本申请基于2017年3月16日提交的日本专利申请no.2017-051076并要求其优先权，该申请的全部内容通过引用并入本文。
本发明的实施方式涉及被检体定位装置、被检体定位方法、被检体定位程序和放射线治疗系统。
背景技术
在放射线治疗中，基于在治疗计划时使用ct(计算机断层摄影)装置获取的三维图像生成drr(数字重建的射线照片)图像，并且对该drr图像与通过在放射线照射之前对患者摄影而获得的x射线图像进行对照，并执行患者的定位。在此，存在如下技术：在治疗计划时即使在描绘了诸如诊疗床或医用约束物等的不必要的被检体的像素区域被包括在三维图像中时，生成仅提取和描绘了患者的像素区域的drr图像。
[专利文献1]日本未审查专利申请公开no.2016-101358
在上述技术中，尽管从治疗计划时生成的drr图像(即参考图像)中去除了描绘诸如诊疗床或医用约束物等的不必要的被检体的像素区域，但是x射线图像(即，摄影图像或放射性摄影图像)在放射线照射之前处于包括诸如诊疗床或医用约束物的不必要的像素区域的状态。这种不必要的像素区域成为患者定位的障碍，这导致难以执行患者定位的问题。
鉴于上述问题，本发明的实施方式的目的在于提供被检体定位技术，通过该技术可以提高放射线摄影图像(radiographicimage)和参考图像之间的对照精度并且可以方便患者的定位。
附图说明
在附图中：
图1是例示根据第一实施方式的放射线治疗系统的配置图；
图2是例示根据第一实施方式的定位装置的框图；
图3是例示x射线照射部、x射线检测部和被检体之间的关系的示意图；
图4是例示定位处理的前半部分的流程图；
图5是例示图4之后的定位处理的后半部分的流程图；
图6a是例示去除特定区域之前的x射线图像上的图像处理的示意图；
图6b是例示去除特定区域之后的x射线图像上的图像处理的示意图；
图7a至图7c是例示x射线图像与drr图像之间的对照处理的示意图；
图8a和图8b是例示根据第一实施方式的一个变形例的在去除第二像素区域之前和之后的x射线图像上的图像处理的示意图；
图9a至图9c是例示在图8b之后的变形例中的x射线图像和drr图像之间的对照处理的示意图；
图10a和图10b是例示根据第一实施方式的另一变形例的图像处理技术的示意图；
图11a和图11b是例示根据图10b之后的变形例的图像处理技术的示意图；
图12a和图12b是例示根据图11b之后的变形例的图像处理技术的示意图；
图13a至图13c是例示根据图12b之后的变形例的图像处理技术的示意图；
图14a和图14b是例示根据图13c之后的变形例的图像处理技术的示意图；
图15a和图15b是例示根据图14b之后的变形例的图像处理技术的示意图。
图16是例示根据第二实施方式的放射线治疗系统的配置图。
图17是例示根据第二实施方式的定位装置的框图。
具体实施方式
在本发明的一个实施方式中，一种被检体定位装置，包括：
放射线摄影图像输入接口，获取放射线摄影图像，该放射线摄影图像通过使透视摄影装置对被检体摄影来生成并且包括第一区域和第二区域，该第一区域描绘用于被检体的定位的指标区域(indexregion)，该第二区域描绘指标区域以外的非指标区域；以及
定位部，通过执行预先生成的参考图像与基于非指标区域的三维模型信息从放射线摄影图像确定的第一区域之间的对照处理，来执行被检体的定位。
根据本发明的实施方式提供了被检体定位技术，通过该技术，可以改善放射性摄影图像和参考图像之间的对照精度并且可以方便患者的定位。
(第一实施方式)
在下文中，将参照附图描述实施方式。首先，参照图1至图15b给出根据第一实施方式的物体定位装置的描述。图1中的附图标记1表示用于放射线治疗的放射线治疗系统，其中对患者p的身体中生成的肿瘤等的患部(lesion)区域g照射放射线r。用于治疗的放射线r包括例如x射线、γ射线、电子束、质子束、中子束和重粒子束。
当进行放射线治疗时，必须将具有足够输出的放射线r准确地照射到患者(即，被检体)p的患部区域g(即，靶区)的位置上。此外，必须抑制处于患部区域g附近的正常组织(即，非靶区)的曝光剂量。因此，在本实施方式中，通过执行在治疗计划时获取的患者p的图像与放射线照射时摄影的患者p的图像之间的对照处理来执行患者p的定位，然后放射放射线r。
如图1所示，当准备了使用放射线治疗系统1的治疗计划时，获取三维体积图像。例如，首先，执行患者(即，被检体)p的计算机断层摄影。在本实施方式中，提供了医用检查装置2，用于通过计算机断层摄影来进行患者p的各种检查。该医用检查装置2例如配置为x射线ct装置。通过使用医用检查装置2生成患者p的三维体积图像(透视图像)。三维体积图像由例如体素数据(voxeldata)组成。
尽管在本实施方式中，x射线ct装置被例示为医用检查装置2，但医用检查装置(即诊断装置)2可以是能够获取患者p的三维体积图像的其他装置。例如，医用检查装置2可以是mri(磁共振摄影)装置或超声波诊断装置。
本实施方式的放射线治疗系统1包括x射线摄影装置(即透视摄影装置)3、定位装置4、载置台5、台驱动设备6、放射线照射装置7以及照射控制部8。x射线摄影装置3对患者p执行透视摄影，以生成患者p的x射线图像40(即，包括在放射性摄影图像的种类中的透视图像，参见图6)。定位装置4基于x射线图像40进行患者p的定位。患者p被放置在载置台5上。台驱动设备6改变载置台5的位置。放射线照射装置7用放射线r照射患者p的患部区域g。照射控制部8控制放射线照射装置7。另外，患者p在被放置在载置台5上的状态下由固定装置9固定(图3)。
本实施方式的定位装置4包括诸如cpu(中央处理单元)、rom(只读存储器)、ram(随机存取存储器)和hdd(硬盘驱动器)等的硬件资源，并且被配置为通过使cpu执行各种程序来利用硬件资源实现通过软件进行信息处理的计算机。
此外，通过使计算机执行各种程序来实现本实施方式的被检体定位方法。
另外，定位装置4与医用检查装置2、x射线摄影装置3、台驱动设备6以及照射控制部8连接。另外，x射线摄影装置3包括被配置为利用x射线照射患者p的多个x射线照射部10和被配置为检测透射穿过患者p的x射线的多个x射线检测部11。另外，每个x射线检测部11由例如平板检测器(fpd)或图像增强器构成。
在本实施方式中，总共两对x射线照射部10和x射线检测部11设置成，通过使用两对x射线照射部10和x射线检测部11同时从两个不同方向执行x射线摄影。应该注意，由时间顺序的x射线图像40构成的运动图像可以通过按时间顺序并且连续地对患者p执行x射线摄影来生成。
在实际的x射线摄影中，使用两对x射线照射部10和x射线检测部11来生成一对x射线图像40，该一对x射线图像40从相应的两个方向(例如，从患者p的右侧和左侧)摄影。此外，针对以下将描述的drr(数字重建放射照片)图像50也获得一对图像。通过使用一对x射线图像40和一对drr图像50，可以执行三维定位。然而，为了通过简化配置来帮助理解，通过举例说明通过从一个方向对患者p摄影而获得的每个x射线图像40和每个drr图像50(图6a至图15b)给出以下描述。
如图3所示，当执行放射线治疗时，患者p被放置或通常躺在载置台(即，诊疗床)5上。例如，在治疗例如脑肿瘤的情况下，患部区域g所在的患者p的头部利用固定装置9固定。固定装置9包括固定到载置台5上的金属固定构件12和配置为覆盖患者p的面部的树脂制医用约束物13。此外，载置台5包括例如树脂制的台主体14和设置在台主体14的内部的金属的框架15。尽管将描述患部区域g作为一种情况而存在于头部中的情况，但本发明的实施方式的应用目标不限于这种情况。本发明的实施方式也可以应用于在整个身体的任何部位存在患部区域(典型地为肿瘤)g的情况。
由于诸如固定构件12和框架15的金属部件难以透射x射线，因此在每个x射线图像40中清楚地描绘了这些金属部件。此外，由于诸如医用约束物13的树脂制部件和台主体14容易透射x射线，所以在每个x射线图像40中几乎不出现树脂制部件。另外，在x射线摄影装置3中，以这样的方式调节x射线的输出，使得构成人体的各个部分中的每个x射线图像中骨骼s的部分被最清楚地描绘。在该输出调节时，从x射线照射部10照射的x射线由x射线检测部11检测，并且获取描绘骨骼s的部分的每个x射线图像40。
另外，每个x射线图像40中描绘的患者p的骨骼s的部分作为本实施方式中的定位指标(指示器)的指标区域。此外，除了骨骼s以外的所有其他部分都被定义为非指标区域，诸如载置台5和固定装置9的各个区域。应当注意，构成人体的每个脏器是除了骨骼s之外的部分，并因此在每个x射线图像40中被视为非指标区域。
此外，在治疗计划时，基于三维体积图像生成仅描绘了患者p的骨骼s的部分的一个或多个drr图像50。此外，参考图像被定义为以骨骼s存在于适合于放射线照射的位置的方式生成的drr图像50。随后，通过移动载置台5来执行患者p的定位，以使得出现在drr图像(即参考图像)50中的骨骼s的位置与出现在放射线治疗时摄影的x-射线图像40中的骨骼s的位置一致(图7)。在本实施方式中，放射线照射装置7的位置被固定。
应当注意的是，从完成治疗计划到实际开始治疗通常有几个星期的时间差。因此，患者p和诸如载置台5与固定装置9的每个系统部件之间的位置关系在治疗计划时和放射线治疗时之间有时会不同。此外，在治疗计划时假设的患者p和放射线照射7的相应位置与放射线治疗时的患者p和放射线照射7的相应位置有时会不同。因此，需要准确地执行基于在治疗计划时所获取的三维体积图像的drr图像50与放射线治疗时摄影的x射线图像40之间的对照处理。
然而，固定装置9和载置台5中的金属部件的像素区域被包括在每个x射线图像40中。当在金属部件的这样的像素被包括在x射线图像40的状态下执行x射线图像40与drr图像之间的对照处理时，表示描绘固定装置9和载置台5的像素区域成为对照处理的障碍，降低了定位精度。为此，在本实施方式中，在对照处理之前，以下面的方式执行初步的图像处理：从x射线图像40中去除除了x射线图像40中的骨骼s的像素区域之外的不必要的像素区域(图3，图6a和图6b)。
在以下描述中，在每个x射线图像40中包括的像素区域中，描绘患者p的骨骼s的每个像素区域(即，指标区域)有时被称为第一区域41。对比而言，在每个x射线图像40中包括的像素区域中，患者p外部的每个像素区域(即，描绘除了患者之外的诸如固定装置9的被检体的非指标区域)有时被称为第二区域42(图6)。此外，每个drr图像50中描绘的骨骼s的像素区域有时被称为参考区域51(图7)。
如图1所示，定位装置4与照射控制部8连接。另外，照射控制部8与放射线照射装置7连接。此外，照射控制部8以下面的方式控制放射线照射装置7：当照射控制部8接收到从定位装置4输出的照射开始信号时，放射线照射装置7开始照射放射线r。
如图2所示，医用检查装置2包括投影数据生成器16，该投影数据生成器16被配置为生成从多个方向对患者p进行摄影而得到的投影数据(透视图像数据)，并且还包括三维图像生成部17，该三维图像生成部被配置为基于从投影数据生成器16获取的多个二维投影数据，生成患者p立体的三维体积图像。注意，每个三维体积图像包含多个体素的信息。此外，三维图像生成部17将每个三维体积图像输出到定位装置4。
另外，医用检查装置2可以通过按时间顺序并且连续地执行计算机断层摄影来生成患者p的立体运动图像。例如，当患部区域g是在患者p内移动的区域时，可以获取关于患部区域g的三维移动的信息。
此外，如图2所示，定位装置4包括三维图像输入接口(即，三维图像获取接口或三维图像获取部)18、指标确定处理器(即，指标确定部)19、drr图像生成器(即，drr图像生成部或重建图像生成器)20、参考图像生成器(即，参考图像生成部)21和参考图像存储器(即参考图像储存部)22。三维图像输入接口18从医用检查装置2获取患者p的三维体积图像。指标确定处理器19确定包括在三维体积图像中的每个指标区域和每个非指标区域。drr图像生成器20基于三维体积图像生成指标区域的drr图像50。参考图像生成器21基于由drr图像生成器20生成的图像生成被视为参考图像的drr图像50。参考图像存储器22储存所生成的参考图像(即，drr图像50)。
这里，drr图像生成器20基于三维体积图像和x射线摄影装置3的几何信息来生成drr图像(数字重建射线照片)50。drr图像50基于三维体积图像虚拟地生成，以使得drr图像50具有与使用x射线摄影装置3摄影的x射线图像40相同的组成(composition)。另外，x射线图像40和drr图像50是具有基本相同组成的图像。上述指标确定处理器19执行确定指标区域和非指标区域的处理，但是不执行删除非指标区域的像素区域的处理。此外，在由drr图像生成器20生成的drr图像50中，描绘了除了患者p之外的区域被检体(在下文中，有时被称为无关区域)，诸如固定装置9。
另外，参考图像生成器21通过从由drr图像生成器20生成的drr图像50去除无关区域(即，诸如固定装置9的非指标区域以及叠加在该非指标区域上的指标区域的一部分)来生成将被视为参考图像的drr图像50。所生成的参考图像(即，drr图像50)被储存在参考图像存储器22中。以此方式，由于仅有对应于在第一区域41中未被去除留下的部分(即，指标区域)被包括在将被视为参考图像的drr图像50中，可以提高x射线图像40与drr图像50之间的对照精度。
注意，几何信息包括表示x射线照射部10的各个位置，x射线检测部11的各个位置以及x射线检测部11检测x射线的平面的方向的参数。该几何信息基于诸如x射线摄影装置3的设计数据(例如，cad数据)的数据而被预先配置。如下所述，该几何信息是将被输入到信息输入接口24的输入信息。
另外，几何信息可以在治疗计划时由用户(例如，医生)输入，或者可以从外部设备获取。此外，drr图像生成器20可以预先储存几何信息。当x射线摄影装置3可移动时，信息输入接口24可以连续地获取根据x射线摄影装置3的可移动部件的移动而改变的x射线摄影装置3的每个状态的几何信息，或者可以预先储存每个状态的几何信息。
此外，除了患者p的像素区域之外，由医用检查装置2摄影的三维体积图像还包括载置台5和固定装置9的各个像素区域。此外，患者p的像素区域包括描绘骨骼s的像素区域和描绘除骨s之外的组织的其他像素区域。这些像素区域的ct值彼此不同。定位装置4的指标确定处理器19可以通过分析三维体积图像的ct值来确定患者p的骨骼s的像素区域和其他像素区域(即，非指标区域)。另外，输入到信息输入接口24的输入信息可以用于确定非指标区域(即，除了骨骼s之外的像素区域)。
应该注意，可以基于在治疗计划时由用户执行的输入操作来执行确定骨骼s和其他部分的各个像素区域的工作。例如，用户可以执行输入操作以确定包含在三维体积图像中的骨骼s的像素区域。此外，为了帮助用户，计算机(即，定位装置4)可以被配置为自动确定骨骼s的像素区域，使得用户能够修改所确定的像素区域。
如图2所示，定位装置4还包括x射线图像输入接口(即x射线图像采集部)23、信息输入接口(即信息输入部)24、模型信息生成器(即，模型信息生成部)25以及模型信息存储器(即，模型信息储存部)26。x射线图像输入接口23获取通过使x射线摄影装置3对患者p摄影而生成的x射线图像40。向信息输入接口24输入诸如载置台5的布置状态等各种类型的信息。模型信息生成器25生成每个非指标区域的三维模型信息。模型信息存储器26储存每个非指标区域的三维模型信息。
另外，输入到信息输入接口24的各种类型的信息包括例如x射线摄影装置3的几何信息、表示放置患者p的载置台5的布置状态的台信息、以及表示用于固定患者p的固定装置9的布置状态的固定装置信息。在信息输入接口24中，各种类型的信息可以由用户输入，或者各种类型的信息可以经由网络从另一个设备输入。
此外，模型信息生成器25基于非指标区域(即，除了由上述指标确定处理器19确定的骨骼s之外的像素区域)来生成例如非指标区域的三维模型信息。典型地，模型信息生成器25通过将三维体积图像中的指标区域(即，骨骼s的像素区域)和非指标区域(即除了骨骼s之外的像素区域)彼此分离而获取非指标区域的三维体积图像。之后，基于分离的非指标区域的三维体积图像，模型信息生成器25生成非指标区域的三维模型信息。
例如，模型信息生成器25通过使用像素值(体素值)和像素的空间连续性将三维体积图像划分为多个区域，以基于诸如平均像素值、大小、形状以及各个区域之间的位置关系的每个划分区域的信息确定指标区域和非指标区域。
另外地或替代地，可以将预先准备的标签分配给各像素，以便基于这些标签将三维体积图像划分为多个区域。例如，指标标签被分配给指标区域中的每个像素，并且预先准备其中非指标标签被分配给每个非指标区域中的每个像素的图像。此外，根据从该图像的像素的外围图案中提取的特征来生成用于计算针对每个像素的非指标区域的可能性(likelihood)的字典。通过将字典应用于三维体积图像的每个像素，计算非指标区域的可能性，然后执行阈值处理以分离每个非指标区域的像素。当在治疗计划时存在指示正在输入的非指标区域的信息时，可以基于该信息划分三维体积图像。
另外，非指标区域的三维模型信息可以包括表示诸如载置台5和固定装置9等的机械部件的配置的信息以及表示构成患者p的除了骨骼s以外的部分的信息。以此方式，可以通过例如治疗计划时获取的患者p的三维体积图像，获取诸如载置台5和固定器9等的非指标区域的三维模型信息。因此，可以省略单独地准备非指标区域的三维模型信息(诸如载置台5和固定装置9的设计数据)的工作。顺便提及，生成与三维体积图像分离的非指标区域的各个像素区域作为三维模型信息并被储存在模型信息存储器26中。
尽管已经给出了基于三维体积图像生成非指标区域的三维模型信息作为一个方面的方法的描述，但是生成三维模型信息的方法不限于上述方法。例如，非指标区域的三维模型信息可以通过参考输入到信息输入接口24的台信息或固定装置信息来生成。另外，非指标区域的三维模型信息可以从医用检查装置2以外的设备输入，可以从用于储存医用图像的服务器输入，可以从诸如cd、dvd等储存介质输入，或者可以经由网络从其他设备输入。
如图2所示，定位装置4还包括非指标信息输入接口(即非指标信息采集部)27、区域确定处理器(即区域识别部)28、图像处理器(即，图像处理部)29、定位处理器(即，定位部或定位控制器)30、显示器(即监视器)31、偏差计算器(即差异计算部或偏差计算部)32、台驱动设备6和照射信号输出接口(即，照射信号输出部)33。非指标信息输入接口27获取储存在模型信息存储器26中的非指标区域的三维模型信息。区域确定处理器28基于每个非指标区域的三维模型信息来确定x射线图像40中的每个非指标区域的第二区域42。图像处理器29对所确定的区域执行图像处理。定位处理器30通过执行经过图像处理的x射线图像40的指标区域的第一区域41和作为参考图像的drr图像50的参考区域51之间的对照处理来执行患者p的定位。显示器31显示经过图像处理的x射线图像40。偏差计算器32计算x射线图像40的第一区域41与作为参考图像的drr图像50的参考区域51之间的偏差量(即，偏离量或差量)。台驱动设备6基于偏差量移动载置台5。当偏差量等于或小于预定阈值时，照射信号输出接口33输出照射开始信号。
图6a例示了通过使x射线摄影装置3对患者p摄影而生成的x射线图像40。在该x射线图像40中，描绘了患者p的颅骨s的第一区域41和诸如固定装置9的第二区域42。这里，区域确定处理器28基于由非指标信息输入接口27获取的非指标区域的三维模型信息和输入到信息输入接口24的各种类型的信息确定特定区域q(在图6a中由虚线区域示出)，在每个特定区域q中诸如固定装置9的第二区域42被描绘在x射线图像40中。在图6a的情况下，每个第二区域42的一部分叠加在第一区域41的一部分(即，颅骨s的颞区)上。尽管每个特定区域q是叠加在第二区域42上的部分，但是表示相应特定区域q的虚线区域有意地从表示图6a中的相应第二区域42的实线区域略微偏移，以便清楚地区分两者。
在本实施方式中，由于区域确定处理器28基于输入到信息输入接口24的各种类型的信息来确定每个特定区域q，所以可以确定外观的方式根据x射线摄影装置3、载置台5和固定装置9的布置状态而改变的每个特定区域q(即，第二个区域42出现的区域)。顺便提及，不一定需要使用输入到信息输入接口24的所有输入信息，并且每个特定区域q可以仅使用表示每个设备的布置状态的信息项中的一个来确定。另外，输入到信息输入接口24的各种类型的信息可以包括关于患者p的衣服或穿着物的信息。
如图6b所示，图像处理器29执行消除在x射线图像40中的每个特定区域q中描绘的像素区域的图像处理。在第一实施方式中，消除了出现在特定区域q中的第一区域41和第二区域42。在该图像处理中，期望用固定值来替换特定区域q的像素值(亮度值)。例如，因为x射线图像40的每个像素的像素值总是具有正值，所以通过用-1来替换特定区域q的每个像素值，可以将特定区域q与非特定区域(即除特定区域q以外的像素区域)两者区分开来。以此方式，仅出现在特定区域中的第一区域41(颅骨s的一部分)保留在x射线图像40中。换言之，可以从定位的对照目标排除出现在特定区域q中的第二区域42。
此外，显示器31显示已经进行了图像处理的x射线图像40。用户可以看到显示器31上显示的x射线图像40。换言之，用户可以通过使用显示器31看到定位处理器30执行的对照处理的状态。这里，显示器31以x射线图像40和drr图像50相互重叠的方式显示x射线图像40和drr图像50。另外，显示器31可以并排显示x射线图像40和drr图像50，或者可以交替地显示x射线图像40和drr图像50。以此方式，当患者p的定位通过使用指标区域来执行时，用户可以通过在显示器31上显示的x射线图像40来掌握对照状态。这里，定位装置4可以被配置为接收改变或修改经过图像处理的射线图像40的用户的操作。
在第一实施方式中在显示器31上显示经过图像处理的x射线图像40的情况下，可以通过预定的彩色显示去除的特定区域q，或者可以将去除的特定区域q的像素以黑白反转显示。另外或替代地，在这种情况下，确定区域q可以被涂上一种颜色并被显示。
如图7a至图7c所示，定位处理器30执行经过图像处理的x射线图像40(图7a)与drr图像50(图7b)之间的对照处理，以开始患者p的定位。当在参考图像生成器21中生成参考图像时，drr图像50的特定区域q中的部分图像(即，像素区域)被预先删除。此外，作为整个定位操作的一部分，在x射线图像40与drr图像50之间的对照处理被执行直到确定两个图像之间的相似性指标值(即，患者p的位置的偏差量)变得等于或小于阈值(图7c)。在本实施方式中，两个图像之间的上述相似性指标值表示各个图像中的患者p的位置之间的偏差量，并假定较小的相似性指标值表示两个图像之间的相似性较高。尽管参考区域51是叠加在第一区域41上的像素区域，但是为了容易区分两者，表示参考区域51的虚线有意地从表示图7c中的第一区域41的实线略微偏移。
另外，偏差计算器32计算x射线图像40与drr图像50之间的相似性指标值，该相似性指标值是表示患者p的位置的偏差量的值。例如，当在x射线图像40与drr图像50之间的相似性指标值超过阈值的情况下，台驱动设备6被驱动，以使放置有患者p的载置台5移动。此后，再次执行x射线摄影以获得另外的x射线图像40。此外，再次执行新生成的x射线图像40与drr图像50之间的对照处理。以此方式，重复从载置台5的移动到更新的x射线图像40与drr图像50之间的对照处理的操作，直到更新的x射线图像40与drr图像50之间的相似性指标值变为等于或小于阈值。
这里，当drr图像50和x射线图像40的每个像素的坐标位置被定义为(u，v)时，drr图像50的像素位置(u，v)处的像素值被表示为i(u，v)且x射线图像40的像素位置(u，v)处的像素值表示为x(u，v)。此外，当表示drr图像50(即，参考图像)与x射线图像40(放射线摄影图像)之间的相似性指标值(即，患者p的位置的偏差量)的误差被定义为“e”时，通过使用以下式(1)和(2)来计算误差e。式(1)和2是用于计算当x射线图像40的特定区域q的每个像素的像素值被-1替代时的偏差量的式。注意，式(1)和(2)中的φ是预定函数。
式(1)
式(2)
优选重复用于生成患者p的x射线图像40的x射线摄影的操作和载置台5的移动，直到误差e变成等于或小于预定阈值。
在完成患者p的定位之后(即，当偏差计算器32确定相似性指标值等于或小于阈值时)，照射信号输出接口33将照射开始信号输出到照射控制部8。另外，当照射控制部8接收到从定位装置4输出的照射开始信号时，照射控制部8通过使用放射线照射装置7开始照射放射线r。
接着，参照图4和图5的流程图描述由定位装置4执行的定位处理(即定位方法)。
首先，在治疗计划时，通过使用医用检查装置2检查患者p，生成三维体积图像。
在图4的步骤s11中，定位装置4的三维图像输入接口18从医用检查装置2获取三维体积图像。
在接下来的步骤s12中，将诸如x射线摄影装置3的几何信息、载置台5的台信息以及固定装置9的固定装置信息之类的信息项输入到信息输入接口24。
在接下来的步骤s13中，指标确定处理器19确定三维体积图像中的骨骼s的像素区域(即，指标区域)和除了骨骼s以外的像素区域(即，非指标区域)。
在接下来的步骤s14中，drr图像生成器20基于三维体积图像和x射线摄影装置3的几何信息生成drr图像50。
在接下来的步骤s15中，参考图像生成器21从由drr图像生成器20生成的drr图像50中去除(即，消除、删除或擦除)诸如固定装置9的非指标区域的像素区域以生成被视为参考图像的drr图像50。
在接下来的步骤s16中，模型信息生成器25根据骨骼s的像素区域(即，指标区域)和除骨骼s以外的像素区域(即，非指标区域)被确定的三维体积图像生成无关区域(诸如固定装置9的非指标区域)的三维模型信息。
在接下来的步骤s17中，非指标信息输入接口27获取诸如固定装置9的无关区域的三维模型信息。
在图5的下一个步骤s18中，开始放射线治疗。在放射线治疗开始时，x射线摄影装置3对患者p进行摄影以生成患者p的x射线图像40。
在接下来的步骤s19中，x射线图像输入接口23从x射线摄影装置3获取包括用作用于定位患者p的指标的骨骼s的第一区域41(即，指标区域)和除了骨骼s之外的其他部分的第二区域42(即，非指标区域)的x射线图像40。
在接下来的步骤s20中，区域确定处理器28确定在x射线图像40中描绘了诸如固定装置9等的第二区域42的特定区域q。
在接下来的步骤s21中，图像处理器29执行去除x射线图像40的特定区域q中描绘的部分图像(即，像素区域)的图像处理。
在接下来的步骤s22中，显示器31显示经过图像处理的x射线图像40。
在接下来的步骤s23中，定位处理器30执行经过图像处理的x射线图像40与作为参考图像生成的drr图像50之间的对照处理，以开始患者p的定位。
在接下来的步骤s24中，偏差计算器32计算x射线图像40与drr图像50之间的相似性指标值，该相似性指标值是表示两个图像之间的患者p的位置的偏差量的值。
在接下来的步骤s25中，偏差计算器32确定所计算的相似性指标值(用于评估两个图像之间的相似性)是否超过阈值。
当相似性指标值等于或小于阈值时，处理进行到步骤s26，其中照射控制部8将照射开始信号输出到照射控制部8，并且定位处理完成。
相反，当相似性指标值超过阈值时，处理进行到步骤s27，其中台驱动设备6被驱动以使放置有患者p的载置台5移动，然后处理返回到步骤s18。关于载置台5的移动，可以基于x射线图像40与drr图像50之间的偏差量(即，差异)来调节载置台5的移动方向和/或移动量。
尽管在本实施方式的流程图中例示了其中每个步骤被串行执行的模式，但是各个步骤的执行顺序不一定是固定的，并且可以改变部分步骤的执行顺序。此外，某些步骤可能会与另一个步骤并行执行。
在第一实施方式中，由于区域确定处理器28在执行诸如去除第二区域42之类的图像处理之前确定x射线图像40中的特定区域q(即，包括第二区域42的区域)，所以不需要对整个x射线图像40执行图像处理。换言之，可以使执行图像处理的面积(即，像素的数量)最小化。因此，可以高效地执行实时处理。根据如上所述的第一实施方式的技术，对特定区域q的像素执行处理就足够了，因此与整个图像的像素经过图像处理的情况相比，图像处理的负担可以被减少。例如，在定位患者(被检体)p时，每当患者p的位置被改变时，x射线摄影装置3再次对患者p进行摄影以生成x射线图像40，因此需要处理大量的x射线图像40。然而，在第一实施方式中，可以减少在定位患者p时的这种处理的负担。
另外，在第一实施方式中，图像是在执行患者p的定位时通过对患者p摄影而生成的二维x射线图像40，并且定位处理器30通过使用drr图像50作为参考图像来执行患者p的定位。以此方式，当对患者p进行摄影以生成用于定位的放射线摄影图像时，生成二维x射线图像40即可，从而可以减少患者p暴露于x射线。
尽管第一实施方式中图像处理器29被配置为完全去除特定区域q中包括的第一区域41和第二区域42两者，但是不一定需要完全去除第一区域41和第二区域42两者。例如，代替去除第一区域41和第二区域42两者，包括在特定区域q中的第一和第二区域41和42的每个像素的像素值可以减小到低于位于特定区域q外的第一区域41的每个像素的像素值。
在第一实施方式中，基于在治疗计划时通过对患者p进行摄影而生成的三维体积图像来生成非指标区域的三维模型信息。然而，三维模型信息可以通过其它方法获取。例如，非指标区域的三维模型信息可以从外部输入。
接着，将参照图8a至图9c，给出根据第一实施方式的一个变形例的x射线图像40的图像处理的描述。注意，在各图中，对于与上述的第一实施方式相同的部件分配相同的附图标记，并省略重复的描述。
如图8a所示，x射线图像40(即，包括在放射线图像类别中的透视图像)包括患者p的颅骨s的第一区域41和诸如固定装置9的第二区域42。这里，区域确定处理器28基于非指标区域输入接口27获取的非指标区域的三维模型信息和输入到信息输入接口24的各种类型的信息来确定特定区域q，其中诸如固定装置9的第二区域42被包括在x射线图像40中。在图8a的情况下，每个第二区域42的一部分叠加在第一区域41的一部分(即，颅骨s的颞部分)。尽管每个特定区域q是叠加在每个第二区域42上的部分，但是表示各个特定区域q的虚线区域从表示图8a中的相应第二区域42的实线区域有意地略微偏移一些，以便容易区分它们。
在作为上述定位处理的一部分的步骤s21的图像处理中，如图8b所示，图像处理器29去除x射线图像40中的特定区域q中包括的每个第二区域42。尽管在上述第一实施方式的情况下，特定区域q中的第一区域41和第二区域42均被去除，但在本变形例中，特定区域q中包含的第一区域41被留下而只有第二区域42被去除。
在该图像处理中，基于由drr图像生成器20生成的drr图像50(图9b)，预先计算预期包括在x射线图像40中的(一个或多个)第二区域42的各个像素的像素值(或亮度值)。所计算的像素值对应于图像的各个像素。此外，通过从实际生成的x射线图像40的各个像素值中减去所计算的第二区域42的像素值，可以仅去除第二区域42。尽管参考区域51是叠加在第一区域41上的区域，但是表示参考区域51q的虚线有意地从表示图9c中的第一区域41的实线略微偏移，以便容易地区分两者。
以此方式，即使当每个第二区域42的一部分与第一区域41重叠时，也仅第二区域42被去除并且第一区域41(颅骨s的区域)的整体被留下(图9a)，这促进了使用指标区域作为指标进行定位(图9c)。关于在第二区域42与第一区域41部分重叠的情况下仅去除第二区域42的图像处理，可以应用各种类型的摄影处理。
尽管在上述变形例中图像处理器29完全去除了第二区域42，但是第二区域42也可以不被完全被去除。例如，可以减小第二区域42的各个像素的像素值，以便变得低于第一区域41的每个像素的像素值。尽管每个第一区域41的整体在图像处理之后保留在x射线图像40中，但是代替这样的图像处理，可以减小包括在特定区域q中的第一区域41的各个像素的像素值。在这种情况下，第一区域41的每个像素值的减小量小于第二区域42的每个像素值的减小量即可。
在变形例中在显示器31上显示经过图像处理的x射线图像40的情况下，可以以预定的彩色或消色地显示去除了第二区域42的每个区域。在这种情况下，可以显示在去除第二区域42之前的x射线图像40与经过去除第二区域42的处理的x射线图像40之间的差异图像。同样在这种情况下，显示器31可以切换进行去除第二区域42之前的x射线图像40的显示与经过去除第二区域42的处理的x射线图像40的显示。
接下来，将参照图10a至图15b给出仅从x射线图像40去除第二区域42的另一变形例的图像处理技术的描述。为了帮助理解，图10a至图15b举例说明了如下情况：其中固定装置9(即，第二区域42，非指标区域)被描绘在x射线图像40(即，包括在放射线摄影图像的类别中的透视图像)的颅骨s(即，第一区域41，指标区域)的中心附近。图10a至图15b中的每一个中的线l处于相同的位置。
另外，假定在x射线图像40中较暗地描绘了诸如骨骼s和固定装置9等的难以透射x射线的部分。此外，在每个x射线图像40中，明亮区域的亮度值较大，暗区域的亮度值较小。换言之，在某些情况下，具有小亮度值的区域包含构成表示骨骼s的形状的第一区域41或表示固定装置9的形状的第二区域42的信息。
应当注意的是，x射线图像40可以在亮度上反转(即，经过单色反转或黑白反转)。在执行黑白反转的情况下，在某些情况下，难以透射x射线的部分在x射线图像40上可以显得明亮。在下面的描述中，术语“明亮”和“暗”以及亮度值的大小可以根据x射线图像40的黑白反转来任意改变。
图10a例示了图像处理之前的x射线图像40。在该x射线图像40中，包括患者p的颅骨s的第一区域41和固定装置9的第二区域42。尽管特定区域q是叠加在第二区域42上的区域，但是为了清楚地区分两者，表示特定区域q的虚线区域从图10a中的表示第二区域42的实线区域有意地略微偏移。另外，在图10b的曲线图中，横轴表示x射线图像40的线l上的位置(即，u轴)，并且纵轴表示对应于x射线图像40的线l的每个像素的亮度值(即，亮度)。在x射线图像40中，第一区域41的亮度值43较小，并且最小的亮度值是第一区域41叠加在第二区域42上的部分的亮度值44。
图11a例示了其中包括固定装置9的第二区域42的drr图像50。该drr图像50基于非指标区域的三维模型信息而生成。在图11b的曲线图中，横轴表示drr图像50的线l上的位置(即，u轴)，并且纵轴表示对应于drr图像50的每个像素的亮度值(即亮度)。在drr图像50中，第二区域42的亮度值52较小。
图12a例示了经过图像处理的x射线图像40。在该x射线图像40中，固定器9的第二区域42被去除，并且只有患者p的颅骨s被描绘为第一区域41。在图12b的曲线图中，横轴表示在x射线图像40的线l的位置(即，u轴)，并且纵轴表示对应于x射线图像40的线l的每个像素的亮度值(即，亮度)。在经过图像处理的x-射线图像40中，去除了上述图10b中的最小亮度值44，并且保留了第一区域41的亮度值43。
下面详细描述用于仅从x射线图像40中去除第二区域42的图像处理技术。当drr图像50和x射线图像40的每个像素的坐标位置被表示为(u，v)时，图10a和图10b中所示的图像之前的x射线图像40的像素位置(u，v)处的像素值被表示为x(u，v)，图11a和图11b中所示的drr图像50的像素位置(u，v)处的像素值被表示为i(u，v)，图12a和图12b所示的图像处理后的x射线图像40的像素位置(u，v)处的像素值被表示为a(u，v)。例如，通过从图10a中所示的图像处理之前的x射线图像40的像素值x(u，v)中减去图11a中所示的drr图像50的像素值i(u，v)，生成图12a中所示的图像处理后的x射线图像40的像素值a(u，v)。
此外，作为图像处理技术的一个方面，作为图像处理的修复(inpainting)处理可以应用于图10a中所示的x射线图像40。通过执行该修复处理，生成图12a中所示的x射线图像40。修复处理的区域是对应于固定装置9的第二区域42的像素聚集的特定区域q的一部分。该特定区域q可以基于诸如固定装置9的上述无关区域(即，非指标区域)的三维模型信息来确定。
在这种情况下，x射线图像40包括关于患者p的颅骨s的形状的详细信息。该详细信息包括诸如颅骨s的表面的不规则性(即不平坦或凸凹)和/或颅骨s内部的详细结构的信息。在上述修复处理中，在某些情况下可能会擦除这些详细信息。
为此，将给出对图12a中所示的x射线图像40的像素值a(u，v)留下详细信息的图像处理的一个方面的描述。尽管实际x射线图像40包括详细信息，但为了帮助理解，在下面的描述中假定图12a中所示的x射线图像40不包括详细信息。
图13a是图像处理之前的x射线图像40。在该x射线图像40中，包括患者p的颅骨s的第一区域41和固定装置9的第二区域42。尽管特定区域q是叠加在第二区域42上的区域，但是为了清楚地区分两者，表示特定区域q的虚线区域从图13a中的表示第二区域42的实线区域有意地略微偏移。在图13b中的图像处理之前的x射线图像40的像素值x(u，v)的曲线图中，横轴表示x射线图像40的线l上的位置(即，u-轴)，纵轴表示对应于x射线图像40的线l的每个像素的亮度值(即亮度)。在x射线图像40中，第一区域41和第二区域42彼此叠加的区域的每个像素的亮度值44包括表示颅骨s的表面上的不均匀性或颅骨s内的详细结构的详细信息45。
图13c是用于减法的像素值y(u，v)的曲线图。该曲线图包括第一区域41的每个像素的亮度值43和第一区域41和第二区域42彼此叠加的区域的每个像素的亮度值44。基于由drr图像生成器20生成的drr图像50，可以预先计算第一区域41的亮度值43和第一区域41和第二区域42彼此叠加的区域的亮度值44。
通过从图13b中所示的图像处理之前的x射线图像40的各个像素值x(u，v)中减去图13c中所示的各个像素值y(u，v)，可以获得减去后的像素值t(u，v)的曲线图，如图14b所示。注意，图14a是在进行上述减法之后的像素值t(u，v)的x射线图像40。该x射线图像40包括第一区域41的一部分41a，即，包括第一区域41叠加在第二区域42上的区域(图13a)。此外，在如图14a中所示经过减法处理的x射线图像40中，仅保留第一区域41的一部分，使得第一区域41的剩余部分包括详细信息45。
尽管已经给出了对在上述方面中基于由drr图像生成器20生成的drr图像50生成用于减法的像素值y(u，v)的情况的描述，但是本发明的实施方式不限于这样的方面。例如，在估计图14b中所示的像素值t(u，v)的情况下，参照x射线图像40中的特定区域q执行边缘保持型的平滑处理，并且估计图13c中用于相减的像素值y(u，v)。此外，优选通过从图13b中的各个像素值x(u，v)中减去13c中的各个像素值y(u，v)来估计图14b中进行相减之后的像素值t(u，v)。由于可以使用例如联合双边滤波器和/或导向滤波器(guidedfilter)的边缘保持型的平滑处理。
此外，通过将图14b中的各个像素值t(u，v)加到图12b中的各个像素值a(u，v)，可以生成如图15a中所示的包括详细信息45的第一区域41。如图15b中所示，可以生成包括详细信息45的x射线图像40的像素值a(u，v)。
虽然例示了对x射线图像40执行恢复处理的图像处理，但也可以执行不使用恢复处理的图像处理。例如，当表示相似性指标值(即，患者p的位置的偏差量)的误差被定义为“e”时，通过使用以下式(3)来计算该误差e。
式(3)
这里，a(u，v)表示假设在x射线摄影装置3的摄影区域中不存在诸如固定装置9等难以透射x射线的无关部件(即，非指标区域)并且更多的x射线从x射线照射部10到达x射线检测部11的虚拟像素值。另外，x(u，v)是基于实际生成的x射线图像40的已知像素值。换言之，在生成通过从x射线图像40中虚拟地消除固定装置9的第二区域42而获得的像素值a(u，v)的x射线图像40的情况下，需要估计描绘固定装置9的第二区域42的各个像素的像素值i(u，v)。
在估计像素值i(u，v)的情况下，首先，基于治疗计划时获取的三维体积图像生成其中出现固定装置9的第二区域42的drr图像50。该drr图像50的像素值被表示为d(u，v)。例如，通过由像素值d(u，v)的线性变换来表示像素值i(u，v)并估计该系数来获取像素值i(u，v)。尽管这个估计有不良设定的问题，但是它可以通过假设系数是局部常量来解决。通过以这种方式获得像素值i(u，v)，生成像素值a(u，v)。
定位装置4可以执行机器学习，以生成其中每个第二区域42被虚拟地从包括第一区域41和第二区域42的x射线图像40去除的图像。另外，定位装置4可以通过机器学习获取输出其中每个像素具有像素值i(u，v)的图像的函数。例如，深度学习和/或svm可以用于机器学习。此外，包括第一区域41和第二区域42的x射线图像40可以被输入到已经执行机器学习的预定的图像处理装置。这是为了生成其中每个第二区域42被虚拟地去除的x射线图像40。另外，包括第一区域41和第二区域42的x射线图像40以及包括第二区域42的drr图像50可以被输入到预定的图像处理装置，以使得可以生成其中每个区域42被虚拟地移除的x射线图像40。
当执行患者p的定位时，可以使用以下式(4)来计算表示drr图像50(即，参考图像)与x射线图像40(即，放射线摄影图像)之间的相似性指标值的误差e(即，患者p的位置的偏差量)。由于在这种情况下，从x射线图像40去除了诸如固定装置9等的无关区域的第二区域42(非指标区域)，所以这种情况与上述第一实施方式不同之处在于，不需要在这种情况下区分用于计算特定区域q与非特定区域(即除特定区域q以外的所有区域)之间的误差e的像素。
式(4)
以这种方式，可以提高包含在x射线图像40中的第一区域41与drr图像50的参考区域51之间的对照精度，这促进了患者p的定位。
尽管在本实施方式中x射线图像40(即，放射线摄影图像)经过图像处理后，与drr图像50(即，参考图像)进行对照处理，但是在对照处理之前对x射线图像40进行图像处理可以省略。换言之，可以在x射线图像40与没有去除第二区域42的drr图像50之间执行对照处理。例如，根据放射线治疗系统1的各个部件的实际布置来执行drr图像50的生成。因此，在构成drr图像50的像素中，可以生成包括第二区域42的区域(典型地，特定区域q)的像素。
例如，确定将x射线照射部10与x射线检测部11(图3)的检测平面上的各个检测元件(即，检测像素)连接的虚拟线k是否与诸如固定装置9的无关部件相交。根据该确定结果，图像中的特定区域的像素被确定为对应于检测像素的像素，每个检测像素在被确定为与无关部件相交的虚拟线k的末端处。在基于三维体积图像生成x射线图像的情况下，通过累积存在于连接x射线照射部10与x射线检测部11的各个检测像素的虚拟线k上的所有ct值，可以计算x射线图像的每个像素的像素值(亮度值)，并且可以通过阈值处理来生成特定区域q的像素。此外，代替二值化，例如，可以通过增加阈值的数量来使用诸如三个值的多个离散化的离散值，或者可以将像素值用作连续值。
当重复载置台5的移动直到x射线图像40与未从中去除第二区域42的drr图像50之间的像素值误差作为两个图像之间的对照处理的结果而变为等于或小于阈值时，不使用特定区域q的像素值。例如，当x射线图像40的特定区域q的像素值是二进制(0或1)时，特定区域q的像素值不被用于误差计算。此外，当x射线图像40的特定区域q的像素值是连续值(0至n)时，优选在误差计算时控制每个像素值的权重。
这里，drr图像50和x射线图像40的每个像素位置被表示为(u，v)，drr图像50的像素位置处的像素值被表示为i(u，v)，在x射线图像40的像素位置处的像素值被表示为x(u，v)，用于校正特定区域q中的每个像素值或者除了特定区域q之外的区域中的每个像素值的校正值被表示为l(u，v)，并且表示drr图像50与x射线图像40之间的相似性指标值(即，患者p的位置的偏差量)的误差被表示为e。在这个假设下，误差e由下面的式(5)计算。
式(5)
当特定区域q的像素值为二进制时，特定区域q的校正值被设定为l(u，v)＝0，除特定区域q以外的区域的校正值被设定为l(u，v)＝1。另外，当特定区域q的像素值是连续值时，特定区域q的校正值l(u，v)优选地接近于0，并且除了特定区域q之外的区域的校正值l(u，v)优选地接近1。优选重复x射线图像40的生成和载置台5的移动，直到误差e变成等于或小于预定阈值。
以这种方式，可以通过执行x射线图像40的第一区域41与drr图像50的参考区域51之间的对照处理而不对x射线图像40执行图像处理来执行定位。尽管本实施方式中误差是像素值的均方误差，但误差不限于均方误差。例如，表示图像差异的值(例如绝对值误差或归一化相关性)可以用于该误差。
尽管在本实施方式中设置了两对x射线照射部10和x射线检测部11，但是可以通过使用一对x射线照射部10和x射线检测部11从一个或多个方向获取x射线图像以便用于患者p的定位。此外，可以通过使用三对或更多对x射线照射部10和x射线检测部11从三个或更多个方向获取x射线图像以便用于患者p的定位。
在本实施方式中，将在治疗计划时生成的drr图像50设定为参考图像，并且将该drr图像50与在放射线治疗期间摄影的x射线图像40进行对照处理。然而，除了drr图像50之外的图像可以被用作参考图像。例如，在放射线治疗期间对患者p进行摄影以生成多个x射线图像40的情况下，在这些多个x射线图像40之中，可以将具有较早摄影时间的x射线图像40定义为参考图像，并且与在参考图像之后摄影的x射线图像40进行对照处理。另外，在执行多次放射线治疗的情况下，也可以将用于在第1次放射线治疗时进行定位的x射线图像40定义为参照图像，并与在第二次放射线治疗时摄影的x射线图像40进行对照处理。即使在这些情况下，通过从x射线图像40计算每个特定区域并执行定位，也可以执行仅聚焦患者p的指标区域的定位。
(第二实施方式)
接下来，将参照图16和图17给出对用于被检体定位的第二实施方式的定位装置4a的描述。注意，相同的附图标记被分配给与上述实施方式和各图中的变形例相同的部件，并且省略重复的描述。另外，对于下面没有具体描述的配置，可以应用与第一实施方式中所述配置相同的配置而没有特别的限制。
如图16所示，根据第二实施方式的放射线治疗系统1a包括：用于生成患者p的三维体积图像(透视图像)的三维摄影装置(透视摄影装置)34、配置为基于该三维体积图像执行患者p的定位的定位装置4a、载置台5、台驱动设备6、放射线照射装置7和照射控制部8。
此外，三维摄影装置34包括投影数据生成器35以及三维图像生成部36，投影数据生成器35被配置为从患者p的多个方向生成投影数据(透视图像数据)，三维图像生成部36被配置为基于由投影数据生成器35获取的多个二维投影数据生成在患者的立体的三维体积图像。
第二实施方式的三维摄影装置34是具有与上述第一实施方式的医用检查设备2基本相同的配置的x射线ct装置。换言之，在规划治疗计划时，可以通过使用放射线治疗系统1a的三维摄影装置34来执行患者(被检体)p的计算机断层摄影。应该注意，三维摄影装置34可以是mri装置或超声波诊断装置。
另外，定位装置4a连接到三维摄影装置34、台驱动装置6和照射控制部8。在第二实施方式中，基于通过使三维摄影装置34在治疗计划时对患者p进行摄影生成的三维体积图像生成参考图像。
例如，定位装置4a的三维图像输入接口18从三维摄影装置34获取三维体积图像。此外，指标确定处理器19通过分析三维体积图像的ct值来确定患者p的骨骼s的区域(即，指标区域)。此外，参考图像生成器21基于骨骼s的确定区域生成指标图像。之后，包括该指标图像的参考图像(即，三维体积图像)被储存在参考图像存储器22中。
在第二实施方式中，从外部输入诸如载置台5和固定装置9之类的无关区域(即，非指标区域)的三维模型信息。非指标区域的三维模型信息被储存在模型信息存储器26中。另外，指标确定处理器19可以基于输入到信息输入接口24的各种信息项目确定诸如载置台5和固定装置9等的非指标区域，以从三维体积图像中去除确定的非指标区域。以这种方式，从三维体积图像生成参考图像。
在第二实施方式中，当在放射线治疗时执行患者p的定位时，通过使用三维摄影装置34对患者p摄影以生成患者p的三维体积图像(放射线摄影图像)，然后三维图像输入接口18获取生成的三维体积图像。所获取的三维体积图像被发送到区域确定处理器28。之后，区域确定处理器28基于储存在模型信息存储器26中的非指标区域的三维模型信息提取或确定诸如包括在三维图像中的固定装置9的区域的第二区域(即，非指标区域)。在图像处理器29中，执行用于去除三维体积图像中的诸如固定装置9的第二区域的图像处理。关于第二实施方式中用于去除第二区域的图像处理方法，可以应用第一实施方式中描述的方法而没有特别的限制。
此外，定位处理器30通过执行放射线治疗时摄影的三维体积图像(放射线摄影图像)的骨骼s的第一区域与在治疗计划时摄影的三维体积图像(即参考图像)之间的对照处理来执行患者p的定位。以这种方式，由于在三维体积图像之间执行对照处理，所以促进了骨骼s的区域(即，指标区域)的三维对位。
虽然在第二实施方式中从外部输入非指标区域的三维模型信息，但是可以在其他方面获取三维模型信息。例如，在第二实施方式中，以类似于第一实施方式的方式，可以基于在治疗计划时摄影的三维体积图像，生成非指标区域的三维模型信息。
虽然已经基于第一和第二实施方式描述了根据本发明的实施方式的被检体定位装置，但是在任何一个实施方式中应用的配置可以应用于另一个实施方式，并且在各个实施方式中应用的配置可以组合使用。
在本实施方式中，使用参考值(即，阈值)对一个值(即，偏差量)进行的判断可以是目标值是否等于或大于参考值的判断。
另外地或替代地，使用参考值对目标值的判断可以是目标值是否超过参考值的判断。
另外地或替代地，使用参考值对目标值的判断可以是目标值是否等于或小于参考值的判断。
另外或替代地，使用参考值对一个值的判断可以是目标值是否小于参考值的判断。
另外或可选地，参考值不一定是固定的，并且参考值可以改变。因此，可以使用预定范围的值而不是参考值，并且目标值的判断可以是目标值是否在预定范围内的判断。
另外，可以预先分析在装置中发生的误差，并且可以使用包括以参考值为中心的误差范围的预定范围来进行判断。
本实施方式的定位装置4包括诸如rom(只读存储器)和ram(随机存取存储器)的储存设备、诸如hdd(硬盘驱动器)和ssd(固态驱动器)的外部储存设备、诸如显示器的显示设备、诸如鼠标和键盘的输入设备、通信接口以及具有高度集成的处理器的控制设备，诸如专用芯片、fpga(现场可编程门阵列)、gpu(图形处理部)和cpu(中央处理部)。定位装置4可以通过使用普通计算机的硬件配置来实现。
注意，在本实施方式的定位装置4中执行的每个程序是通过预先并入诸如rom的存储器而设置的。另外地或替代地，每个程序可以通过作为可安装或可执行格式的文件储存在诸如cd-rom、cd-r、存储卡、dvd以及软盘(fd)之类的非暂时性计算机可读储存介质中来设置。
另外，在定位装置4中执行的每个程序可以储存在连接到诸如互联网的网络的计算机上并且可以通过经由网络下载来设置。此外，定位装置4也可以通过经由网络或专用线路将分别独立地展示各部件的功能的分离模块互连并组合而构成。
尽管在上述实施方式中，作为人的患者p被例示为被检体，但是也可以在以诸如狗、猫等动物为被检体并对动物进行放射线治疗的情况下使用定位装置4。
尽管上述实施方式的定位装置4包括用于显示x射线图像40和drr图像50的显示器(即，监视器)31，但是可以省略显示器31的配置。
尽管在上述实施方式中，将患者p的骨骼s的区域作为指标区域，但是也可以将骨骼s以外的区域(例如患部区域g)作为指标区域。在这种情况下，可以通过将患者p的骨骼s的区域设置为非指标区域来执行患者p的定位。
在上述实施方式中，通过使载置有患者p的载置台5移动来执行患者p的定位。但是，也可以通过使放射线照射装置7移动来执行患者p的定位。例如，载置台5被固定，并且放射线照射装置7被配置为能够移动。另外，在虚拟空间中，包括在drr图像50中的参考区域51的位置和放射线照射装置7的位置是固定的。在上述设置下，当参考区域51被移动以与虚拟空间中患者p的x射线图像40的第一区域41对照时，放射线照射装置7的位置是任意确定的。
根据上述实施方式，通过设置被配置为通过执行第一区域与先前生成的参考图像之间的对照处理来执行被检体的定位的定位处理器，可以提高放射线摄影图像与参考图像之间的准确对照，从而促进了被检体的定位。
尽管已经描述了某些实施方式，但是这些实施方式仅以示例的方式呈现，并不旨在限制本发明的范围。实际上，本文描述的新颖方法和系统可以以各种其他形式来体现；此外，在不脱离本发明的精神的情况下，可以对本文描述的方法和系统的形式进行各种省略、替换和改变。所附权利要求及其等同物旨在覆盖落入本发明的范围和精神内的这些形式或修改。