unit is set based on a tube voltage, a tube current, and an irradiation time of a radiation source as the luminance relationship information, and indicates a determination threshold value for the luminance of the marker portion based on the luminance of the reference portion. Based on a determination threshold obtained by substituting the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit into the function acquired by the luminance relationship information acquisition unit, You may make it detect the part of the brightness
  • the radiographic image is one of radiographic images obtained by simultaneously imaging the specimen in a plurality of directions
  • the luminance relationship information acquisition unit includes the luminance relationship including a coefficient indicating an influence of radiation mixed from imaging in other directions.
  • Information is acquired, and the marker part detection unit acquires a coefficient value setting unit for setting the coefficient value, the luminance relation information for which the coefficient value setting unit sets a coefficient value, and the reference luminance acquisition unit.
  • a marker part candidate extraction unit that extracts candidates for the marker part, a preset number of markers, and candidates for the marker part extracted by the marker part candidate extraction unit
  • An end determination unit that compares the number and determines whether or not to end the detection of the marker portion, and the coefficient value setting unit is configured so that the end determination unit does not end the detection of the marker portion. Judgment If that, to change the value of the coefficient, the marker portions candidate extraction unit based on the value of the coefficients the coefficient value setting unit is changed, may be extracted candidates of the marker portion.
  • the marker part candidate extraction unit is a radiographic image captured in another direction based on the position of the marker part candidate in the first image that is one of the radiographic images simultaneously captured in the plurality of directions.
  • a range where there should be a marker part candidate in two images is set, and if there is no marker part candidate in the set range, the marker part candidate in the first image may be excluded from the candidates.
  • the marker part detection unit for each pixel of the radiation image, based on the luminance relation information acquired by the luminance relation information acquisition unit and the luminance of the reference part acquired by the reference luminance acquisition unit.
  • a candidate pixel determination unit that determines whether or not the pixel is a candidate for a portion and a template including a marker region and a region other than the marker are applied to the determination result of the candidate pixel determination unit to extract the marker portion candidate
  • a template application unit that performs the processing.
  • the radiotherapy system includes any one of the above-described radiological image analyzers.
  • the marker part detection method is a marker part detection method of a radiological image analyzer for detecting a marker part from a radiographic image obtained by imaging a specimen in which a marker is embedded, and the radiation of the radiation is detected.
  • a luminance relation information obtaining step for obtaining luminance relation information indicating a relation between the luminance of the marker portion and the luminance of the reference portion assumed as a portion other than the marker, which is generated based on information on the amount; and the luminance of the reference portion
  • the marker portion is detected based on the reference luminance acquisition step of acquiring the luminance relationship information, the luminance relationship information acquired in the luminance relationship information acquisition step, and the luminance of the reference portion acquired in the reference luminance acquisition step.
  • a marker portion detecting step is a marker part detection method of a radiological image analyzer for detecting a marker part from a radiographic image obtained by imaging a specimen in which a marker is embedded, and the radiation of the radiation is detected.
  • the program is generated on the computer as the radiation image analysis device that detects the marker portion from the radiation image obtained by imaging the specimen in which the marker is embedded, based on the information on the radiation amount of radiation.
  • a luminance relationship information acquisition step for acquiring luminance relationship information indicating a relationship between the luminance of the marker portion and the luminance of the reference portion assumed as a portion other than the marker, and a reference luminance acquisition step of acquiring the luminance of the reference portion
  • a marker part detection step for detecting the marker part based on the brightness relation information acquired in the brightness relation information acquisition step and the brightness of the reference part acquired in the reference brightness acquisition step.
  • the difference between the image brightness of the marker candidate part and the image brightness of the other part can be reflected more accurately.
  • FIG. 1 is a schematic block diagram showing a functional configuration of a radiation therapy system in one embodiment of the present invention.
  • the radiation therapy system 1 includes a radiation therapy apparatus control device 2 and a radiation therapy apparatus 3.
  • the radiotherapy apparatus control apparatus 2 includes a radiological image analysis apparatus 21.
  • the radiotherapy system 1 is a system for performing radiotherapy, and specifically, irradiation of therapeutic radiation (may be a heavy particle beam) or radiographic images (X-ray fluoroscopic images) for specifying the position of an affected area. Take an image.
  • the radiation therapy apparatus control device 2 controls the radiation therapy apparatus 3 to perform radiation irradiation or radiographic image capturing.
  • the radiological image analysis apparatus 21 analyzes the radiographic image captured by the radiotherapy apparatus 3, and an image of a marker embedded in the vicinity of the affected part for specifying the affected part position (marker part of the radiographic image) Is detected.
  • a gold sphere with low X-ray transmittance is used as a marker, and the radiological image analyzer 21 detects a shadow of the gold sphere in X-ray irradiation as a marker portion.
  • the radiotherapy device 3 executes irradiation of therapeutic radiation and imaging of radiographic images according to the control of the radiotherapy device control device 2.
  • FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing the apparatus configuration of the radiation therapy apparatus 3.
  • the radiotherapy apparatus 3 includes a turning drive 311, an O-ring 312, a traveling gantry 313, a swing mechanism 321, an irradiation unit 330, sensor arrays 351, 361 and 362, and a couch 381. It has.
  • the irradiation unit 330 includes a therapeutic radiation irradiation device 331, a multi-leaf collimator (MLC) 332, and imaging radiation sources 341 and 342.
  • MLC multi-leaf collimator
  • the turning drive device 311 supports the O-ring 312 on the base so as to be rotatable about the rotation axis A ⁇ b> 11, and rotates the O-ring 312 according to the control of the radiotherapy device control device 2.
  • the rotation axis A11 is a vertical axis.
  • the O-ring 312 is formed in a ring shape centered on the rotation axis A12, and supports the traveling gantry 313 so as to be rotatable about the rotation axis A12.
  • the rotation axis A12 is a horizontal axis (that is, an axis perpendicular to the vertical direction), and is orthogonal to the rotation axis A11 at the isocenter P11.
  • the rotation axis A12 is fixed with respect to the O-ring 312. That is, the rotation axis A12 rotates around the rotation axis A11 as the O-ring 312 rotates.
  • the traveling gantry 313 is formed in a ring shape centered on the rotation axis A ⁇ b> 12, and is disposed inside the O-ring 312 so as to be concentric with the O-ring 312.
  • the radiotherapy apparatus 3 further includes a travel drive device (not shown), and the travel gantry 313 rotates about the rotation axis A12 with power from the travel drive device.
  • the traveling gantry 313 integrally rotates components such as the imaging radiation source 341 and the sensor array 361, the imaging radiation source 342 and the sensor array 362.
  • the swing mechanism 321 is fixed inside the ring of the traveling gantry 313 and supports the irradiation unit 330 on the traveling gantry 313.
  • the head swing mechanism 321 changes the direction of the irradiation unit 330 according to the control of the radiation therapy apparatus control device 2.
  • the irradiation unit 330 is arranged inside the traveling gantry 313 and supported by the swing mechanism 321 and irradiates therapeutic radiation and imaging radiation.
  • the therapeutic radiation irradiation apparatus 331 irradiates the therapeutic radiation toward the affected part of the patient T11 according to the control of the radiotherapy apparatus control apparatus 2.
  • the multi-leaf collimator 332 shields a part of the therapeutic radiation in accordance with the control of the radiotherapy apparatus control apparatus 2, thereby matching the shape of the irradiation field when the therapeutic radiation is irradiated to the patient T11 with the shape of the affected part.
  • the imaging radiation source 341 emits imaging radiation (X-rays) toward the sensor array 361 under the control of the radiation therapy apparatus control device 2.
  • the imaging radiation source 342 emits imaging radiation toward the sensor array 362 under the control of the radiation therapy apparatus control device 2.
  • the imaging radiation sources 341 and 342 are fixed to the irradiation unit 330 (for example, the housing of the multi-leaf collimator 332) in a direction in which the irradiated radiation is orthogonal.
  • the sensor array 351 is disposed at a position where the therapeutic radiation from the therapeutic radiation irradiation apparatus 331 is applied, facing the therapeutic radiation irradiation apparatus 331, and is fixed inside the ring of the traveling gantry 313.
  • the sensor array 351 receives the therapeutic radiation transmitted through the patient T11 and the like for confirmation of the irradiation position and recording of treatment. In addition, light reception here is receiving radiation.
  • the sensor array 361 is arranged at the position where the imaging radiation from the imaging radiation source 341 is applied, facing the imaging radiation source 341, and is fixed inside the ring of the traveling gantry 313.
  • the sensor array 361 receives the imaging radiation irradiated from the imaging radiation source 341 and transmitted through the patient T11 and the like for specifying the affected part position.
  • the sensor array 362 is arranged at the position where the imaging radiation from the imaging radiation source 342 strikes and faces the imaging radiation source 342 and is fixed inside the ring of the traveling gantry 313.
  • the sensor array 362 receives the imaging radiation irradiated from the imaging radiation source 342 and transmitted through the patient T11 and the like for specifying the affected part position.
  • the couch 381 is used for the patient T11 to be treated lying down.
  • FIG. 3 is a schematic block diagram showing the functional configuration of the radiation image analysis apparatus 21.
  • the radiation image analysis apparatus 21 includes an input / output unit 110, a reference luminance acquisition unit 120, a luminance relationship information acquisition unit 130, and a marker part detection unit 200.
  • the input / output unit 110 includes a radiation image acquisition unit 111, a tube condition acquisition unit 112, and a detection result output unit 113.
  • the marker part detection unit 200 includes a coefficient value setting unit 210, a marker part candidate extraction unit 220, and an end determination unit 230.
  • the marker part candidate extraction unit 220 includes a candidate pixel determination unit 221, a template application unit 222, and a candidate narrowing unit 223.
  • the input / output unit 110 inputs / outputs various data.
  • the radiographic image acquisition unit 111 acquires a radiographic image obtained by imaging the specimen in which the marker is embedded. Specifically, the radiation image acquisition unit 111 acquires, as image data, a radiation image based on imaging radiation received by the sensor array 361 and a radiation image based on imaging radiation received by the sensor array 362. In particular, the radiological image acquisition unit 111 acquires radiographic images obtained by simultaneously imaging the specimen (near the affected part of the patient T11) in a plurality of directions by the radiation sources 341 and 342 for imaging simultaneously irradiating radiation.
  • the tube condition acquisition unit 112 acquires information related to the radiation amount of radiation from the imaging radiation sources 341 and 342. Specifically, the tube condition acquisition unit 112 determines the tube voltage and the mAs value (product of the tube current and the irradiation time) as the X-ray tube conditions when the imaging radiation sources 341 and 342 emit the imaging radiation. ) To get.
  • the detection result output unit 113 outputs the detection result of the radiation image analysis device 21. For example, the detection result output unit 113 outputs the coordinate information of the marker detected by the radiation image analysis device 21.
  • the reference luminance acquisition unit 120 acquires the luminance of the reference portion.
  • the reference luminance here is the luminance of the reference portion assumed as a portion other than the marker in the radiographic image. For example, when determining the candidate pixel of the marker portion, the reference luminance acquisition unit 120 compares the luminance of a pixel that is a predetermined distance away from the determination target pixel in the four directions, up, down, left, and right of the determination target pixel. Then, the reference luminance acquisition unit 120 sets the pixel having the highest luminance as a reference portion assuming that it is a portion other than the marker, and acquires the luminance of the reference portion as the reference luminance.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 acquires luminance relationship information.
  • the luminance relationship information here is information indicating the relationship between the luminance of the marker portion and the luminance of the reference portion.
  • the luminance-related information is generated based on information related to the radiation amount of imaging radiation (specifically, the X-ray tube condition acquired by the tube condition acquisition unit 112). More specifically, the luminance relationship information acquisition unit 130 stores in advance a function that outputs a determination threshold value for the marker portion luminance using the tube voltage, the mAs value, and the luminance of the reference portion as arguments.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 substitutes the tube voltage and mAs value acquired by the tube condition acquisition unit 112 into the function, and indicates a determination threshold value for the luminance of the marker portion based on the luminance of the reference portion. Is acquired as luminance related information.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 acquires luminance relationship information including a coefficient indicating the influence of radiation mixed from imaging in other directions. Specifically, the luminance-related information acquisition unit 130 uses the coefficient indicating the influence of radiation mixed from imaging in other directions as an argument in addition to the tube voltage, the mAs value, and the luminance of the reference portion as an argument. A function for outputting the determination threshold is stored in advance. Then, the tube voltage and mAs value acquired by the tube condition acquisition unit 112 are substituted into the function, and the marker portion is based on the luminance of the reference portion and the coefficient indicating the influence of radiation mixed from imaging in other directions. A function indicating the luminance determination threshold is acquired as luminance related information.
  • a coefficient indicating the influence of radiation mixed from imaging in another direction is referred to as an “estimated scattered radiation coefficient”
  • the value of the coefficient is referred to as an “estimated scattered radiation coefficient value”.
  • the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130 will be described with reference to FIGS.
  • the detection is performed using the absolute value of the luminance as a threshold value, it may not be possible to cope with a change in transmission length through which the radiation passes through the human body or the like, and there is a possibility that erroneous detection occurs. That is, when the transmission length is short and the attenuation of radiation is relatively small, there is a possibility that the brightness of the entire radiation image increases and the marker portion cannot be detected as the marker portion. On the other hand, when the transmission length is long and the radiation attenuation is relatively large, the brightness of the entire radiation image is reduced, and there is a possibility that a portion other than the marker is detected as the marker portion.
  • I o denotes the luminance of the determination target portion
  • I r denotes the luminance of the reference portion.
  • a conv is a determination threshold value, and is set to a constant of about 1.3, for example. If both the radiation applied to the marker part and the radiation applied to the part other than the marker are attenuated at the same rate when passing through the human body, the brightness in the marker part and the part other than the marker changes according to the transmission length. However, the luminance ratio is expected to be constant. Then, it is expected that the marker portion can be detected with high accuracy by using Expression (1).
  • the brightness of both the marker part and the part other than the marker is increased by radiation scattered by the human body. Due to the effect of radiation scattered by the human body, the radiation applied to the marker part and the radiation applied to the part other than the marker are not attenuated at the same rate when passing through the human body. The luminance ratio between the marker portion and the portion other than the marker changes depending on the transmission length of.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing an outline of the environment of the experiment.
  • a scatterer PHA corresponding to a human body and a marker MK attached to the scatterer PHA are arranged between the radiation source TUB and the sensor array FPD.
  • the transmission length of the scatterer PHA and the X-ray tube conditions are changed, and the luminance of the marker portion (hereinafter referred to as “marker luminance”) and the luminance of the portion other than the marker (hereinafter referred to as “ambient luminance”). Measured).
  • FIG. 5 is a graph showing an example of the relationship between the reciprocal of the transmission length of the scatterer PHA and the ambient luminance.
  • points P211 to P213 indicate the relationship between the reciprocal of the transmission length and the ambient luminance based on the measured values when the tube voltage is relatively small
  • the line L11 is an example of linear approximation of the points P211 to P213.
  • Points P221 to P223 indicate the relationship between the reciprocal of the transmission length and the ambient luminance based on the measured value when the tube voltage is relatively large
  • the line L12 indicates an example of linear approximation of the points P221 to P223. .
  • Both lines L11 and L12 indicate that the relationship between the reciprocal of the transmission length and the ambient luminance can be linearly approximated. Thus, it was found that the relationship between the reciprocal of the transmission length and the ambient luminance can be linearly approximated. Therefore, the relationship between the transmission length t and ambient luminance I s can be approximated by equation (2).
  • the coefficient c is calculated by, for example, Equation (3) based on the X-ray tube conditions.
  • V shows the tube voltage of the X-ray tube
  • D shows the mAs value of the X-ray tube
  • V 0 is a constant indicating the reference value of the tube voltage of the X-ray tube
  • D 0 is a constant indicating the reference value of the mAs value of the X-ray tube
  • C 1 and c 2 are predetermined constants.
  • the coefficient d in the equation (2) is calculated by, for example, the equation (4) based on the X-ray tube condition.
  • Equation (2) can be transformed as Equation (5).
  • FIG. 6 is a graph showing an example of the relationship between the transmission length of the scatterer PHA and the luminance ratio obtained by dividing the peripheral luminance by the marker luminance.
  • the relationship between the transmission length and the luminance ratio can be linearly approximated.
  • the relationship between the transmission length and the luminance ratio can be linearly approximated. Therefore, the relationship between the transmission length t and ambient luminance I s marker intensity I m can be approximated by equation (6).
  • Expression (7) does not include the transmission length t.
  • the transmission length term can be eliminated by obtaining a plurality of linear expressions of the transmission length t as in the expressions (5) and (6).
  • the radiological image analysis apparatus 21 does not need transmission length information when detecting the marker portion. Therefore, the user of the radiological image analyzer 21 does not need to measure the transmission length (specimen thickness).
  • Formula (7) can be rearranged for I m to obtain Formula (8).
  • the tube condition acquisition unit 112 determines the tube voltage of the imaging radiation source 341. And get the mAs value. Then, the luminance-related information acquisition unit 130 calculates the values of the coefficients c and d by substituting the tube voltage and the mAs value into the equations (3) and (4), and the obtained coefficient values are expressed by the equation (9). Assign to. Equation (9) after the coefficient value assignment is made to a function that outputs a determination threshold I thr peripheral luminance I s as arguments. Therefore, the candidate pixel determining unit 221, the peripheral luminance I s of the formula after the coefficient value assignment (9), by substituting a reference brightness acquired reference luminance obtaining unit 120, the determination threshold I thr for detection marker moiety calculate.
  • Expressions (2) and (6) are examples of approximate expressions, and are not limited thereto. Another example of the approximate expression of the relationship between the transmission length t and the ambient luminance Is is shown in Expression (10).
  • equation (12) is obtained by substituting equation (5) into equation (11).
  • Equation (12) to organize the I m, the resulting equation (13).
  • FIG. 7 is a graph showing an example of the relationship between ambient luminance and marker luminance.
  • points P311 to P313 indicate the relationship between the ambient luminance based on the measured value and the marker luminance when the tube voltage is relatively small, and the line L21 indicates the calculated value of the equation (13) at the tube voltage.
  • Points P321 to P323 indicate the relationship between the ambient luminance based on the measured value and the marker luminance when the tube voltage is relatively large, and the line L22 indicates the calculated value of the equation (13) at the tube voltage. .
  • the determination threshold value for detecting the marker portion is, for example, a value obtained by adding a constant to the estimated value of the marker luminance, or an intermediate value between the estimated value of the marker luminance and the lower limit value of the luminance other than the marker (for example, the average Value or weighted average value), the marker portion can be detected with high accuracy.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing an example of marker brightness and ambient brightness when there is radiation scattering from orthogonal radiation sources.
  • FIG. 8 shows the case of the sensor array 361 as an example, but the same applies to the sensor array 362.
  • FIG. 8A shows a case where imaging in one direction is performed in a state where the patient T11 is not positioned and only the marker MK is present (in the example of FIG. 8, the imaging radiation source 342 does not irradiate radiation, and imaging is performed. An example of the case where only the radiation source 341 is irradiated with radiation) is shown.
  • FIG. 8 shows the case of the sensor array 361 as an example, but the same applies to the sensor array 362.
  • FIG. 8A shows a case where imaging in one direction is performed in a state where the patient T11 is not positioned and only the marker MK is present (in the example of FIG. 8, the imaging radiation source 342 does not irradiate radiation, and imaging is performed. An example of the case where only the radiation source 3
  • FIG. 8B shows an example when imaging in one direction is performed in the state where the patient T11 and the marker MK are present.
  • FIG. 8C shows a case where imaging is performed in two directions in the presence of the patient T11 and the marker MK (more specifically, the imaging radiation sources 341 and 342 simultaneously radiate radiation). Example).
  • the portion other than the marker has the luminance A0 due to the radiation X11 from the imaging radiation source 341.
  • the radiation X11 is attenuated by the marker MK and becomes the luminance A1. Therefore, the luminance ratio obtained by dividing the ambient luminance by the marker luminance is A0 / A1.
  • the radiation X11 from the imaging radiation source 341 is attenuated by the human body of the patient T11.
  • the radiation X21 scattered by the radiation X11 in the patient T11 also reaches the sensor array 361.
  • the part other than the marker has the luminance (A0 ′ + B).
  • the marker portion has luminance (A1 '+ B). Therefore, the luminance ratio obtained by dividing the ambient luminance by the marker luminance is (A0 '+ B) / (A1' + B).
  • the radiation X22 from the imaging radiation source 342 scattered in the body of the patient T11 also reaches the sensor array 361. is doing. Thereby, the part other than the marker has luminance (A0 ′ + B + C). Further, the marker portion has luminance (A1 ′ + B + C). Therefore, the luminance ratio obtained by dividing the ambient luminance by the marker luminance is (A0 ′ + B + C) / (A1 ′ + B + C).
  • the amount of radiation X22 scattered by the radiation X12 from the imaging radiation source 342 in the body of the patient T11 is substantially the same between the marker portion and the portion other than the marker, and therefore the ambient luminance is divided by the marker luminance.
  • the luminance ratio is smaller than that in the case of FIG. Therefore, as in Equation (14), the marker intensity I m in the case of imaging only one direction, in the example of a radiation (FIG. 8 which is mixed from the image pickup in the other direction, the radiation X12 from the imaging radiation sources 342
  • the marker luminance obtained by adding a coefficient (estimated scattered radiation coefficient) e indicating the influence of the radiation scattered in the patient T11 is defined as I ′ m .
  • I m represents the luminance based on the radiation from the imaging radiation source 341 corresponding to the sensor array 361
  • e represents the luminance based on the radiation from the orthogonal imaging radiation source 342
  • I ′ m is The luminance is the sum of Im and e. Equation (14) can be rearranged for I ′ m to obtain equation (15).
  • Equation (16) around the luminance I s in the case of imaging only one direction, the ambient brightness plus the estimated scatter coefficient e and I 's.
  • I s indicates the luminance based on the radiation from the imaging radiation source 341 corresponding to the sensor array 361
  • e indicates the luminance based on the radiation from the orthogonal imaging radiation source 342
  • I ′ s is The luminance is the sum of Is and e. Equation (16) can be rearranged for I ′ s to obtain equation (17).
  • Expression (18) is obtained by substituting Expression (15) and Expression (17) into Expression (8).
  • the determination threshold value I thr is as shown in Expression (19).
  • the tube condition is set for the radiation images captured by the imaging radiation source 341 and the sensor array 361.
  • the acquisition unit 112 acquires the tube voltage and mAs value of the imaging radiation source 341.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 calculates the values of the coefficients c and d by substituting the tube voltage and the mAs value into the equations (3) and (4), and obtains the obtained coefficient values as the equation (19).
  • Expression (19) after this coefficient value substitution is a function that outputs the determination threshold I thr with the peripheral luminance I ′ s and the estimated scattered radiation coefficient e as arguments.
  • the candidate pixel determination unit 221 substitutes the reference luminance acquired by the reference luminance acquisition unit 120 for the peripheral luminance I ′ s in the equation (19) after the coefficient value substitution, and determines the determination threshold I thr for marker portion detection. Is obtained by a function having the estimated scattered radiation coefficient e as an argument. In Expression (19), the calculated value of the marker luminance is set as the determination threshold value I thr . For this reason, in the radiographic image, if the brightness of the marker portion is increased due to the influence of scattered light or the like, the candidate pixel determination unit 221 may not be able to extract the marker portion. However, even in this case, as will be described later, when the coefficient value setting unit 210 increases the value of the estimated scattered radiation coefficient e, the candidate pixel determination unit 221 can extract the marker portion.
  • Formula (19) is an example of a determination threshold when there is scattering of radiation from orthogonal radiation sources, and is not limited thereto.
  • Expression (20) is obtained by substituting Expression (15) and Expression (17) into Expression (13).
  • the right side of Expression (20) may be set as the determination threshold value I thr .
  • the marker portion detection unit 200 detects the marker portion based on the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130 and the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit 120. Specifically, the marker portion detection unit 200 performs the determination based on a determination threshold obtained by substituting the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit 120 into the function acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130. A portion having a luminance equal to or lower than the threshold is detected as a marker portion.
  • the coefficient value setting unit 210 sets the value of the estimated scattered radiation coefficient in the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130. Then, when the end determination unit 230 determines that the marker part detection is not ended, the coefficient value setting unit 210 changes the value of the coefficient.
  • FIG. 9 is a graph showing an example of the relationship between the estimated scattered radiation coefficient value set by the coefficient value setting unit 210 and the marker luminance calculated by Expression (20).
  • a line L31 indicates the marker luminance calculated by the equation (20) when the coefficient value setting unit 210 sets the estimated scattered radiation coefficient value to 0.
  • a line L32 indicates the marker luminance calculated by Expression (20) when the coefficient value setting unit 210 adds a predetermined value to the estimated scattered radiation coefficient value and updates the value from 0.
  • a line L32 indicates the marker luminance calculated by Expression (20) when the coefficient value setting unit 210 further adds a predetermined value to the estimated scattered radiation coefficient value.
  • the coefficient value setting unit 210 increases the estimated scattered radiation coefficient value, the calculated marker luminance increases, and the determination threshold set by the candidate pixel determination unit 221 also increases.
  • the larger the determination threshold value the easier it is to determine the marker portion, and therefore the number of marker portion candidates extracted by the marker portion candidate extraction unit 220 increases. Therefore, the coefficient value setting unit 210 first sets the estimated scattered radiation coefficient value to 0, and until the marker part candidate extraction unit 220 extracts more than the same number of marker part candidates as the preset number of markers, The estimated scattered radiation coefficient value is gradually increased.
  • the marker part candidate extraction unit 220 extracts marker part candidates based on the luminance relationship information in which the coefficient value setting unit 210 sets the estimated scattered radiation coefficient value and the luminance of the reference part acquired by the reference luminance acquisition unit 120. To do. In addition, when the coefficient value setting unit 210 changes the estimated scattered radiation coefficient value, the marker part candidate extraction unit 220 extracts a marker part candidate again based on the changed estimated scattered radiation coefficient value. For each pixel of the radiation image, the candidate pixel determination unit 221 selects a marker part pixel candidate based on the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130 and the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit. It is determined whether or not.
  • the template application unit 222 applies a template including a marker region and a region other than the marker to the determination result of the candidate pixel determination unit 221 and extracts a marker portion candidate.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating an example of a template used by the template application unit 222.
  • the template shown in the figure includes a marker area F11 set according to the shape and size of the marker, and an area F12 other than the marker set around the marker area F11.
  • the template application unit 222 calculates the average luminance A11 of the pixels included in the region F11 and the average luminance A12 of the pixels included in the region F12.
  • the template applying section 222 calculates the average A and the average A11 and A12 which calculated, the luminance of the pixels included in the region F11 to calculate the number N d of the pixel is less than A. If N d is equal to or greater than the threshold, i.e., if the dark areas as compared to the region F12 is present in the circular template application unit 222, the center of the pixel region F11 (the pixel indicated by thick lines in FIG. 10) Marker It is detected as the center position of the candidate part.
  • the candidate narrowing-down section 223 is based on the position of the marker part candidate in the first image, which is one of the radiographic images simultaneously captured in a plurality of directions, in the second image that is a radiographic image captured in the other direction. Set the range where there should be a marker candidate. If there is no marker part candidate in the set range, the candidate narrowing unit 223 excludes the marker part candidate in the first image from the candidates.
  • FIG. 11A and FIG. 11B are explanatory diagrams illustrating examples of ranges in which candidate marker portions set by the candidate narrowing unit 223 should be.
  • FIG. 11A shows an example of a marker part candidate in the first image (for example, a radiographic image obtained by the sensor array 361), and a point P21 shows a marker part candidate.
  • FIG. 11B shows an example of a range where the candidate narrowing unit 223 should have a marker part candidate in the second image (for example, a radiographic image obtained by the sensor array 362), and the region F21 Indicates the range where the marker part candidates should be.
  • the position of the marker can be specified in the vertical direction and the horizontal direction in the first image, but the depth direction cannot be specified only from the first image. Therefore, the marker position that can be specified from the first image is, for example, a cylindrical region connecting the radiation source and the sensor array in the three-dimensional space.
  • the area is projected onto the second image, it becomes a band-like area, for example, as an area F21 in FIG. 11B.
  • the candidate narrowing unit 223 includes the positions of the imaging radiation sources 341 and 342, the positions of the sensor arrays 361 and 362, and the marker portion in the first image (for example, the radiation image obtained by the sensor array 361). Based on the position of the candidate, a range where the marker part candidate should be in the second image (for example, a radiographic image obtained by the sensor array 362) is calculated. Then, the candidate narrowing unit 223 determines whether or not there is a marker part candidate in the range calculated in the second image.
  • the candidate narrowing unit 223 excludes the marker part candidate in the first image from the candidates.
  • the candidate narrowing unit 223 leaves the marker part candidate in the first image as a candidate. That is, no particular processing is performed on the marker part candidates.
  • the end determination unit 230 compares the number of markers set in advance with the number of marker part candidates extracted by the marker part candidate extraction unit 220 and determines whether or not to end the marker part detection (determination). ) Specifically, the end determination unit 230 receives and stores in advance user input of the number of markers embedded in the vicinity of the affected part (the number of markers that should appear in the radiation image). Then, when the marker part candidate extraction unit 220 extracts marker part candidates, the end determination unit 230 compares the number of marker part candidates with the number of markers stored in advance.
  • the end determination unit 230 determines to end the detection of the marker part. On the other hand, when the number of marker part candidates is smaller than the number of markers, the end determination unit 230 determines not to end the detection of the marker part. In this case, as described above, the coefficient value setting unit 210 resets the value of the estimated scattered radiation coefficient to a large value, and the marker part candidate extraction unit 220 performs extraction of the marker part candidates again.
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating a procedure of processing in which the radiation image analysis device 21 detects a marker portion in a radiation image.
  • the radiological image analysis apparatus 21 acquires the radiographic image data obtained by the sensor array 361 and the radiographic image data obtained by the sensor array 362, the process of FIG.
  • the tube condition acquisition unit 112 acquires the X-ray tube conditions (step S101). Specifically, the tube condition acquisition unit 112 acquires the tube voltage and the mAs value of each of the imaging radiation sources 341 and 342 when a radiation image is captured.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 sets a determination threshold for marker portion detection as the luminance relationship information (step S102). Specifically, the luminance-related information acquisition unit 130 is configured to set the reference threshold for the marker portion detection threshold value based on the X-ray tube condition obtained in step S101, and the estimated scattering set by the reference luminance and coefficient value setting unit 210. Obtained by a function that takes a line coefficient value as an argument. Then, the coefficient value setting unit 210 initializes the estimated scattered radiation coefficient value to “0”, and substitutes the set estimated scattered radiation coefficient value into the determination threshold set by the luminance relationship information acquisition unit 130 (step S103). .
  • the marker part candidate extraction unit 220 starts a loop L11 for performing processing for each imaging direction (step S111). That is, in the loop L11, processing is performed on each of a radiation image based on imaging radiation received by the sensor array 361 and a radiation image based on imaging radiation received by the sensor array 362. Further, the marker part candidate extraction unit 220 starts a loop L12 for performing processing on each pixel included in the radiation image (step S121).
  • the reference luminance acquisition unit 120 acquires the reference luminance for the pixel to be processed in the loop L12 (Step S122). Specifically, the reference luminance acquisition unit 120 compares the luminance of pixels that are a predetermined distance away from the determination target pixel in the four directions of the upper, lower, left, and right directions of the determination target pixel when determining the candidate pixel of the marker portion. A large luminance is acquired as a reference luminance.
  • the candidate pixel determination unit 221 determines whether or not the pixel that is the processing target in the loop L12 is a pixel candidate for the marker portion (step S123). Specifically, in step S122, the candidate pixel determination unit 221 sets the function of the determination threshold set by the luminance relationship information acquisition unit 130 in step S102 and the coefficient value setting unit 210 into which the estimated scattered radiation coefficient value is substituted in step S103. Then, the reference luminance detected by the reference luminance acquisition unit 120 is substituted to determine (set) the determination threshold. Then, the candidate pixel determination unit 221 determines whether or not the luminance of the pixel to be processed in the loop L12 is equal to or less than the determination threshold value.
  • the candidate pixel determination unit 221 determines that the pixel is a candidate for the marker portion. On the other hand, if it is determined that the luminance of the pixel to be processed is greater than the determination threshold, the candidate pixel determination unit 221 determines that the pixel is not a candidate for the marker portion pixel.
  • the marker part candidate extraction part 220 determines whether the process of the loop L12 was performed about all the pixels of the radiographic image used as the process target by the loop L11 (step S124). If it is determined that there is a pixel that has not yet been subjected to the processing of the loop L12, the processing of the loop L12 is continued for the unprocessed pixel. On the other hand, when it is determined that the processing of the loop L12 has been performed for all the pixels, the loop L12 is terminated.
  • the template application unit 222 extracts a candidate region for the marker portion (step S131). For example, the template application unit 222 applies the template described with reference to FIG. 10 to the radiation image that is the processing target in the loop L11, and extracts all portions that match the template.
  • the marker part candidate extraction unit 220 determines whether or not the processing of the loop L11 has been performed for all the imaging directions (step S132). When it is determined that there is an imaging direction that has not yet been processed, the process of the loop L11 is continuously performed on the unprocessed imaging direction. On the other hand, when it is determined that the processing of the loop L11 has been performed for all the imaging directions, the loop L11 is terminated.
  • the candidate narrowing unit 223 narrows down the marker part candidates (step S141). Specifically, as described with reference to FIGS. 11A and 11B, the candidate narrowing-down unit 223 performs the radiological image obtained by the sensor array 361 and the radiographic image obtained by the sensor array 362. For the candidate marker portion in one image, it is determined whether there is a corresponding marker portion candidate in the other image. If it is determined that there is no corresponding marker part candidate, the candidate narrowing unit 223 excludes the marker part candidate as a determination target from the candidates.
  • the end determination unit 230 counts the number of marker part candidates extracted by the marker part candidate extraction unit 220 (step S142), and the number of marker part candidates is equal to or more than the number of markers stored in advance. Is determined (step S143).
  • the coefficient value setting unit 210 updates the estimated scattered radiation coefficient value (step S151). Specifically, the coefficient value setting unit 210 adds a predetermined increment value to the current value of the estimated scattered radiation coefficient. Then, it returns to step S111.
  • the detection result output unit 113 outputs the detection result of the marker part detection unit 200 (Ste S161).
  • the detection result output unit 113 outputs the coordinate information of each marker part using the marker part candidate extracted by the marker part candidate extraction unit 220 as the marker part of the detection result of the marker part detection unit 200.
  • the luminance-related information acquisition unit 130 is generated based on information on the radiation amount of radiation emitted by the imaging radiation sources 341 and 342, and is assumed as the luminance of the marker portion and the portion other than the marker.
  • the luminance relationship information indicating the relationship with the luminance is acquired.
  • the reference luminance acquisition unit 120 acquires the luminance of the reference portion assumed to be a portion other than the marker.
  • the marker portion detection unit 200 detects the marker portion based on the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130 and the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit 120.
  • the radiographic image analysis apparatus 21 can detect a marker part using the determination threshold value which reflected the brightness
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 is set as luminance relationship information based on the tube voltage, tube current, and irradiation time of the radiation source, and indicates a determination threshold value for the luminance of the marker portion based on the luminance of the reference portion.
  • the marker part detection part 200 is below the said determination threshold value based on the determination threshold value obtained by substituting the brightness
  • the luminance part is detected as a marker part.
  • the luminance relationship information acquisition unit 130 acquires luminance relationship information based on the tube voltage, tube current, and irradiation time of the radiation source, so that, for example, as shown in Equation (19), Luminance related information that does not include the transmission length as an argument can be acquired.
  • the radiographic image analyzer 21 does not need the transmission length information when detecting the marker portion. Therefore, the user of the radiological image analyzer 21 does not need to measure the transmission length (specimen thickness).
  • the imaging radiation sources 341 and 342 acquire radiation images obtained by simultaneously irradiating radiation and simultaneously imaging the specimen in a plurality of directions, and the luminance-related information acquisition unit 130 includes radiation mixed from imaging in other directions. Brightness-related information including a coefficient indicating the influence of the. Then, the marker part candidate extraction unit 220 extracts the marker part candidates while the coefficient value setting unit 210 gradually increases the estimated scattered radiation coefficient value until the number of marker parts equal to or more than the number of markers is detected. Thereby, even when it receives the influence of the radiation mixed from the imaging of another direction, the radiographic image analyzer 21 can detect a marker part using the determination threshold value which reflected the brightness
  • the candidate narrowing-down unit 223 is a second radiographic image captured in another direction based on the position of the marker portion candidate in the first image, which is one of the radiographic images captured simultaneously in a plurality of directions.
  • the range where the marker part candidate should be in the image is set. Then, when there is no marker part candidate in the set range, the candidate narrowing unit 223 excludes the marker part candidate in the first image from the candidates.
  • the candidate narrowing unit 223 narrows down the marker part candidates based on the relationship between the plurality of images, thereby further improving the accuracy of the marker part detection performed by the marker part detection unit 200. it can.
  • the candidate pixel determination unit 221 determines, for each pixel of the radiation image, the marker portion based on the luminance relationship information acquired by the luminance relationship information acquisition unit 130 and the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit 120. It is determined whether or not it is a pixel candidate. Then, the template application unit 222 applies a template including a marker region and a region other than the marker to the determination result of the candidate pixel determination unit 221 to extract a marker portion candidate. Thereby, the shape and size of the marker can be reflected in the template, and the accuracy of the marker part detection performed by the marker part detection unit 200 can be further increased.
  • the marker portion In actual radiotherapy, detection of the marker portion was attempted using the technique of the present embodiment. As a result, the marker portion could be detected with a high detection rate of 99.5%. Further, with respect to the detected position error of the marker, the position of the marker could be specified with high accuracy of 0.1 millimeter (mm) to 0.2 millimeter.
  • the application range of this embodiment is not restricted to a radiotherapy system.
  • the radiographic image analyzer 21 may be applied to an affected area observation system that does not involve irradiation of therapeutic radiation. It should be noted that narrowing down candidate marker portions performed by the candidate narrowing unit 223 is not an essential element in the present embodiment. Therefore, the radiation image analysis apparatus 21 may not include the candidate narrowing-down unit 223.
  • the template used by the template application unit 222 is not limited to the one including the marker area and the area other than the marker described with reference to FIG.
  • the template application unit 222 may use a template that includes only the marker region and does not include any region other than the marker.
  • the reference luminance acquisition performed by the reference luminance acquisition unit 120 is not limited to the above-described method of comparing the luminance in the four directions of the upper, lower, left, and right of the determination target pixel.
  • the reference luminance acquisition unit 120 may store an area that does not include the marker image in the radiographic image in advance and detect the reference luminance in the area.
  • the imaging radiation sources 341 and 342 simultaneously irradiate radiation and simultaneously image the specimen in a plurality of directions
  • the angle formed is typically a right angle, but is not limited to this and may be an arbitrary angle.
  • the number of imaging radiation sources is not limited to two, and imaging may be performed simultaneously from three or more directions.
  • the present embodiment can also be applied to imaging from one direction.
  • the marker part detection unit 200 may use a determination threshold value that does not include the estimated scattered radiation coefficient as shown in Expression (9).
  • the radiation image analysis device 21 may not include the coefficient value setting unit 210 and the end determination unit 230.
  • the marker part detection unit 200 includes a threshold value including an estimated scattered radiation coefficient as shown in Expression (19). May be used.
  • the marker part candidate extracting unit gradually increases the estimated scattered radiation coefficient value until the coefficient value setting unit 210 gradually increases the number of marker parts until the number of marker parts equal to or more than the number of markers is detected, as in the case of simultaneous imaging in a plurality of directions. 220 extracts the marker part candidates, so that the marker part can be detected with high accuracy.
  • the radiological image analysis apparatus 21 may acquire information for limiting the position of the marker and limit the region in which the marker portion is detected in the radiographic image. For example, the user of the radiological image analysis apparatus 21 registers the marker position in advance, and the radiographic image analysis apparatus 21 assumes a certain range from the registered marker position (for example, movement of the marker due to patient breathing or the like). The marker portion may be detected only in the range).
  • a program for realizing all or part of the functions of the radiation image analyzing apparatus 21 is recorded on a computer-readable recording medium, and the program recorded on the recording medium is read into a computer system and executed. You may process each part by.
  • the “computer system” includes an OS and hardware such as peripheral devices. Further, the “computer system” includes a homepage providing environment (or display environment) if a WWW system is used.
  • the “computer-readable recording medium” refers to a storage device such as a flexible medium, a magneto-optical disk, a portable medium such as a ROM or a CD-ROM, and a hard disk incorporated in a computer system.
  • the “computer-readable recording medium” dynamically holds a program for a short time like a communication line when transmitting a program via a network such as the Internet or a communication line such as a telephone line.
  • a volatile memory in a computer system serving as a server or a client in that case and a program that holds a program for a certain period of time are also included.
  • the program may be a program for realizing a part of the functions described above, and may be a program that can be realized by a combination with a program already recorded in the computer system.
  • the present invention is a radiographic image analysis device that detects a marker portion from a radiographic image obtained by imaging a specimen in which a marker is embedded, and is generated based on information related to the radiation amount of radiation.
  • the luminance relationship information acquisition unit that acquires luminance relationship information indicating the relationship with the luminance of the reference portion assumed as a portion
  • the reference luminance acquisition unit that acquires the luminance of the reference portion
  • the luminance relationship information acquisition unit The present invention relates to a radiological image analysis apparatus comprising: a marker portion detection unit that detects the marker portion based on the luminance relationship information and the luminance of the reference portion acquired by the reference luminance acquisition unit. According to the present invention, the difference between the image brightness of the marker candidate portion and the image brightness of the other portion can be reflected more accurately.

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Abstract

　この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。

Description

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
　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。
　本願は、２０１３年５月２８日に、日本国に出願された特願２０１３－１１２２２１号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　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。
日本国特許第３０５３３８９号公報
　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可能性がある。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可能性が高くなる。
　本発明は、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。
　本発明の第１の態様によれば、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。
　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ようにしてもよい。
　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ようにしてもよい。
　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ようにしてもよい。
　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、を具備するようにしてもよい。
　本発明の第２の態様によれば、放射線治療システムは、上述した放射線画像解析装置のいずれかを具備する。
　本発明の第３の態様によれば、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。
　本発明の第４の態様によれば、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。
　上記した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。
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。 同実施形態における放射線治療装置の装置構成を示す概略構成図である。 同実施形態における放射線画像解析装置の機能構成を示す概略ブロック図である。 実験の環境の概略を示す説明図である。 散乱体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。 散乱体の透過長と、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。 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。 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。 同実施形態における係数値設定部が設定する推定散乱線係数値と、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。 同実施形態におけるテンプレート適用部が用いるテンプレートの例を示す説明図である。 同実施形態における候補絞込部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。 同実施形態における候補絞込部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。 同実施形態において、放射線画像解析装置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。
　以下、発明の実施の形態について説明するが、以下の実施形態は請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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る。輝度関係情報は、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、輝度関係情報取得部１３０は、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、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、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、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。
　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可能性がある。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可能性がある。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可能性がある。
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　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。
　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、より高精度な判定方法の確立を目指して以下の実験が行われた。
　図４は、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、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、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が見出された。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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　但し、ｄ１およびｄ２は、いずれも定数を示す。ｄ１やｄ２の値は、例えば実験にて得られる。
　式（２）は、式（５）のように変形することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　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、透過長と輝度比との関係を直線近似できることが見出された。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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　但し、ａおよびｂは、いずれも定数を示す。ａやｂの値は、例えば実験にて得られる。
　式（６）に式（５）を代入して、式（７）を得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　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。
　なお、式（２）や式（６）は近似式の例であり、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、他の例を式（１０）に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　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、他の例を式（１１）に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　例えば、式（１１）に式（５）を代入して、式（１２）を得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　式（１２）をＩｍについて整理して、式（１３）を得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　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。
　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（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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　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。
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　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。
　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。
　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。
　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１１Ａおよび図１１Ｂ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。図１１Ａ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、図１１Ｂ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１１Ｂ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。
　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。
　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。
　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。
　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、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）。
　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。
　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１１Ａおよび図１１Ｂ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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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、実際の放射線治療に際して、本実施形態の技術を用いてマーカ部分の検出を試みた。その結果、９９．５％という高い検出率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、高い正確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実施形態を適用する場合を例に説明したが、本実施形態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、本実施形態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。
　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、本実施形態を適用可能である。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。
　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。
　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。
　本発明は、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、を具備する放射線画像解析装置に関する。
　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。
　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

Claims (8)

  1. 　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、
    　を具備する放射線画像解析装置。
  2. 　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、
    　請求項１に記載の放射線画像解析装置。
  3. 　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、
    　請求項１に記載の放射線画像解析装置。
  4. 　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、請求項３に記載の放射線画像解析装置。
  5. 　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、
    　を具備する請求項１に記載の放射線画像解析装置。
  6. 　請求項１に記載の放射線画像解析装置を具備する放射線治療システム。
  7. 　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、
    　を具備するマーカ部分検出方法。
  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。
PCT/JP2014/063177 2013-05-28 2014-05-19 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 WO2014192571A1 (ja)

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