(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管から被検体に対して照射されたＸ線をＸ線検出器が検出してＸ線検出信号に変換するＸ線変換工程と、
前記Ｘ線変換工程において変換された前記Ｘ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成工程と、
前記画像生成工程において生成された前記Ｘ線画像の画素値を、前記Ｘ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する、前記Ｘ線検出器の読み出し方向に直交する方向に平均化して平均画素値プロファイルを生成する画像平均化工程と、
前記画像平均化工程において生成された平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出する近似曲線生成工程と、
前記近似曲線生成工程において生成された前記近似曲線の値と、前記平均画素値プロファイルの値との差を差分値として算出する差分値算出工程と、
前記差分値算出工程において算出された前記差分値を、前記Ｘ線画像における画素値の各々から減算することにより前記Ｘ線画像を補正する画像補正工程とを備えることを特徴とする画像処理方法。
【請求項２】
請求項１に記載の画像処理方法において、
２フレーム目以降の前記Ｘ線画像を生成した場合において前記近似曲線生成工程は省略され、
前記差分値算出工程では、前記Ｘ線画像について算出された前記平均画素値プロファイルの値と、１フレーム目の前記Ｘ線画像において生成された前記近似曲線の値との差を前記差分値として算出する画像処理方法。
【請求項３】
請求項１に記載の画像処理方法において、
前記近似曲線生成工程の後に、直近に生成された前記近似曲線と過去に生成された前記近似曲線とを重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理工程をさらに備え、
前記差分値算出工程では、前記平均画素値プロファイルの値と前記重み付け処理工程で算出された前記処理後近似曲線の値との差を前記差分値として算出する画像処理方法。
【請求項４】
請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の画像処理方法において、
前記近似曲線生成工程は、前記平均画素値プロファイルの全体を近似するｎ次多項式を前記近似曲線として算出する画像処理方法。
【請求項５】
被検体にＸ線を照射するＸ線管と、
前記被検体を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出手段と、
前記Ｘ線検出手段が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、
前記Ｘ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する、前記Ｘ線検出手段の読み出し方向に直交する方向に前記Ｘ線画像の画素値を平均化して平均画素値プロファイルを生成する画像平均化手段と、
前記平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出する近似曲線生成手段と、
前記平均画素値プロファイルの値と前記近似曲線の値との差を差分値として算出する差分値算出手段と、
前記Ｘ線画像における画素値の各々から前記差分値を減算することにより前記Ｘ線画像を補正する画像補正手段とを備えることを特徴とするＸ線透視撮影装置。
【請求項６】
請求項５に記載のＸ線透視撮影装置において、
前記近似曲線生成手段は１フレーム目の前記Ｘ線画像についてのみ前記近似曲線を算出し、
前記差分値算出手段は、前記平均画素値プロファイルの値と、前記１フレーム目のＸ線画像について算出された前記近似曲線の値との差を前記差分値として算出するＸ線透視撮影装置。
【請求項７】
請求項５に記載のＸ線透視撮影装置において、
前記近似曲線生成手段が算出する前記近似曲線の各々を重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理手段をさらに備え、
前記差分値算出手段は、前記平均画素値プロファイルの値と前記処理後近似曲線の値との差を前記差分値として算出するＸ線透視撮影装置。
【請求項８】
請求項５ないし請求項７のいずれかに記載の画像処理方法において、
前記近似曲線生成手段は、前記平均画素値プロファイルの全体を近似するｎ次多項式を前記近似曲線として算出するＸ線透視撮影装置。  
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線を用いて被検体のＸ線画像を取得するＸ線透視撮影装置に関し、特にＸ線透視によって生成されるＸ線画像に発生するアーティファクトを除去する画像処理の技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療現場では、Ｘ線や電子線などの放射線を癌などの患部に対して照射する放射線治療が広く行われている。このような放射線治療では、放射線を患部に正確に照射する必要がある。しかし患部が心臓や肺などに位置する場合、呼吸や拍動などに起因する被検体の体動によって患部自体が大きく移動するので、定点へ放射線を常時照射する構成では放射線治療の効率が低下する。このような被検体の体動によって移動する患部に放射線治療を行うためのシステムとして、動体追跡照射法による放射線治療装置が提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。
【０００３】
動体追跡照射法による従来の放射線治療装置は、被検体の患部を治療するための比較的強い放射線（治療放射線）を照射する治療放射線照射装置と、比較的弱いＸ線を断続的に照射するＸ線透視によって被検体のＸ線画像を断続的に取得するＸ線透視撮影装置とを備えている。このようなＸ線透視撮影装置を用いて複数方向からＸ線透視を行って患部の近傍に載置されたマーカを映すＸ線画像を断続的に取得し、マーカの位置に基づいて患部の位置を特定する。そして治療法線装置は、特定された被検体の患部位置が予め画定された範囲内にある場合に、被検体に対して治療放射線を照射するよう制御される。
【０００４】
Ｘ線透視撮影装置は、Ｘ線管とＸ線検出器とからなる撮像系が複数設けられている。Ｘ線管は被検体にＸ線を照射し、Ｘ線検出器はＸ線を検出してＸ線検出信号を出力する。近年ではＸ線検出器としてフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）が広く用いられている。ＦＰＤにおいて二次元マトリクス状に配設された画素の各々を、所定の方向（読み出し方向）に順次読み出すことにより、各画素におけるＸ線検出信号がＦＰＤから出力される。そしてＦＰＤの各々から出力されるＸ線検出信号に基づいてＸ線画像が生成される。
【０００５】
各撮像系において、Ｘ線管の各々がそれぞれ異なる方向から透視Ｘ線を照射することにより、それぞれ異なる方向からのＸ線画像が断続的に取得される。そして各Ｘ線画像の情報に基づいて、マーカの三次元位置情報がリアルタイムに算出される。このような動体追跡照射法によりマーカの三次元位置をリアルタイムで特定できるので、被検体の体動によって患部が断続的に移動する場合であっても、患部の移動に応じた高精度の放射線治療を実行できる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００５−１１１１５１号公報
【特許文献２】特開２０１４−１２８４１２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
すなわちＸ線透視撮影装置において、生成されるＸ線画像Ｃに帯状または線状のアーティファクトＡＦが発生する場合がある（図１３左図、矢印参照）。アーティファクトＡＦの各々は、ＦＰＤの読み出し方向Ｒｅに直交する方向に延伸している（図１３右図）。
【０００８】
アーティファクトＡＦが発生する原因について、以下に説明するような仮説が考えられる。すなわち治療放射線装置などから照射されるＸ線が散乱してＸ線透視撮影装置に設けられるＦＰＤの各々に入射する。そして読み出し方向ＲｅにおけるＦＰＤの部位によって、Ｘ線検出信号が読み出される時間に差が生じる。そしてＸ線検出信号が読み出される時間差に応じて散乱Ｘ線の入射量が異なるので、読み出し方向Ｒｅに沿って各画素に輝度差（画素値の差）が発生する。従って、散乱Ｘ線入射量に基づく画素値の差に応じて、読み出し方向Ｒｅに直交する方向に帯状のアーティファクトＡＦが発生すると考えられる。
【０００９】
このような帯状のアーティファクトＡＦが発生することにより、Ｘ線画像Ｃに映るＸ線像の視認性が低下する。帯状のアーティファクトＡＦをＸ線画像から除去するための従来の画像処理方法としては、アーティファクトＡＦが伸びる方向に直交する方向（ここでは読み出し方向Ｒｅ）に隣接する画素同士において画素値の差を算出する方法が挙げられる（参考文献１：特開２０１４−４２５５９号公報、参考文献２：国際公開ＷＯ２０１０／１３４２９５号）。
【００１０】
すなわち読み出し方向Ｒｅに隣接する画素同士の輝度差が予め設定された閾値以上である場合、当該隣接する画素同士において特に目立つアーティファクトが発生していると判断する。そして閾値以上となっている画素値の差を平滑化するように当該画素における画素値をそれぞれ補正することによって、診断の妨げとなっているアーティファクトをＸ線画像から除去する。
【００１１】
しかしこのような従来の画像処理方法ではアーティファクトの除去が不十分であるという問題が懸念される。すなわち隣接画素同士における画素値の差が閾値以上でないと画素値の補正がされないので、隣接画素同士における画素値の差が閾値以下である場合はアーティファクトが発生しても画像処理によって除去されない。従って、閾値を高い値に設定した場合、従来の画像処理方法では比較的軽度のアーティファクトを除去できないのでＸ線画像の視認性を十分に向上することは困難となる。
【００１２】
一方で比較的軽度のアーティファクトを除去すべく閾値を低く設定した場合、被検体のＸ線像を示す、実際のＸ線検出信号に起因するような小さな輝度差であっても補正の対象となる。その結果、従来の画像処理によって補正されたＸ線画像において、被検体の患部およびマーカに関して正確な画像情報を得ることが困難になる。
【００１３】
また、従来の画像処理方法では特に移動する患部に対してＸ線透視を行う場合、Ｘ線画像の各々からアーティファクトを好適に除去できないという問題も懸念される。移動する患部を撮影対象とする場合、患部の移動によってＸ線画像に映るＸ線像の位置や明るさなどが変化する。従って、それぞれのＸ線画像においてＸ線画像全体としての画素値のパターンが大きく異なるので、従来の画像処理方法ではＸ線画像全体の画素値パターンに応じて、Ｘ線画像のそれぞれに対してアーティファクトの除去に適切な閾値を適宜設定する必要がある。
【００１４】
しかしＸ線画像全体の画素値パターンに応じて、適切なアーティファクトの除去に適切な閾値を適宜設定するには術者に熟練が要求される。またＸ線透視では一例として１５〜３０ＦＰＳ程度のフレームレートでＸ線画像が生成されるので、多数のＸ線画像の全てについてそれぞれ適切な閾値を判断して設定することは困難である。その結果、移動する患部に対してＸ線透視を行う場合、Ｘ線画像の各々からアーティファクトを好適に除去することは非常に困難となる。
【００１５】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、特に移動する患部におけるＸ線透視において、Ｘ線画像から好適にアーティファクトを除去する画像処理方法およびＸ線透視撮影装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る画像処理方法は、Ｘ線管から被検体に対して照射されたＸ線をＸ線検出器が検出してＸ線検出信号に変換するＸ線変換工程と、前記Ｘ線変換工程において変換された前記Ｘ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成工程と、前記画像生成工程において生成された前記Ｘ線画像の画素値を、前記Ｘ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する、前記Ｘ線検出器の読み出し方向に直交する方向に平均化して平均画素値プロファイルを生成する画像平均化工程と、前記画像平均化工程において生成された平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出する近似曲線生成工程と、前記近似曲線生成工程において生成された前記近似曲線の値と、前記平均画素値プロファイルの値との差を差分値として算出する差分値算出工程と、前記差分値算出工程において算出された前記差分値を、前記Ｘ線画像における画素値の各々から減算することにより前記Ｘ線画像を補正する画像補正工程とを備えることを特徴とするものである。
【００１７】
［作用・効果］本発明に係る画像処理方法によれば、画像平均化工程ではＸ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する方向にＸ線画像の画素値を平均化して平均画素値プロファイルを生成する。近似曲線生成工程では平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出し、差分値算出工程では近似曲線の値と平均画素値プロファイルの値との差を差分値として算出する。画像補正工程ではＸ線画像における画素値の各々から差分値を減算することによりＸ線画像を補正する。
【００１８】
平均画素値プロファイルはＸ線画像全体における画素値の傾向を反映するものであるので、平均化工程によりＸ線画像全体における画素値の傾向についての情報を一括で取得できる。平均画素値プロファイルの全体を平滑化した近似曲線との差分値を算出することにより、画素列の各々について、入射散乱線の影響の大きさに関する情報を正確かつ速やかに取得できる。その結果、Ｘ線画像からアーティファクトを除去する画像処理に要する時間を短縮できる。
【００１９】
また差分値は各画素列における、入射散乱線に起因する画素値の変化量をそれぞれ反映している。従って、差分値をＸ線画像から減算することにより、入射散乱線に起因する画素値の変化量の大きさに応じて、各画素の画素値を適度に補正できる。差分値はＸ線画像が生成されるたびに、全画素列について自動的かつ速やかに算出される。Ｘ線画像の補正はＸ線画像における画素値から差分値を減算するだけで完了するので、従来の画像処理のように補正の是非を判定する基準となる閾値をＸ線画像ごとに適宜設定する必要がない。従って術者に経験が要求されることはなく、また術者の負担を大きく低減できる。
【００２０】
そして画像補正工程において補正されたＸ線画像では、平均画素値プロファイルは近似曲線と等しくなる。すなわち補正前のＸ線画像の平均画素値プロファイルにおいて、入射散乱線に起因して突出した部分は好適に平滑化され、さらにＸ線画像全体における画素値の傾向は維持される。従って、実際の被検体のＸ線像に基づく画素値の情報を保持しつつ、入射散乱線による影響をその大小に依らず好適に補正できる。従って、Ｘ線画像からアーティファクトをより精密に除去しつつ、Ｘ線画像における画像情報の精度を向上できる。
【００２１】
また、上述した発明において、２フレーム目以降の前記Ｘ線画像を生成した場合において前記近似曲線生成工程は省略され、前記差分値算出工程では、前記Ｘ線画像について算出された前記平均画素値プロファイルの値と、１フレーム目の前記Ｘ線画像において生成された前記近似曲線の値との差を前記差分値として算出することが好ましい。
【００２２】
［作用・効果］本発明に係るＸ線透視撮影装置によれば、１フレーム目のＸ線画像についてのみ近似曲線は生成され、２フレーム目以降のＸ線画像を生成した場合において近似曲線生成工程は省略される。そして差分値算出工程では、Ｘ線画像について算出された平均画素値プロファイルの値と、１フレーム目のＸ線画像において生成された近似曲線の値との差を差分値として算出する。
【００２３】
このような構成では２フレーム目以降のＸ線画像を生成した場合において近似曲線生成工程は省略されるので、画像処理に要する時間を大きく低減できる。従って、Ｘ線画像のフレームレートを上げた場合であっても速やかにＸ線画像からアーティファクトを除去し、画像処理によって視認性が向上したＸ線画像を効率よく生成できる。従って、フレームレートと視認性とを向上させたＸ線画像用いて、治療行為をより好適に進行できる。
【００２４】
また、上述した発明において、前記近似曲線生成工程の後に、直近に生成された前記近似曲線と過去に生成された前記近似曲線とを重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理工程をさらに備え、前記差分値算出工程では、前記平均画素値プロファイルの値と前記重み付け処理工程で算出された前記処理後近似曲線の値との差を前記差分値として算出することが好ましい。
【００２５】
［作用・効果］本発明に係る画像処理方法によれば、近似曲線生成工程の後に、直近に生成された近似曲線と過去に生成された近似曲線とを重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理工程をさらに備えている。差分値算出工程では、平均画素値プロファイルの値と重み付け処理工程で算出された処理後近似曲線の値との差を差分値として算出する。
【００２６】
このような構成では、Ｘ線画像のフレームごとに生成される近似曲線のパターンが大きく異なる場合であっても、重み付け処理により算出される処理後近似曲線同士のパターンの差は、近似曲線同士のパターンの差より小さくなる。また画像補正手段は、平均画素値プロファイルの値と処理後近似曲線の値との差である差分値をＸ線画像の各画素値から減算する。すなわち補正されたＸ線画像における平均画素値プロファイルは処理後近似曲線と一致する。
【００２７】
その結果、補正後のＸ線画像同士における画素値のパターンの差がより小さくなるので、断続的に複数のＸ線画像を生成する場合、複数のＸ線画像同士の間でＸ線像が急激に変化することを回避できる。そのため、Ｘ線透視によって生成されるＸ線画像群全体としての視認性をより向上できる。
【００２８】
また、上述した発明において、前記近似曲線生成工程は、前記平均画素値プロファイルの全体を近似するｎ次多項式を前記近似曲線として算出することが好ましい。
【００２９】
［作用・効果］本発明に係る画像処理方法によれば、平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線として、ｎ次多項式が算出される。ｎ次多項式による近似を行う場合、平均画素値Ａのプロットデータをより正確かつ速やかに近似することができる。そのため画像処理によって補正された後のＸ線画像において、実際の被検体のＸ線像に基づく画素値の情報がより正確に反映される。さらに画像処理に要する時間をより短縮し、Ｘ線透視撮影装置のワークフローをより向上できる。
【００３０】
本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとってもよい。
すなわち、本発明に係るＸ線透視撮影装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線管と、前記被検体を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出手段と、前記Ｘ線検出手段が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、前記Ｘ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する、前記Ｘ線検出手段の読み出し方向に直交する方向に前記Ｘ線画像の画素値を平均化して平均画素値プロファイルを生成する画像平均化手段と、前記平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出する近似曲線生成手段と、前記平均画素値プロファイルの値と前記近似曲線の値との差を差分値として算出する差分値算出手段と、前記Ｘ線画像における画素値の各々から前記差分値を減算することにより前記Ｘ線画像を補正する画像補正手段とを備えることを特徴とするものである。
【００３１】
［作用・効果］本発明に係るＸ線透視撮影装置によれば、画像平均化手段はＸ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する方向にＸ線画像の画素値を平均化して平均画素値プロファイルを生成する。近似曲線生成手段は平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出し、差分値算出手段は近似曲線の値と平均画素値プロファイルの値との差を差分値として算出する。画像補正手段はＸ線画像における画素値の各々から差分値を減算することによりＸ線画像を補正する。
【００３２】
平均画素値プロファイルはＸ線画像全体における画素値の傾向を反映するものであるので、平均化工程によりＸ線画像全体における画素値の傾向についての情報を一括で取得できる。平均画素値プロファイルの全体を平滑化した近似曲線との差分値を算出することにより、画素列の各々について、入射散乱線の影響の大きさに関する情報を正確かつ速やかに取得できる。その結果、Ｘ線画像からアーティファクトを除去する画像処理に要する時間を短縮できる。
【００３３】
また差分値は各画素列における、入射散乱線に起因する画素値の変化量をそれぞれ反映している。従って、差分値をＸ線画像から減算することにより、入射散乱線に起因する画素値の変化量の大きさに応じて、各画素の画素値を適度に補正できる。差分値はＸ線画像が生成されるたびに、全画素列について自動的かつ速やかに算出される。Ｘ線画像の補正はＸ線画像における画素値から差分値を減算するだけで完了するので、従来の画像処理のように補正の是非を判定する基準となる閾値をＸ線画像ごとに適宜設定する必要がない。従って術者に経験が要求されることはなく、また術者の負担を大きく低減できる。
【００３４】
そして画像補正手段によって補正されたＸ線画像では、平均画素値プロファイルは近似曲線と等しくなる。すなわち補正前のＸ線画像の平均画素値プロファイルにおいて、入射散乱線に起因して突出した部分は好適に平滑化され、さらにＸ線画像全体における画素値の傾向は維持される。従って、実際の被検体のＸ線像に基づく画素値の情報を保持しつつ、入射散乱線による影響をその大小に依らず好適に補正できる。従って、Ｘ線画像からアーティファクトをより精密に除去しつつ、Ｘ線画像における画像情報の精度を向上できる。
【００３５】
また、上述した発明において、前記近似曲線生成手段は１フレーム目の前記Ｘ線画像についてのみ前記近似曲線を算出し、前記差分値算出手段は、前記平均画素値プロファイルの値と、前記１フレーム目のＸ線画像について算出された前記近似曲線の値との差を前記差分値として算出することが好ましい。
【００３６】
［作用・効果］本発明に係るＸ線透視撮影装置によれば、近似曲線生成手段は１フレーム目のＸ線画像についてのみ近似曲線を算出する。差分値算出手段は、平均画素値プロファイルの値と、１フレーム目のＸ線画像について算出された近似曲線の値との差を差分値として算出する。
【００３７】
このような構成では２フレーム目以降のＸ線画像を生成した場合において近似曲線を生成する工程は省略されるので、画像処理に要する時間を大きく低減できる。従って、Ｘ線画像のフレームレートを上げた場合であっても速やかにＸ線画像からアーティファクトを除去し、画像処理によって視認性が向上したＸ線画像を効率よく生成できる。従って、フレームレートと視認性とを向上させたＸ線画像用いて、治療行為をより好適に進行できる。
【００３８】
また、上述した発明において、前記近似曲線生成手段が算出する前記近似曲線の各々を重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理手段をさらに備え、前記差分値算出手段は、前記平均画素値プロファイルの値と前記処理後近似曲線の値との差を前記差分値として算出することが好ましい。
【００３９】
［作用・効果］本発明に係るＸ線透視撮影装置によれば、近似曲線生成手段が算出する近似曲線の各々を重み付け処理することにより、処理後近似曲線を算出する重み付け処理手段をさらに備えている。差分値算出手段は、平均画素値プロファイルの値と重み付け処理工程で算出された処理後近似曲線の値との差を差分値として算出する。
【００４０】
このような構成では、Ｘ線画像のフレームごとに生成される近似曲線のパターンが大きく異なる場合であっても、重み付け処理により算出される処理後近似曲線同士のパターンの差は、近似曲線同士のパターンの差より小さくなる。また画像補正手段は、平均画素値プロファイルの値と処理後近似曲線の値との差である差分値をＸ線画像の各画素値から減算する。すなわち補正されたＸ線画像における平均画素値プロファイルは処理後近似曲線と一致する。
【００４１】
その結果、補正後のＸ線画像同士における画素値のパターンの差がより小さくなるので、断続的に複数のＸ線画像を生成する場合、複数のＸ線画像同士の間でＸ線像が急激に変化することを回避できる。そのため、Ｘ線透視によって生成されるＸ線画像群全体としての視認性をより向上できる。
【００４２】
また、上述した発明において、前記近似曲線生成手段は、前記平均画素値プロファイルの全体を近似するｎ次多項式を前記近似曲線として算出することが好ましい。
【００４３】
［作用・効果］本発明に係るＸ線透視撮影装置によれば、平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線として、ｎ次多項式が算出される。ｎ次多項式による近似を行う場合、平均画素値Ａのプロットデータをより正確かつ速やかに近似することができる。そのため画像処理によって補正された後のＸ線画像において、実際の被検体のＸ線像に基づく画素値の情報がより正確に反映される。さらに画像処理に要する時間をより短縮し、Ｘ線透視撮影装置のワークフローをより向上できる。
【発明の効果】
【００４４】
本発明に係る画像処理方法によれば、画像平均化工程ではＸ線画像に発生する帯状のアーティファクトが延伸する方向に平均化して平均画素値プロファイルを生成する。近似曲線生成工程では平均画素値プロファイルの全体を近似する近似曲線を算出し、差分値算出工程では近似曲線の値と平均画素値プロファイルの値との差を差分値として算出する。画像補正工程ではＸ線画像における画素値の各々から差分値を減算することによりＸ線画像を補正する。
【００４５】
平均画素値プロファイルはＸ線画像全体における画素値の傾向を反映するものであるので、平均化工程によりＸ線画像全体における画素値の傾向についての情報を一括で取得できる。平均画素値プロファイルの全体を平滑化した近似曲線との差分値を算出することにより、画素列の各々について、入射散乱線の影響の大きさに関する情報を正確かつ速やかに取得できる。その結果、Ｘ線画像からアーティファクトを除去する画像処理に要する時間を短縮できる。
【００４６】
また差分値は各画素列における、入射散乱線に起因する画素値の変化量をそれぞれ反映している。従って、差分値をＸ線画像から減算することにより、入射散乱線に起因する画素値の変化量の大きさに応じて、各画素の画素値を適度に補正できる。差分値はＸ線画像が生成されるたびに、全画素列について自動的かつ速やかに算出される。Ｘ線画像の補正はＸ線画像における画素値から差分値を減算するだけで完了するので、従来の画像処理のように補正の是非を判定する基準となる閾値をＸ線画像ごとに適宜設定する必要がない。従って術者に経験が要求されることはなく、また術者の負担を大きく低減できる。
【００４７】
そして画像補正工程において補正されたＸ線画像では、平均画素値プロファイルは近似曲線と等しくなる。すなわち補正前のＸ線画像の平均画素値プロファイルにおいて、入射散乱線に起因して突出した部分は好適に平滑化され、さらにＸ線画像全体における画素値の傾向は維持される。従って、実際の被検体のＸ線像に基づく画素値の情報を保持しつつ、入射散乱線による影響をその大小に依らず好適に補正できる。従って、Ｘ線画像からアーティファクトをより精密に除去しつつ、Ｘ線画像における画像情報の精度を向上できる。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】実施例１に係るＸ線透視撮影装置を適用した放射線治療装置の全体構成を説明する概略図である。（ａ）は放射線治療装置の正面図であり、（ｂ）は放射線治療装置の右側面図である。
【図２】実施例１に係るＸ線透視撮影装置を適用した放射線治療装置の構成を説明する機能ブロック図である。
【図３】各実施例に係るＸ線透視撮影装置の動作の工程を説明するフローチャートである。（ａ）は実施例１に係るフローチャートであり、（ｂ）は実施例２に係るフローチャートであり、（ｃ）は実施例３に係るフローチャートである。
【図４】実施例１に係るステップＳ１で生成される、補正前画像を示す図である。左図は実際の補正前画像を示す図であり、右図は補正前画像およびアーティファクトを模式的に示した図である。
【図５】実施例１に係るステップＳ２において、平均画素値プロファイルを生成する工程を説明する図である。（ａ）は平均画素値プロファイルを示す図であり、（ｂ）は平均画素値プロファイルを近似する近似曲線を示す図である。
【図６】実施例１において、平均画素値プロファイルとアーティファクトとの位置関係を説明する図である。
【図７】実施例１に係るステップＳ３で生成される、近似曲線を示す図である。
【図８】実施例１に係るステップＳ５で生成される、補正後画像を示す図である。（ａ）は補正後画像に係る平均画素値プロファイルを示す図であり、（ｂ）は実際の補正後画像を示す図であり、（ｃ）は補正後画像を模式的に示した図である。
【図９】実施例１に係るステップＳ７における動作を説明する図である。（ａ）は治療放射線を照射すべきと判定される状態を示す図であり、（ｂ）は治療放射線の照射を停止すべきと判定される状態を示す図である。
【図１０】実施例１の構成による効果を説明する図である。（ａ）は幅の広い帯状のアーティファクトが発生している状態を示す図であり、（ｂ）は従来に係る画像処理においてｍ行目における各画素の画素値を示す図であり、（ｃ）は実施例１に係る画像処理において生成される、平均画素値プロファイルと近似曲線とを示す図である。
【図１１】実施例３に係るＸ線透視撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。
【図１２】実施例３の構成による効果を説明する機能ブロック図である。上段は補正前画像を示す図であり、中段は近似曲線を示す図であり、下段は近似曲線の重み付け処理により生成される処理後近似曲線を示す図である。
【図１３】従来例に係るＸ線透視撮影装置においてＸ線画像に発生するアーティファクトを説明するための図である。左図は実際のＸ線画像を示す図であり、右図はＸ線画像およびアーティファクトを模式的に示した図である。
【発明を実施するための形態】
【実施例１】
【００４９】
以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。なおここでは、実施例１に係るＸ線透視撮影装置を適用した放射線治療装置を用いて動体追跡照射法による放射線治療を行う場合を例にとって説明する。図１（ａ）は実施例１に係るＸ線透視撮影装置を適用した、動体追跡照射法による放射線治療装置１の全体構成を説明する正面図であり、図１（ｂ）は放射線治療装置１の全体構成を説明する右側面図である。
【００５０】
放射線治療装置１は図１（ａ）に示すように、被検体Ｍを載置させる天板３と、治療放射線照射装置５とＸ線透視撮影装置７とを備えている。治療放射線照射装置５は治療放射線源５ａを備えている。治療放射線源５ａは比較的強力な放射線Ｇを治療用放射線として被検体Ｍの患部Ｂに対して照射する。治療用放射線に用いられる放射線ＧとしてはＸ線や電子線などが挙げられる。
【００５１】
Ｘ線透視撮影装置７は、Ｘ線管９ａおよびＦＰＤ１１ａからなる第１の撮像系と、Ｘ線管９ｂおよびＦＰＤ１１ｂからなる第２の撮像系とを備えている。Ｘ線管９ａは被検体Ｍの患部Ｂに対して第１の方向からＸ線Ｈａを照射し、Ｘ線管９ｂは被検体Ｍの患部Ｂに対して第１の方向と異なる第２の方向からＸ線Ｈｂを照射する。
【００５２】
ＦＰＤ１１ａおよびＦＰＤ１１ｂの各々には、Ｘ線を検出して電気信号であるＸ線検出信号に変換する画素が二次元マトリクス状に配設されている。画素の数は適宜変更してよいが、実施例１における画素の数は縦１，０２４×横１，０２４であるものとする。ＦＰＤ１１ａはＸ線Ｈａを検出してＸ線検出信号を出力し、ＦＰＤ１１ｂはＸ線Ｈｂを検出してＸ線検出信号を出力する。
【００５３】
ＦＰＤ１１ａおよびＦＰＤ１１ｂの各々は、画素の各々が変換したＸ線検出信号を所定の方向（読み出し方向Ｒｅ）に読み出すことにより、全画素についてのＸ線検出信号を出力する。図１の各々において、ＦＰＤ１１ａにおける読み出し方向Ｒｅを符号Ｒｅ１で例示し、ＦＰＤ１１ｂにおける読み出し方向Ｒｅを符号Ｒｅ２で例示するものとする。
【００５４】
Ｘ線管９ａは台座１３ａに支持されており、Ｘ線管９ｂは台座１３ｂに支持されている。診断室の床面Ｗには、平面視で略Ｕ字状であるレール１５が天板３を囲むように配設されている。台座１３ａおよび台座１３ｂはレール１５に案内されてｘ方向（天板３の長手方向）およびｙ方向（天板３の短手方向）に移動可能となるよう構成される。
【００５５】
ＦＰＤ１１ａは台座１７ａに支持されており、ＦＰＤ１１ｂは台座１７ｂに支持されている。診断室の天井面Ｙには、平面視で略Ｕ字状であるレール１９が天板３を囲むように配設されている。台座１７ａおよび台座１７ｂはレール１９に案内されてｘ方向およびｙ方向に移動可能となるよう構成される。またＸ線管９ａおよびＸ線管９ｂの各々には、Ｘ線の照射野を角錐状などに調整するコリメータ２１が設けられている。ＦＰＤ１１ａおよびＦＰＤ１１ｂはＸ線検出器およびＸ線検出手段に相当する。
【００５６】
Ｘ線管９ａおよびＦＰＤ１１ａ、並びにＸ線管９ｂおよびＦＰＤ１１ｂは、それぞれ天板３を挟んで常に対向するように配置される。すなわちＸ線管９ａがレール１５に沿って移動すると、ＦＰＤ１１ａはレール１９に沿って同期的に移動する。またレール１５に沿ったＸ線管９ｂの移動に同期して、ＦＰＤ１１ｂはレール１９に沿って移動する。その結果、第１の撮像系と第２の撮像系とはそれぞれＸ線の照射位置および照射方向を変更できる。なおＸ線Ｈａの照射方向とＸ線Ｈｂの照射方向とがｘｚ平面上で交差する状態を図１（ａ）に示し、Ｘ線Ｈａの照射方向とＸ線Ｈｂの照射方向とがｙｚ平面上で交差する状態を図１（ｂ）に示している。実施例１において、ｚ方向は鉛直方向を示している。
【００５７】
Ｘ線透視撮影装置７は図２に示すようにＸ線照射制御部２３と、画像処理部２５とを備えている。Ｘ線照射制御部２３はＸ線管９ａおよびＸ線管９ｂの各々に接続されており、Ｘ線管９ａおよび９ｂの各々から照射されるＸ線の線量、およびＸ線を照射させるタイミングなどを制御する。実施例１においてＸ線照射制御部２３は照射Ｘ線の線量が比較的低い、Ｘ線透視を行うように各Ｘ線管を制御する。Ｘ線管９ａおよび９ｂの各々はＸ線照射制御部２３の制御に従って、低線量のＸ線を断続的に照射する。
【００５８】
本発明に特徴的な構成として、画像処理部２５は画像生成部２７と、平均値演算部２９と、近似式演算部３１と、差分値演算部３３と、画像補正部３５とをさらに備えている。画像生成部２７はＦＰＤ１１ａおよびＦＰＤ１１ｂの各々の後段に設けられておいる。画像生成部２７はＦＰＤ１１ａおよび１１ｂの各々から出力されたＸ線検出信号に基づいて、被検体の患部Ｂ、および患部Ｂの近傍に載置されたマーカＲのＸ線像を映し出すＸ線画像を断続的に生成する。ここでＸ線透視によって画像生成部２７が生成するＸ線画像の各々を「補正前画像」とする。
【００５９】
平均値演算部２９は補正前画像の各々に対して、読み出し方向Ｒｅに直交する方向に画素値を平均化する演算を行うことにより、読み出し方向Ｒｅにおける平均画素値プロファイルを生成する。読み出し方向Ｒｅに直交する方向は、補正前画像に発生するアーティファクトが延伸する方向に相当する。近似式演算部３１は平均値演算部２９が生成する平均画素値プロファイルに対して最小二乗法によるｎ次多項式近似を行い、平均画素値プロファイルを近似する近似曲線を算出する。平均値演算部２９は本発明における画像平均化手段に相当する。近似式演算部３１は本発明における近似曲線生成手段に相当する。
【００６０】
差分値演算部３３は読み出し方向Ｒｅに並ぶ各画素列について、平均画素値プロファイルの値と、平均画素値プロファイルを近似する近似曲線上の値との差分を差分値として算出する。画像補正部３５は差分値演算部３３が算出した差分値を、補正前画像を構成する各画素の画素値から減算することにより、補正前画像の各々を補正する画像処理を行う。画像補正部３５による画像処理が実行された後の補正前画像を「補正後画像」とする。差分値演算部３３は本発明における差分値算出手段に相当する。
【００６１】
画像補正部３５の後段にはマーカ位置演算部３７が設けられている。マーカ位置演算部３７は画像補正部３５によって生成される補正後画像に映るマーカＲの位置に基づいて、被検体ＭにおけるマーカＲの三次元位置情報を随時算出する。そしてマーカ位置演算部３７はマーカＲの三次元位置情報に基づいて、患部Ｂの現在位置が予め画定された所定の範囲に位置しているか否かを判定する。画像補正部３５は本発明における画像補正手段に相当する。
【００６２】
治療放射線照射装置５は治療放射線源５ａに加えて放射線照射制御部３９を備えている。放射線照射制御部３９は治療放射線源５ａに接続されており、治療放射線源５ａから照射される放射線Ｇの線量、および放射線Ｇを照射させるタイミングなどを制御する。放射線照射制御部３９は、患部Ｂの現在位置が予め画定された所定の範囲（治療放射線照射範囲）に位置しているとマーカ位置演算部３７が判定した場合に治療放射線源５ａから放射線Ｇを治療放射線として照射する。
【００６３】
Ｘ線透視撮影装置７はさらに入力部４１と、モニタ４３と、記憶部４５と、主制御部４７とを備えている。入力部４１は操作者の指示を入力するものであり、その一例としてキーボード入力式、マウス入力式、またはタッチ入力式のパネルなどが挙げられる。モニタ４３は画像補正部３５が生成する補正後画像や、マーカ位置演算部３７は算出するマーカＲの三次元位置情報などを表示する。
【００６４】
記憶部４５は画像補正部３５が生成する補正後画像の各々や、平均画素値プロファイル、平均画素値プロファイルを近似する近似曲線、差分値演算部３３が算出する差分値などの情報を記憶する。主制御部４７はＸ線照射制御部２３、画像処理部２５、放射線照射制御部３９、モニタ４３、および記憶部４５などの各構成を統括制御する。また主制御部４７は図示しない撮像系移動機構を介して、Ｘ線管９ａおよび９ｂからなるＸ線管９、およびＦＰＤ１１ａおよび１１ｂからなるＦＰＤ１１の各々の移動を制御する。
【００６５】
＜動作の説明＞
次に実施例１に係るＸ線透視撮影装置７を適用した、放射線治療装置１の動作について説明する。図３（ａ）は実施例１に係るＸ線透視撮影装置７を適用した、放射線治療装置１の動作の工程を説明するフローチャートである。実施例１では放射線治療装置１を用いて、動体追跡照射法による放射線治療を行う場合を例にとって説明する。またＸ線管９ａおよび９ｂがＸ線を照射する照射位置は、図１（ａ）に示す位置とする。
【００６６】
なお図１（ａ）に示す被検体Ｍの患部Ｂは、心臓や肺を例とする、被検体Ｍの体動によって周期的に移動する部位とする。また患部Ｂの近傍には予めマーカＲが載置されているものとする。マーカＲの構成としては、金を例とするＸ線不透過性の高い材料で構成された、小片や粒状体などが挙げられる。
【００６７】
ステップＳ１（Ｘ線画像の生成）
放射線治療を行うにあたり、まず臥位体勢をとる被検体Ｍを天板３に載置する。そして被検体Ｍの呼吸や拍動、すなわち被検体Ｍの体動によって移動する患部Ｂの位置情報を得るべく、Ｘ線透視によるＸ線画像の生成を行う。すなわち術者は入力部４１を操作してＸ線管９ａおよびＸ線管９ｂの各々に対し、それぞれ異なる斜め方向からＸ線を断続的に照射させる。入力部４１に入力される指示の内容は主制御部４７を介してＸ線照射制御部２３へ送信される。Ｘ線照射制御部２３の制御に従い、Ｘ線管９ａは被検体ＭへＸ線Ｈａを照射し、Ｘ線管９ｂはＸ線Ｈｂを照射する。
【００６８】
被検体Ｍを透過したＸ線ＨａはＦＰＤ１１ａに配設された画素の各々によって検出され、電気信号に変換される。被検体Ｍを透過したＸ線ＨｂはＦＰＤ１１ｂに配設された画素の各々によって検出され、電気信号に変換される。ＦＰＤ１１ａおよび１１ｂの各々は、全画素が変換した電気信号を所定の方向（読み出し方向Ｒｅ）に順次読み出すことにより、Ｘ線検出信号を出力する。
【００６９】
画像生成部２７はＦＰＤ１１ａおよび１１ｂの各々が出力するＸ線検出信号に基づいて、患部ＢやマーカＲのＸ線像などが映し出されたＸ線画像を断続的に形成させる。実施例１において、Ｘ線透視によるＸ線画像の生成は例えば１５〜３０ＦＰＳ程度のフレームレートで行われる。画像生成部２７が生成するＸ線画像の各々を以下、「補正前画像Ｃ」とする。またＦＰＤ１１ａが出力するＸ線検出信号に基づいて生成される補正前画像Ｃを補正前画像Ｃａとし、ＦＰＤ１１ｂが出力するＸ線検出信号に基づいて生成される補正前画像Ｃを補正前画像Ｃｂとする。補正前画像Ｃの生成によりステップＳ１の工程は終了する。
【００７０】
散乱線入射量の差などに起因する輝度値（画素値）の差により、補正前画像Ｃの各々には読み出し方向Ｒｅに直交する方向に延伸するアーティファクトＡＦが発生する場合がある（図４（ａ）、（ｂ））。図４（ａ）は実際の補正前画像Ｃであり、アーティファクトＡＦが発生している位置を矢印で示している。図４（ｂ）は補正前画像Ｃに発生する帯状または線状のアーティファクトＡＦを模式的に示す図である。読み出し方向Ｒｅに直交する方向すなわちアーティファクトＡＦの各々が延伸する方向を以下、Ｓ方向とする。
【００７１】
図４（ｂ）に示すように、Ｓ方向に延伸するアーティファクトＡＦが発生することにより、補正前画像Ｃに映る患部ＢやマーカＲなどの視認性が著しく低下する。従って本発明に特徴的なステップＳ２からステップＳ５までの工程により、補正前画像ＣからアーティファクトＡＦを除去する画像処理を行う。
【００７２】
ステップＳ２（平均画素値プロファイルの生成）
補正前画像Ｃの画像処理を行うに際し、まず補正前画像Ｃの画素値の情報に基づいて平均画素値プロファイルを生成する。補正前画像Ｐを構成する全画素における画素値の情報は画像生成部２７から平均値演算部２９へ送信される。平均値演算部２９は補正前画像Ｃの画素値をアーティファクトＡＦの延伸する方向、すなわちＳ方向に平均化する演算処理を行うことにより、読み出し方向Ｒｅについての平均画素値プロファイルを生成する。
【００７３】
ここで平均画素値プロファイルを生成する工程について詳細に説明する。図５に示すように、補正前画像Ｃを構成する縦１０２４×横１０２４の画素Ｄについて、ｍ行ｎ列に位置する画素を画素Ｄ（ｍ，ｎ）とする。画素Ｄ（ｍ，ｎ）における画素値Ｅについて、画素値Ｅ（ｍ，ｎ）とする。実施例１においてＳ方向は縦の列方向に一致する。
【００７４】
平均値演算部２９はｎ列を構成する１０２４の画素Ｄについて、画素値Ｅ（１，ｎ）から画素値Ｅ（１０２４，ｎ）までの各画素値Ｅを平均化することにより、ｎ列目についての平均画素値Ａ（ｎ）を算出する。実施例１において、平均値演算部２９は画素値（１，ｎ）から画素値Ｅ（１０２４，ｎ）までの画素列について各画素値Ｅを加算平均することにより画素値Ｅの平均化を行い、平均画素値Ａ（ｎ）を算出する。平均化を行うための演算は加算平均の他に相乗平均などの公知の方法を適宜用いてよい。
【００７５】
このような加算平均の演算を１列目から１０２４列目までの各画素列について行うことにより、読み出し方向Ｒｅにおける各画素列について得られた、１０２４個の平均画素値Ａの集団Ａ（１）〜Ａ（１０２４）を算出する。平均値演算部２９は平均画素値の集団Ａ（１）〜Ａ（１０２４）をプロットすることにより、平均画素値プロファイルＰを生成する（図６参照）。平均画素値プロファイルＰの縦方向は平均画素値Ａを示し、横方向は平均画素値Ａに対応する画素Ｄの、読み出し方向Ｒｅにおける位置（ｎ列目）を示している。
【００７６】
読み出し方向ＲｅはＸ線透視撮影装置７の規格上、予め定められた方向であるので、Ｓ方向についても予め定まることなる。そのため平均値演算部２９が加算平均を行う方向についても予め定められるので、補正前画像Ｃが生成されることにより、平均値演算部２９は自動的かつ速やかに平均画素値プロファイルＰを生成できる。補正用画像Ｃの全画素について画素値をＳ方向に平均化し、平均画素値プロファイルＰを生成することによりステップＳ２の工程は終了する。ステップＳ２は本発明における画像平均化工程に相当する。
【００７７】
アーティファクトＡＦはＳ方向に延伸しているので、ｎ列目の画素ＤにアーティファクトＡＦが発生する場合、アーティファクトＡＦが発生しない画素Ｄの画素値Ｅと比べて、ｎ列目における画素値Ｅは全て同じ値だけ変化する。そのためＳ方向について平均化して得られた平均画素値プロファイルＰにおいて平均画素値Ａが突出する部分は、特に際立ったアーティファクトＡＦが発生していると考えられる（図６の符号Ｌを参照）。
【００７８】
ステップＳ３（近似曲線の算出）
補正前画像Ｃについて生成された平均画素値プロファイルＰの情報は平均値演算部２９から近似式演算部３１へ送信される。近似式演算部３１は平均画素値プロファイルＰを近似する近似曲線Ｑを算出する（図７参照）。実施例１において、近似式演算部３１は平均画素値プロファイルＰのデータに対して最小二乗法を用いることにより、平均画素値プロファイルＰを近似する近似曲線Ｑとしてｎ次多項式Ｆ（ｘ）を算出する。近似曲線Ｑである多項式Ｆ（ｘ）の次数ｎは条件に応じて好適な値を適宜選択してよい。ｎ列目の画素Ｄに係る近似曲線Ｑの値をＱ（ｎ）とする。Ｑ（ｎ）の値は、ｎ次多項式Ｆ（ｘ）にｎを代入した値であるＦ（ｎ）に相当する。
【００７９】
ｎ次多項式Ｆ（ｘ）は平均画素値プロファイルＰの傾向を好適に反映し、平均画素値プロファイルＰを平滑化したデータである。そのため平均画素値プロファイルＰにおいて、アーティファクトＡＦに起因して平均画素値Ａが突出している部分Ｌは、近似曲線Ｑであるｎ次多項式Ｆ（ｘ）において好適に平滑化される。読み出し方向Ｒｅにおける全画素について平均画素値プロファイルＰのデータを近似する近似曲線Ｑを算出することにより、ステップＳ３の工程は終了する。ステップＳ３は本発明における近似曲線生成工程に相当する。
【００８０】
ステップＳ４（差分値の算出）
近似曲線Ｑの情報、すなわちｎ次多項式Ｆ（ｘ）の情報は平均画素値プロファイルＰの情報とともに、近似式演算部３１から差分値演算部３３へ送信される。差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰの値と近似曲線Ｑの値との差分とることにより、差分値Ｊを算出する。一例として、ｎ列目の画素Ｄにおける差分値Ｊ（ｎ）の値は、ｎ列目の画素列における平均画素値プロファイルＰの値すなわち平均画素値Ａｎと、ｎ列目の画素列における近似曲線Ｑの値すなわちＱ（ｎ）との差分によって算出される。ステップＳ４の工程は本発明における差分値算出工程に相当する。
【００８１】
このように差分値演算部３３は、１列目から１０２４列目までの各々について差分値Ｊ（１）〜Ｊ（１０２４）をそれぞれ算出する。算出された差分値Ｊ（１）〜Ｊ（１０２４）の情報の各々は、差分値演算部３３から画像補正部３５へ送信される。また差分値Ｊの情報の送信と同期して、補正前画像Ｃの情報が画像生成部２７から画像補正部３５へ送信される。読み出し方向Ｒｅに並び、Ｓ方向に延伸する画素列の各々について差分値演算部３３が差分値Ｊを算出することにより、ステップＳ４の工程は終了する。
【００８２】
ステップＳ５（Ｘ線画像の補正）
画像補正部３５は補正前画像Ｃを構成する全画素の画素値から、差分値Ｊを減算することにより、補正前画像Ｃの補正を行う。具体的には１列目の画素Ｄにおける画素値Ｅ（１，１）〜Ｅ（１０２４，１）の各々から、１列目の画素Ｄについて差分値演算部３３が算出した差分値Ｊ（１）を減算する。そしてｎ列目の画素Ｄにおける画素値Ｅ（１，ｎ）〜Ｅ（１０２４，ｎ）の各々から、ｎ列目の画素Ｄについて差分値演算部３３が算出した差分値Ｊ（ｎ）を減算する。
【００８３】
このように１列目から１０２４列目までの各々について、各画素Ｄにおける画素値Ｅから、各画素列について算出された差分値Ｊを減算することにより、画像補正部３５は補正前画像Ｃから差分値Ｊを減算する補正を行う。画像補正部３５によって補正された後の補正前画像Ｃを以下、「補正後画像Ｔ」とする。画像補正部３５の実行する補正処理により、補正後画像Ｔにおける平均画素値プロファイルＰｔは近似曲線Ｑ、すなわちｎ次多項式Ｆ（ｘ）と等しくなる（図８（ａ）参照）。
【００８４】
すなわち補正前画像Ｃにおける平均画素値プロファイルＰにおいて突出していた部分は、補正後画像Ｔにおける平均画素値プロファイルＰｔにおいて平滑化される（図８（ａ）、矢印Ｌ参照）。その結果、補正前画像Ｃにおいて発生していたアーティファクトＡＦは、補正後画像Ｔにおいて除去される（図８（ｂ）、（ｃ）参照）。図８（ｂ）は実際の補正後画像Ｔを示す図であり、図８（ｃ）は補正後画像Ｔを模式的に示す図である。補正後画像Ｔはモニタ４３に表示される。補正後画像Ｔを生成することにより、ステップＳ５の工程は終了する。ステップＳ５は本発明における画像補正工程に相当する。
【００８５】
近似曲線Ｑは、補正前画像Ｃの画素値をＳ方向に平均化して得られた平均画素値プロファイルＰのデータを、さらに平滑化したものである。画素Ｄに入射する散乱線の線量が大きくなると、当該画素Ｄが出力する画素値Ｅと、実際の被検体ＭのＸ線像に基づく画素値との差が大きくなる。その結果、散乱線の影響がより大きい画素において、より際立ったアーティファクトＡＦが発生することとなる。従って、アーティファクトＡＦが際立つ画素では、差分値すなわち平均画素値プロファイルＰの値と近似曲線Ｑの値との差が大きくなる。
【００８６】
また画素Ｄに入射する散乱線の線量はＦＰＤが画素を読み出す時間差に応じて変化する。そのため散乱線の入射線量に基づく画素値の差（輝度差）は、読み出し方向Ｒｅに隣接する画素同士の間において発生する。すなわちｍ行目における画素Ｄ（ｍ，１）〜（ｍ，１０２４）の各々における、散乱線入射量に基づく画素値の変化量はそれぞれ異なる。一方、ｎ列目における画素Ｄ（１，ｎ）〜（１０２４，ｎ）の各々における、散乱線入射量に基づく画素値の変化量は一定と考えてよい。
【００８７】
従って、ｎ列目における画素Ｄの画素値Ｅの各々から、ｎ列目の画素列について算出された差分値Ｊ（ｎ）をそれぞれ減算することにより、ｎ列目の画素列を構成する画素Ｄの全てについて、アーティファクトＡＦを除去する補正を行うことができる。そして読み出し方向Ｒｅにおける各画素列（１列目〜１０２４列目）について算出された差分値Ｊをそれぞれ減算することにより、アーティファクトＡＦを好適に除去する画像処理を、補正前画像Ｃの全体に対して実行できる。
【００８８】
このようにステップＳ２〜Ｓ５の各工程により構成される画像処理の結果、補正前画像Ｃにおいて発生していたアーティファクトＡＦは好適に除去され、患部ＢおよびマーカＲの視認性が向上した補正後画像Ｔが生成される。ステップＳ２〜Ｓ５に係る画像処理工程は、ＦＰＤ１１ａの出力信号に基づく補正前画像Ｃａと、ＦＰＤ１１ｂの出力信号に基づく補正前画像Ｃｂとの各々に対して行われる。補正前画像Ｃａに対して画像補正部３５が補正した画像を補正後画像Ｔａとし、補正前画像Ｃｂに対して画像補正部３５が補正した画像を補正後画像Ｔｂとする。
【００８９】
ステップＳ６（マーカの位置を算出）
アーティファクトを除去する画像処理が行われた後、補正後画像Ｔを用いてマーカの位置を算出する。すなわち補正後画像Ｔａおよび補正後画像Ｔｂの画像情報はそれぞれ画像補正部３５からマーカ位置算出部３７へ送信される。マーカ位置算出部３７は補正後画像Ｔａおよび補正後画像Ｔｂの各々に映し出されるマーカＲの位置に基づいて、被検体ＭにおけるマーカＲの三次元位置情報を算出する。
【００９０】
Ｘ線管９ａおよびＸ線管９ｂはそれぞれ異なる斜め方向からＸ線を照射しているので、補正後画像Ｔａおよび補正後画像Ｔｂの各々はそれぞれ異なる方向からマーカＲを映した画像となる。そのためマーカ位置算出部３７は補正後画像Ｔａおよび補正後画像Ｔｂを用いてマーカＲの三次元位置情報を算出できる。また補正後画像Ｔａおよび補正後画像Ｔｂの各々からはアーティファクトＡＦが好適に除去されているのでマーカＲの視認性が大きく向上している。従って、ステップＳ２からＳ５までの画像処理工程により、マーカ位置算出部３７はより正確にマーカＲの三次元位置情報を算出できる。マーカＲの三次元位置情報を算出することにより、ステップＳ６に係る工程は終了する。
【００９１】
ステップＳ７（治療放射線照射の判定）
マーカ位置算出部３７はさらにマーカＲの三次元位置情報に基づいて、治療放射線である放射線Ｇを照射すべきか否かを判定する。被検体Ｍにおける患部Ｂの位置は、被検体Ｍの体動に従って周期的に移動する。患部Ｂの近傍に載置されたマーカＲと患部Ｂとの相対位置は不変であるので、被検体Ｍの体動に起因する患部Ｂの移動に従ってマーカＲの三次元位置は周期的に変位する。
【００９２】
マーカＲの三次元位置が治療放射線の照射に適した位置である、治療放射線照射範囲Ｖの範囲内にある場合、マーカ位置算出部３７は放射線Ｇを照射すべきであると判定する。一方でマーカＲの三次元位置が治療放射線照射範囲Ｖの範囲外にある場合、マーカ位置算出部３７は放射線Ｇの照射を停止すべきであると判定する。
【００９３】
すなわち図９（ａ）に示すように補正後画像Ｔに映るマーカＲが、予め画定された治療放射線照射範囲Ｖの範囲内にある場合、マーカ位置算出部３７は主制御部４７を介して、放射線照射制御部３９へ放射線Ｇを照射する内容の制御信号を送信する。放射線照射制御部３９は制御信号に従って、治療放射線源５ａから放射線Ｇを被検体Ｍへ照射する。この場合、患部Ｂは放射線Ｇが好適に照射される位置に移動しているので、放射線Ｇによる放射線治療を効果的に行うことができる。
【００９４】
図９（ｂ）に示すように補正後画像Ｔに映るマーカＲが、予め画定された治療放射線照射範囲Ｖの範囲外にある場合、マーカ位置算出部３７は主制御部４７を介して、放射線照射制御部３９へ放射線Ｇを停止する内容の制御信号を送信する。放射線照射制御部３９は制御信号に従って、放射線Ｇの照射を停止するように治療放射線源５ａを制御する。この場合、患部Ｂの位置は放射線Ｇが好適に照射される範囲から外れているので、無用な放射線Ｇによる被曝を回避できる。
【００９５】
治療放射線照射の判定は、補正後画像Ｔの各々を用いて算出されるマーカＲの三次元位置情報に基づいて行われる。補正後画像ＴはアーティファクトＡＦを好適に除去する画像処理によって視認性が向上しているので、マーカ位置算出部３７は治療放射線照射の判定をより正確に実行できる。治療放射線照射の可否を判定することにより、ステップＳ７の工程は終了する。
【００９６】
ステップＳ７の終了後、Ｘ線透視を続行するか否かを判断して処理を分岐する。さらにマーカＲを追跡すべくＸ線透視を続行する場合はステップＳ１に戻ってステップＳ１〜Ｓ７の各工程を繰り返す。すなわちステップＳ１において１５〜３０ＦＰＳのフレームレートで生成される補正前画像Ｃの各々についてステップＳ２〜Ｓ５に係る画像処理を行い、補正後画像Ｔを生成する。そしてステップＳ６〜Ｓ７において補正後画像Ｔに基づいてマーカＲの位置を算出し、放射線Ｇの照射の可否を判定する。放射線治療をこれ以上行わない場合はＸ線透視を停止し、全ての工程を終了させる。
【００９７】
＜実施例１の構成による効果＞
実施例１に係るＸ線透視撮影装置７は平均値演算部２９と、近似式演算部３１と、差分値演算部３３と、画像補正部３５とを備えている。平均値演算部２９は補正前画像に対してアーティファクトＡＦが延伸する所定の方向Ｓへ画素値を平均化することにより平均画素値プロファイルＰを生成する。近似式演算部３１は多項式近似を行うことにより、平均画素値プロファイルＰの全体を近似する近似曲線Ｑを算出する。差分値演算部３３はアーティファクトＡＦの延伸方向Ｓに延伸し、読み出し方向Ｒｅに並ぶ画素列の各々について、平均画素値プロファイルＰの値と近似曲線Ｑの値との差を差分値として算出する。
【００９８】
平均画素値プロファイルＰは読み出し方向Ｒｅにおける補正前画像全体の画素値の傾向を反映するものである。近似曲線Ｑは平均画素値プロファイルＰ全体の傾向を反映しつつ、平均画素値プロファイルＰを好適に平滑化したものである。そして差分値演算部３３がＳ方向へ延伸する画素列の各々について算出する差分値は、アーティファクトの原因である散乱線が画素値に与える影響の大きさを反映している。画像補正部３５は補正前画像における画素値の各々から差分値を減算することにより、補正前画像における画素値の各々は好適に平滑化される。その結果、画像補正部３５が行う画像補正によって、補正前画像からアーティファクトを好適に除去できる。
【００９９】
所定の方向Ｓへ延伸するアーティファクトを除去する場合、従来の画像処理方法ではＳ方向と直交する、読み出し方向Ｒｅに隣接する画素同士の画素値の差が、所定の閾値を超えるか否かを判断する。そして画素値の差が閾値を超える場合において当該隣接画素の画素値を平滑化するような補正を行う。しかしこのような従来の方法では、読み出し方向Ｒｅに隣接する画素同士の組み合わせ全てにおいてそれぞれ差分をとり、閾値と比較する演算処理が必要となるので画像処理に要する時間が長くなる。また設定する閾値の値が高い場合は非常に際立ったアーティファクトしか除去できず、画像の補正が不十分となる。一方で設定する閾値の値が低い場合は必要以上に輝度差を平滑化する結果、実際の被検体ＭのＸ線像に基づく輝度差まで平滑補正するのでＸ線画像情報の精度が著しく低下する。
【０１００】
そこで実施例１に係る構成では、平均画素値プロファイルＰと近似曲線Ｑとの差分値Ｊを補正前画像から減算する補正を行う。平均画素値プロファイルＰを生成することにより、補正前画像全体における画素値の傾向についての情報を一括で取得できる。そして平均画素値プロファイルＰの全体を平滑化した近似曲線Ｑとの差分値Ｊを算出することにより、読み出し方向Ｒｅに並ぶ画素列の各々について、入射散乱線の影響の大きさに関する情報を正確かつ速やかに取得できる。その結果、補正前画像からアーティファクトを除去する画像処理に要する時間を短縮できる。差分値Ｊを補正前画像から減算することにより、その大きさに依らず、入射散乱線に起因する画素値の変化量をより正確に補正できる。
【０１０１】
また補正前画像から差分値を減算して生成される補正後画像では、Ｓ方向に平均化して得られる平均画素値プロファイルＰｔは近似曲線Ｑと等しくなる。すなわち補正前画像の平均画素値プロファイルＰにおいて入射散乱線に起因して突出した部分は好適に平滑化され、さらに平均画素値プロファイルＰ全体の傾向は維持される。従って、実際の被検体ＭのＸ線像に基づく画素値の情報を保持しつつ、入射散乱線による影響をその大小に依らず好適に除外できる。従って、補正前画像からアーティファクトをより精密に除去しつつ、補正後画像における画像情報の精度を向上できる。
【０１０２】
また実施例１に係る構成では、幅広い帯状のアーティファクト全体を好適に除去できる効果も期待できる。このような効果について以下、図９の各々を用いて説明する。ここでは図１０（ａ）に示すように、斜線で示す帯状のアーティファクトＡＦが補正前画像Ｃにおけるｎ列目の画素Ｄから、（ｎ＋５）列目の画素Ｄまでの幅広い範囲において発生しているものとする。
【０１０３】
従来の画像処理方法ではアーティファクトＡＦの延伸する方向Ｓと直交する方向、すなわち方向Ｒｅに隣接する画素同士の画素値Ｅの差と、所定の閾値とを比較して補正の可否を判定する。一例としてｍ行目の各画素Ｄについて判定する場合、ｍ行目における画素値Ｅをそれぞれ算出する。図１０（ｂ）はｍ行目における画素Ｄの画素値Ｅを模式的にグラフ化したものである。
【０１０４】
図１０（ｂ）に示すように、アーティファクトＡＦの端部においては隣接画素同士における画素値Ｅの差は大きい。すなわち画素Ｄ（ｍ，ｎ）における画素値Ｅ（ｍ，ｎ）と画素値Ｅ（ｍ，ｎ−１）との差や、画素値Ｅ（ｍ，ｎ）と画素値（ｍ，ｎ＋１）との差は一般的に閾値より大きくなる。従って、アーティファクトＡＦの端部に位置する画素Ｄ（ｍ，ｎ）では、従来の画像処理方法においても画素値Ｅの補正が行われる。
【０１０５】
しかし帯状のアーティファクトＡＦの中央部においては隣接画素同士における画素値Ｅの差は非常に小さくなる。すなわち画素値Ｅ（ｍ，ｎ＋１）と画素値Ｅ（ｍ，ｎ＋２）との差や、画素値Ｅ（ｍ，ｎ＋２）と画素値（ｍ，ｎ＋３）との差は一般的に閾値より小さくなる。従って、従来の方法ではアーティファクトＡＦが発生しているに関わらず、中央部に位置する画素Ｄ（ｍ，ｎ＋２）や画素Ｄ（ｍ，ｎ＋３）などに対しては画素値Ｅの補正が行われない。その結果、広い帯状のアーティファクトＡＦを十分に除去できない。
【０１０６】
また図１０（ａ）に示すように、（ｎ＋５）列目の画素ＤにおいてアーティファクトＡＦが発生する範囲は比較的狭い。そのため設定する閾値の大きさによっては、画素値Ｅ（ｍ，ｎ＋５）と画素値Ｅ（ｍ，ｎ＋６）との差が閾値を下回る。その結果、アーティファクトＡＦが発生しているにも関わらず、画素Ｄ（ｍ，ｎ＋５）において画素値Ｅの補正が実行されなくなる。このように、従来の画像処理方法ではアーティファクトＡＦを適切に除去することが困難である。またアーティファクトＡＦを除去するにはＸ線画像のフレームごとに、適切な閾値を適宜設定する必要がある。従って、術者は閾値を適宜設定するために多大な負担を受けることとなり、また適切な閾値を設定するには術者に経験が要求される。
【０１０７】
これに対して、実施例１に係る画像処理では補正前画像Ｃの平均画素値プロファイルＰと、近似曲線Ｑとを算出する。そして散乱線に基づくアーティファクトＡＦの影響の大きさを反映する値として、平均画素値プロファイルＰの値と近似曲線Ｑの値との差分値Ｊを算出する。図１０（ｃ）は補正前画像Ｃの平均画素値プロファイルＰと、近似曲線Ｑとをそれぞれ模式的に示したグラフ図である。
【０１０８】
図１０（ｃ）に示すように、（ｎ＋１）列目から（ｎ＋４）列目までの画素ＤではアーティファクトＡＦの影響が大きい。そのため（ｎ＋１）列目から（ｎ＋４）列目までのいずれの画素列においても平均画素値プロファイルＰの値と近似曲線Ｑの値との差分値Ｊが大きくなる。従って、アーティファクトＡＦの端部のみならず、中央部においても画素Ｄの画素値Ｅは大きく補正されるので、幅の広いアーティファクトＡＦの全体を補正前画像Ｃから好適に除去できる。
【０１０９】
また、ｎ列目や（ｎ＋５）列目の画素ＤではアーティファクトＡＦの影響が小さくなるに従って差分値Ｊが小さくなる。そして（ｎ−１）列目のようにアーティファクトＡＦが発生しない画素Ｄでは差分値Ｊがほぼ０となる。従って、方向Ｒｅにおける各画素列について、補正前画像Ｃにおける画素値Ｅから差分値Ｊを減算することにより、アーティファクトＡＦの影響の大きさに応じて各画素Ｄの画素値Ｅを適度に補正できる。
【０１１０】
アーティファクトＡＦの影響の大きさを反映する差分値Ｊは、補正前画像Ｃが生成されるたびに、読み出し方向Ｒｅにおける全画素列について自動的かつ速やかに算出される。実施例１における画像処理では、補正前画像Ｃにおける画素値Ｅから差分値Ｊを減算するだけで完了するので、従来の画像処理のように画像フレーム毎に閾値を適宜設定する必要がない。従って術者に経験が要求されることはなく、また術者の負担を大きく低減できる。
【実施例２】
【０１１１】
次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。実施例２に係るＸ線透視撮影装置の全体構成は図１および図２に示す実施例１の全体構成と同様である。但しＸ線透視撮影装置の動作の工程ついて、実施例１と実施例２とは一部相違する。図３（ｂ）は実施例２に係るＸ線透視撮影装置の動作の工程を説明するフローチャートである。ここでｋフレーム目の補正前画像Ｃを平均化して算出される平均画素値プロファイルＰを「平均画素値プロファイルＰｋ」とする。そして平均画素値プロファイルＰｋの全体を近似する近似曲線を「近似曲線Ｑｋ」とする。
【０１１２】
実施例１ではステップＳ１において生成される補正前画像Ｃの各々について、平均値演算部２９は平均画素値プロファイルＰを生成し、さらに近似式演算部は近似曲線Ｑを算出する。すなわちｋフレーム目の補正前画像Ｃに対応する平均画素値プロファイルＰｋおよび近似曲線Ｑｋが算出される。そして差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰｋの値と近似曲線Ｑｋの値との差分をとることにより、差分値Ｊを算出する。
【０１１３】
一方、実施例２では補正前画像Ｃの各々について、平均値演算部２９は平均画素値プロファイルＰを生成する。但し２フレーム目以降の補正前画像Ｃに対して画像処理を行う場合であっても、近似式演算部３１は１フレーム目の補正前画像Ｃ１に基づいて算出された近似曲線Ｑ１を適用する。すなわち差分値演算部３３はｋフレーム目の補正前画像Ｃに対する画像処理において、平均画素値プロファイルＰｋの値と近似曲線Ｃ１の値との差分をとることにより、差分値Ｊを算出する。
【０１１４】
図３（ａ）に示すように、実施例１ではＸ線透視によって補正前画像Ｃが断続的に生成されるたびに、ステップＳ１〜Ｓ７までの工程を繰り返す。一方で実施例２では図３（ｂ）に示すように、１フレーム目の補正前画像Ｃが生成された場合はステップＳ１〜Ｓ７までの工程を実行する。そして２フレーム目以降の補正前画像Ｃが生成された場合はステップＳ３の工程を省略する。すなわちステップＳ２において平均画素値プロファイルＰが生成された後、ステップＳ４に進んで差分値の算出を行う。
【０１１５】
＜実施例２の構成による効果＞
実施例２に係るＸ線透視撮影装置では、１フレーム目の補正前画像について算出された近似曲線Ｑ１を２フレーム目以降の補正前画像に対して適用する。この場合、平均画素値プロファイルの全体を近似する多項式近似を行って近似曲線Ｑを算出する工程は、２フレーム目以降において省略できる。その結果、補正前画像からアーティファクトを除去する画像処理に要する時間を大きく低減できる。
【０１１６】
動体追跡照射法によって放射線治療を行う場合、撮像系の位置を所定の位置に固定した状態でＸ線透視を行い、複数枚の補正前画像を生成する。そのためＸ線透視撮影装置において、ＦＰＤに対する散乱線の入射パターンは一定である場合、補正前画像Ｃの各々においてアーティファクトＡＦが発生し易い領域はいずれも略同じである。従って、１フレーム目の補正前画像について算出された近似曲線Ｑ１を２フレーム目以降の補正前画像の画像処理に流用した場合であっても、補正前画像から帯状のアーティファクトＡＦを好適に除去できる。
【０１１７】
そして実施例２に係る構成では補正前画像の画像処理に要する時間を低減できるので、Ｘ線透視のフレームレートを上げた場合であっても速やかに補正前画像から帯状のアーティファクトＡＦを除去し、視認性の高い補正後画像Ｔを効率よく生成できる。従って、フレームレートのより高い補正後画像Ｔを用いることにより、移動するマーカの位置をより精度良く追跡できるので、放射線照射装置１による治療効果をさらに向上できる。
【実施例３】
【０１１８】
次に、図面を参照してこの発明の実施例３を説明する。図１１に示すように、実施例３に係るＸ線透視撮影装置７Ａは、重み付け処理部４９をさらに備えるという点で実施例１に係るＸ線透視撮影装置７の構成と相違する。
【０１１９】
＜実施例３に特徴的な構成＞
重み付け処理部４９は近似式演算部３１の後段に設けられており、差分値演算部３３の前段に設けられている。重み付け処理部４９は近似式演算部３１が生成した近似曲線の各々を適宜重み付け加算する演算処理をすることにより、直近に生成された補正前画像を補正するために用いる近似曲線を新たに生成する。重み付け処理部４９が重み付け演算処理を行う構成としてはリカーシブフィルタなどが挙げられる。重み付け処理部４９は本発明における重み付け処理手段に相当する。
【０１２０】
図３（ｃ）は実施例３に係るＸ線透視撮影装置の動作の工程を説明するフローチャートである。ステップＳ１〜Ｓ３までの工程について、実施例３は実施例１と共通する。すなわちステップＳ１においてｋフレーム目に生成される補正前画像Ｃの各々について、平均値演算部２９はＳ方向に画素値を平均化することにより、平均画素値プロファイルＰｋを生成する（ステップＳ２）。そして近似式演算部３１は平均二乗法を用いた多項式近似により、平均画素値プロファイルＰｋの全体を近似する高次多項式を近似曲線Ｑｋとして算出する（ステップＳ３）。
【０１２１】
ここで補正前画像Ｃのフレーム数に応じて工程を分岐する。すなわち画像生成部２７が１フレーム目の補正前画像Ｃを生成した場合、ステップＳ３からステップＳ４に進み、以下実施例１と同様にステップＳ４〜Ｓ７までの工程を実行する。一方、画像生成部２７が２フレーム目以降の補正前画像Ｃを生成した場合、ステップＳ３の終了後にステップＳ３−２の工程へ進行する。ここで実施例３に特徴的なステップＳ３−２の工程について説明する。
【０１２２】
ステップＳ３−２（重み付け処理）
ステップＳ３においてｋフレーム目の補正前画像Ｃに係る近似曲線Ｑｋが算出された後、近似曲線Ｑｋの情報は近似式演算部３１から重み付け処理部４９へ送信される。また重み付け処理部４９には１フレーム目から（ｋ−１）フレーム目までの各補正前画像Ｃに係る近似曲線Ｑ１〜Ｑ（ｋ−１）までの情報がそれぞれ送信されている。
【０１２３】
重み付け処理部４９は近似曲線Ｑ１〜Ｑｋに基づいて、適宜重み付け処理を実行することにより、ｋフレーム目の補正前画像Ｃを補正するために実際に用いる近似曲線を新たに算出する。重み付け処理部４９の実行する重み付け処理によって算出される近似曲線を以下、「処理後近似曲線Ｚ」とする。またｋフレーム目の補正前画像Ｃを補正するために用いられる処理後近似曲線Ｚを以下、「処理後近似曲線Ｚｋ」とする。
【０１２４】
処理後近似曲線Ｚｎを算出するための重み付け処理に関する演算処理の方法は適宜選択してよい。処理後近似曲線Ｚｋは一例として、０＜α＜１を満たす定数αと、近似曲線Ｑ（ｋ−１）および近似曲線Ｑｋとを用いて、以下の（１）で示す式を用いて算出される。αの値としては一例として０．２〜０．３程度であることが好ましい。
Ｚｋ＝（１−α）・Ｑ（ｋ−１）＋α・Ｑｋ  …  （１）
【０１２５】
なお、処理後近似曲線Ｚｋの算出に用いられる数式は近似曲線Ｑに限ることはなく、Ｑ（ｋ−１）の代わりにＺ（ｋ−１）など、過去の補正前画像フレームに適用された処理後近似曲線Ｚの式を用いてもよい。またＱ１〜Ｑ（ｋ−１）やＺ１〜Ｚ（ｋ−１）までの数式から複数選択して処理後近似曲線Ｚｋの算出に用いてもよい。処理後近似曲線Ｚｎの情報は重み付け処理部４９から差分値演算部３３へ送信される。重み付け処理部４９が処理後近似曲線Ｚｎを算出することにより、ステップＳ３−２の工程は終了し、ステップＳ４に進む。
【０１２６】
ステップＳ４（差分値の算出）
実施例１に係るステップＳ４において、差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰｋの値と近似曲線Ｑｋの値との差分をとることにより、ｋフレーム目の補正前画像Ｃから減算補正するための差分値Ｊを算出する。一方、実施例３に係るステップＳ４において、差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰｋの値と処理後近似曲線Ｚｋの値との差分をとることにより、ｋフレーム目の補正前画像Ｃから減算補正するための差分値Ｊを算出する。
【０１２７】
ステップＳ５以降の工程について、実施例３と実施例１とは共通する。すなわち画像補正部３５は、ステップＳ４において算出された差分値Ｊを補正前画像Ｃの各画素値から減算することにより、補正後画像Ｔを生成する（ステップＳ５）。マーカ位置算出部３７はＦＰＤ１１ａおよび１１ｂの各々に基づく補正後画像Ｔを用いて、マーカＲの三次元位置情報を算出する（ステップＳ６）。さらにマーカ位置算出部３７はマーカＲが治療放射線照射範囲Ｖの範囲内にあるか否かに基づいて、治療放射線である放射線Ｇの照射の可否を判定する（ステップＳ７）。
【０１２８】
実施例３に係るＸ線透視撮影装置７Ａは重み付け処理部４９を備えており、生成された近似曲線の各々に対して適宜重み付け処理を行うことによって処理後近似曲線を生成する。そして差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰｋの値と処理後近似曲線Ｚｋの値との差分をとることにより差分値Ｊを算出し、画像補正部３５は補正前画像Ｃの各画素値から差分値Ｊをそれぞれ減算することにより補正後画像Ｔを生成する。
【０１２９】
＜実施例３の構成による効果＞
このような実施例３に係る構成では、画像フレーム間で輝度パターンが大きく変化する場合であっても、Ｘ線透視によって断続的に得られるＸ線画像群の全体、すなわち動画全体についての視認性が低下することを回避できる。Ｘ線透視では例えば１５〜３０ＦＰＳ程度の高いフレームレートで多数のＸ線画像を生成し、生成されたＸ線画像群を断続的に表示する。術者はいわゆる動画として表示されるＸ線画像群を参照して各種治療行為を実行する。
【０１３０】
動体追跡照射法による放射線治療では、被検体の体動により周期移動する患部Ｂを関心部位としてＸ線透視を行う。そのため図１２の上段に示すように、ｋフレーム目の補正前画像Ｃ（上段左図）に映る患部Ｂの位置と、（ｋ＋１）フレーム目の補正前画像Ｃ（上段右図）に映る患部Ｂの位置とは読み出し方向Ｒｅについて異なる場合がある。この場合は図１２の中段に示すように、ｋフレーム目の補正前画像Ｃに基づく近似曲線Ｑｋのパターン（中段左図）と、（ｋ＋１）フレーム目の補正前画像Ｃに基づく近似曲線Ｑ（ｋ＋１）のパターン（中段右図）とは大きく異なる。
【０１３１】
実施例１に係る画像処理では補正前画像Ｃのフレームごとに算出された近似曲線Ｑをそのまま用いて差分値Ｊを算出するので、補正後画像Ｔに係る平均画素値プロファイルＰｔは近似曲線Ｑと一致する（図８（ａ））。そのため患部Ｂの位置が方向Ｒｅにおいて高速で移動する場合、実施例１に係る画像処理ではｋフレーム目の補正後画像Ｔにおける画素値のパターンと、（ｋ＋１）フレーム目の補正後画像Ｔにおける画素値のパターンが大きく異なる。その結果、動画全体において、画像フレーム間でＸ線像が急激に変化する事態が発生する。
【０１３２】
一方、実施例３に係る画像処理では、補正前画像Ｃのフレームごとに算出された近似曲線Ｑの各々に対して適宜重み付け処理を行う事により処理後近似曲線Ｚを算出する。このような構成では、近似曲線Ｑｋのパターンと近似曲線Ｑ（ｋ＋１）のパターンとが大きく異なる場合であっても、重み付け処理により算出される処理後近似曲線Ｚ（ｋ＋１）のパターンは、近似曲線Ｑｋのパターンとの差がより小さくなる（図１２下段、点線）。
【０１３３】
差分値演算部３３は平均画素値プロファイルＰｋの値と処理後近似曲線Ｚｋの値との差分をとることにより差分値Ｊを算出し、画像補正部３５は補正前画像Ｃの各画素値から差分値Ｊをそれぞれ減算することにより補正後画像Ｔを生成する。従って、実施例３において、（ｋ＋１）フレーム目の補正後画像Ｔに基づく平均画素値プロファイルＰｔ（ｋ＋１）は処理後近似曲線Ｚ（ｋ＋１）と一致する。
【０１３４】
その結果、ｋフレーム目の補正後画像Ｔにおける画素値のパターンと、（ｋ＋１）フレーム目の補正後画像Ｔにおける画素値のパターンとの差がより小さくなるので、フレーム間におけるＸ線像が急激に変化することを回避できる。そのため、実施例３では動画全体としての視認性をより向上できる。
【０１３５】
本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
【０１３６】
（１）上述した各実施例では、近似曲線Ｑとしてｎ次多項式を算出する方法は最小二乗法に限ることはなく、ルジャンドル多項式近似やエルミート多項式近似など公知の算出方法を用いてよい。また近似曲線Ｑの構成についても、平均画素値プロファイルＰを近似するものであればｎ次多項式に限ることはなく、移動平均などの他の近似曲線であってもよい。
【０１３７】
移動平均法を用いて近似する場合、平均画素値プロファイルＰの傾向を好適に反映するような、移動平均をとる区間Ｆを設定する。そしてＦ個の連続する平均画素値Ａに基づいて、移動平均を近似曲線Ｑとして算出する。但し、読み出し方向Ｒｅにおける全ての平均画素値Ａのプロットデータをより正確かつ速やかに近似することができるという点で、ｎ次多項式によって近似する手法が特に好ましい。
【０１３８】
（２）上述した各実施例では、治療放射線照射装置５を備えた、動体追跡撮影法による放射線治療装置１を例にとって説明したが、各実施例に係る画像処理の構成は任意のＸ線透視撮影装置について適用できる。すなわち放射線治療装置１から治療放射線照射装置５やレール１５などの構成を省略した、一般的なＸ線透視撮影装置などに適用してよい。さらに具体例を挙げるとＣ型アームの一端にＸ線管９が設けられ、Ｃ型アームの他端にＦＰＤ１１が設けられた、１組の撮像系を有するＸ線透視撮影装置に適用できる。
【０１３９】
（３）上述した各実施例では、Ｘ線管９およびＦＰＤ１１からなる撮像系を２組設ける構成となっているが、撮像系の数は適宜増減してよい。また比較的線量の弱いＸ線を断続的に照射するＸ線透視によってＸ線画像を取得する構成のみならず、比較的線量の強いＸ線を照射するＸ線撮影によってＸ線画像を取得する構成に対しても各実施例に係る画像処理を適用できる。
【０１４０】
（４）上述した各実施例では、アーティファクトＡＦが読み出し方向Ｒｅに直交する方向に延伸する場合を例として説明しているが、補正前画像Ｃにおいて発生するアーティファクトＡＦが延伸する方向は読み出し方向Ｒｅに直交する方向でなくともよい。この場合、平均値演算部２９はアーティファクトＡＦが延伸する方向へ補正前画像Ｃの画素値を平均化することにより、平均画素値プロファイルＰを生成できる。
【符号の説明】
【０１４１】
１    …放射線治療装置
３    …天板
５    …治療放射線照射装置
７    …Ｘ線透視撮影装置
９    …Ｘ線管
１１  …ＦＰＤ（Ｘ線検出手段）
２１  …コリメータ
２３  …Ｘ線照射制御部
２５  …画像処理部
２７  …画像生成部
２９  …平均値演算部
３１  …近似式演算部（近似曲線算出手段）
３３  …差分値演算部（差分値算出手段）
３５  …画像補正部（画像補正手段）
３７  …マーカ位置算出部
３９  …放射線照射制御部
４７  …主制御部
４９  …重み付け処理部（重み付け処理手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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