JP2005013572A

JP2005013572A - Image information processing method, apparatus and program

Info

Publication number: JP2005013572A
Application number: JP2003184818A
Authority: JP
Inventors: Hideyuki Sakaida; 英之境田
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2003-06-27
Filing date: 2003-06-27
Publication date: 2005-01-20

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an image information processing method, apparatus, and program which allow easy comparison between a phase contrast image and an intensity information image obtained by radiation imaging. SOLUTION: The image information processing method has a step (a) to generate first image data based on intensity information of radiation included in one of a plurality of detecting signals, a step (b) to generate second image data based on phase information of radiation included in a plurality of detecting signals, a step (c) to define a region of interest in the image to be displayed, and a step (d) for image processing the second image data so that average luminosity and/or luminosity distribution of the image of the region of interest displayed by the second image data can be in a predetermined range. COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線撮像等により得られる検出信号に基づいて画像データを生成し、その画像データに対して画像処理を施す画像情報処理方法、画像情報処理装置、並びに、画像情報処理プログラムに関する。なお、本願において、放射線とはＸ線、α線、β線、γ線、紫外線等の一般的な放射線に加えて、電子線等の粒子線や電磁波を含む広義の放射線を指すものとする。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、Ｘ線等を用いた撮像方法は様々な分野で利用されており、特に医療分野においては、診断のための最も重要な手段の一つとなっている。最初のＸ線写真が実現されてから、Ｘ線写真法は数々の改良を重ねられ、現在では蛍光スクリーンとＸ線フィルムを組み合わせた方法が主流となっている。一方、近年においては、Ｘ線ＣＴや超音波、ＭＲＩ等の様々なディジタル化された装置が実用化されており、病院内での診断情報処理システム等の構築が進められようとしている。Ｘ線画像についても、撮像システムをディジタル化するための多くの研究がなされている。撮像システムをディジタル化することにより、画質の劣化を招くことなく、大量のデータを長期間保存することが可能であり、医療診断情報システムへの発展にも役立つものである。
【０００３】
ところで、このようにして得られる放射線画像は、被写体を透過した放射線の強度を画像の明度に換算することにより生成されたものである。例えば、骨部を含む領域を撮像する場合に、骨部を透過した放射線は大きく減衰し、骨部以外の部位、即ち、軟部を透過した放射線は僅かに減衰する。この場合には、異なる組織を透過した放射線の強度差が大きいので、高コントラストの放射線画像を得ることができる。
【０００４】
一方、例えば、乳房等の軟部領域を撮像する場合に、軟部においては全体的に放射線が透過しやすいので、軟部における組織の違いが透過放射線の強度差として現れ難い。このため、軟部領域を撮像する方法については、被写体を透過した放射線に含まれている位相情報を利用して画像を生成する位相コントラスト法が研究されている。位相コントラスト法は、Ｘ線等が被写体を透過することにより生じた位相差を画像の明度に変換する位相情報復元技術である。
【０００５】
位相コントラスト法には、干渉計やゾーンプレートを用いることにより生じた干渉光に基づいて位相差を求める手法や、回折光に基づいて位相差を求める手法がある。干渉光に基づいて位相差を求める干渉法は、次のような原理による。例えば、Ｘ線は、光と同様に波が進行することにより物質中を伝搬する。その伝搬する速度は、物質が有する屈折率によって異なる。そのため、位相を揃えて被写体に向けて照射されたＸ線の位相は、被写体における組織の違いにより相違が生じる。これにより透過Ｘ線と被写体を透過しない位相の揃った非透過Ｘ線とを干渉させることでＸ線画像に干渉縞が生じる。この干渉縞のパターンは、非透過Ｘ線の位相によって異なっている。従って、干渉縞パターンの異なる複数のＸ線画像を解析することにより、スクリーン又はセンサの位置において生じたＸ線の位相差を求めることができる。この位相差を明度に換算することにより、被写体における組織の違いが明確に現れたＸ線画像を得ることができる。
【０００６】
下記の特許文献１には、造影物質を血管中に注入しなくても、あるいは造影物質を血管中に注入するとしても重元素を含む造影物質を使用すること無く、画像中の血管をコントラストを持って表示させることができる血管観察法について述べられている。
【０００７】
この血管観察法によれば、干渉法において、位相板を用いて参照波の位相シフトを調整することによって得られる複数の干渉図形に基づいて、被写体による位相シフトを演算することが可能である。
【０００８】
一方、回折光に基づいて位相差を求める回折法は、次のような原理による。Ｘ線は、被写体により位相がシフトすると共に回折する。これにより被写体を透過するＸ線間においても干渉が発生するため、透過Ｘ線に基づいて得られたＸ線画像に回折縞が生じる。この回折縞のパターンは、Ｘ線を結像させるスクリーンと被写体との間の距離やＸ線の波長によって異なっている。従って、回折縞パターンの異なる２枚以上のＸ線画像を解析することにより、スクリーンの各位置において生じたＸ線の位相差を求めることができる。この位相差を明度に換算することにより、被写体における僅かな組織の違いが明確に現れたＸ線画像を得ることができる。このような位相コントラスト法を実用化するために、放射線撮像における撮像条件や、回折縞パターンから位相を復元する手法が検討されている。
【０００９】
下記の非特許文献１には、軟Ｘ線撮像を行うことによって得られた画像情報に基づいて位相復元を行い、Ｘ線画像を構成することが述べられている。この文献においては、位相復元の基本式であるＴＩＥ（ｔｒａｎｓｐｏｒｔｏｆｉｎｔｅｎｓｉｔｙｅｑｕａｔｉｏｎ）が用いられている。
【数１】

【００１０】
次に、位相復元の原理について、図１２を用いて説明する。図１２に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から出射し、物体面１０１を透過し、物体面１０１から距離ｚだけ離れたスクリーン１０２に入射する。ここで、スクリーン１０２上の位置（ｘ，ｙ）におけるＸ線の強度をＩ（ｘ，ｙ）、位相をφ（ｘ，ｙ）とする。このとき、強度Ｉ（ｘ，ｙ）と位相φ（ｘ，ｙ）との間には、次式に示す関係が成り立つ。ここで、強度Ｉは、波の振幅の２乗である。
【数２】

式（２）においてκ＝２π／λとおき、（ｘ，ｙ）成分をベクトルｒに書き換えると、式（１）に示すＴＩＥが導かれる。
【００１１】
しかしながら、このようなＴＩＥを解くことは困難であるため、ＴＩＥは、主に近似して用いられていた。下記の非特許文献２には、硬Ｘ線撮像によって得られた画像情報に基づいて位相復元を行い、Ｘ線画像を構成することが述べられている。この文献においては、式（１）に示すＴＩＥを次のように近似している。まず、式（１）を展開する。なお、以下において、上記文献におけるベクトルｒは（ｘ，ｙ）成分に書き換えられている。
【数３】

【００１２】
式（３）の右辺第２項をゼロに近似すると、次式（４）に示す近似式が得られる。
【数４】

式（４）においては、有限要素法等の解法により、Ｉ（ｘ，ｙ）からφ（ｘ，ｙ）を求めることができる。
【００１３】
しかしながら、位相コントラスト法は、人体のように厚みが変化しているものを被写体とする場合には、その厚みの変化に伴う位相差によって表示再現帯域外の部分が多くなり、その部分の輝度が白色又は黒色に飽和するので、画像全体をうまく表示することができない。そのため、位相コントラスト法を用いて撮影された画像（位相コントラスト画像）は、被写体を透過した放射線の強度情報を用いて撮影された画像（強度情報画像）と見比べて利用する必要がある。さらに、位相コントラスト画像は、従来から診断に用いられている画像ではないので、医師が診断する際には、強度情報画像と見比べて利用する必要がある。
【００１４】
関連する技術として、下記の特許文献２には、複数の撮影位置において得られた放射線画像を用いて位相コントラスト画像を取得すると共に、被写体を透過した放射線の強度情報を表す強度情報放射線画像をも取得する画像生成方法について述べられている。
【００１５】
この画像生成方法によれば、被写体に最も近い撮影位置において得られた画像データに輝度を、位相コントラスト画像を表す画像データに色をそれぞれ割り当てて、ＣＩＥ１９７６Ｌ^＊ａ^＊ｂ^＊色空間の合成画像データを生成できる。ここで、Ｌ^＊は輝度を表し、ａ^＊及びｂ^＊は色度の直交２成分を表している。しかしながら、表示再現帯域外の部分が多くなる問題については述べられていない。
【００１６】
【特許文献１】
特開２００１−２９３４０号公報（第２〜４頁、図１）
【特許文献１】
特開２００２−３３６２３３号公報（第１，５頁、図１）
【非特許文献１】
オールマン（Ｂ．Ｅ．Ａｌｌｍａｎ）等「軟Ｘ線非干渉量測定位相撮像法（Ｎｏｎｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｐｈａｓｅｉｍａｇｉｎｇｗｉｔｈｓｏｆｔｘｒａｙｓ）」米国光学協会誌Ａ（Ｊ．ＯｐｔｉｃａｌＳｏｃｉｅｔｙｏｆＡｍｅｒｉｃａＡ），Ｖｏｌ．１７，Ｎｏ．１０（Ｏｃｔｏｂｅｒ２０００）、ｐ．１７３２−１７４３
【非特許文献２】
グレイエフ（Ｔ．Ｅ．Ｇｕｒｅｙｅｖ）等「硬Ｘ線量測定非干渉位相差撮像法（ＨａｒｄＸ−ｒａｙｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅｎｏｎ−ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔｉｍａｇｉｎｇ）」光学写真法研究専門家誌（ＳＰＩＥ）Ｖｏｌ．３６５９（１９９９）、ｐ．３５６−３６４
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、放射線撮像により得られた位相コントラスト画像と強度情報画像との比較を容易に行うことのできる画像情報処理方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような画像情報処理方法を用いた画像情報処理装置、並びに、画像情報処理プログラムを提供することを目的とする。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明の第１の観点に係る画像情報処理方法は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理方法であって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成するステップ（ａ）と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成するステップ（ｂ）と、表示すべき画像における関心領域を設定するステップ（ｃ）と、関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布が所定の範囲内となるように、第２の画像データに画像処理を施すステップ（ｄ）とを具備する。
【００１９】
また、本発明の第２の観点に係る画像情報処理方法は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理方法であって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成するステップ（ａ）と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成するステップ（ｂ）と、表示すべき画像における関心領域を設定するステップ（ｃ）と、関心領域において第１の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布と、関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布との関係が所定の範囲内となるように、第１の画像データ及び／又は第２の画像データに画像処理を施すステップ（ｄ）とを具備する。
【００２０】
本発明の第１の観点に係る画像情報処理装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理装置であって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成する第１の画像データ生成手段と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成する第２の画像データ生成手段と、設定された関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布が所定の範囲内となるように、第２の画像データに画像処理を施す画像処理手段とを具備する。
【００２１】
また、本発明の第２の観点に係る画像情報処理装置は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理装置であって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成する第１の画像データ生成手段と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成する第２の画像データ生成手段と、設定された関心領域において第１の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布と、関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布との関係が所定の範囲内となるように、第１の画像データ及び／又は第２の画像データに画像処理を施す画像処理手段とを具備する。
【００２２】
本発明の第１の観点に係る画像情報処理プログラムは、光源より放射線を発生し、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理プログラムであって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成する手順と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成する手順と、表示すべき画像における関心領域を設定する手順と、関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布が所定の範囲内となるように、第２の画像データに画像処理を施す手順とをＣＰＵに実行させる。
【００２３】
また、本発明の第２の観点に係る画像情報処理プログラムは、光源より放射線を発生し、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られる複数の検出信号に基づいて画像データを生成し、該画像データに画像処理を施す画像情報処理プログラムであって、複数の検出信号の内のいずれか１つの検出信号に含まれている放射線の強度情報に基づいて、第１の画像データを生成する手順と、複数の検出信号に含まれている放射線の位相情報に基づいて、第２の画像データを生成する手順と、表示すべき画像における関心領域を設定する手順と、関心領域において第１の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布と、関心領域において第２の画像データによって表される画像の平均輝度及び／又は輝度分布との関係が所定の範囲内となるように、第１の画像データ及び／又は第２の画像データに画像処理を施す手順とをＣＰＵに実行させる。
【００２４】
本発明によれば、放射線撮像により得られた位相コントラスト画像と強度情報画像との比較を容易に行うことのできる画像情報処理方法、画像情報処理装置、並びに、画像情報処理プログラムを提供することができる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、図面に基づいて本発明の実施の形態について説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。このＸ線撮像システムは、被写体にＸ線を照射することにより被写体に関する画像情報を表す検出信号を出力する撮像部１と、検出信号に基づいて表示用の画像データを生成する画像情報処理装置２と、画像データに基づいて画像を表示する表示部３と、画像をフィルム等にプリント出力する出力部４とを有している。
【００２６】
図２は、図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。Ｘ線源１１としては、コヒーレント性及び単色性が高い放射線ビームを発生するＸ線源を用いることが望ましい。ここで、単色性が高いビームとは、主に単一波長を有するビームのことをいう。このため、本実施形態においては、Ｘ線源１１として、Ｘ線を発生する放射光Ｘ線源を用いている。放射光とは、電子を加速したり、電子の進行方向を曲げることによって発生する光（電磁波）のことをいう。Ｘ線源１１から発生したＸ線は、被写体１０を透過し、センサ１２に入射する。
【００２７】
センサ１２は、入射したＸ線を検出する。センサ１２としては、例えば、ＣＣＤ（ｃｈａｒｇｅｃｏｕｐｌｅｄｄｅｖｉｃｅ）等のように、照射されたＸ線の強度を電気信号に変換して出力する複数の検出素子を有する２次元センサが用いられる。センサ１２から出力された検出信号は、増幅器１５によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器１６によってディジタル信号（検出信号）に変換され、画像情報処理装置２に出力される。
【００２８】
センサ１２は、保持部１３によって保持されている。保持部１３は、レール１４上に移動可能な状態で支持されている。保持部１３の位置は、後述する画像情報処理装置２の制御部によって制御されており、この制御によって被写体１０とセンサ１２との距離が変更される。なお、以下において、被写体１０とセンサ１２との距離を、撮像距離という。
【００２９】
再び、図１を参照すると、画像情報処理装置２は、撮像部１から出力された検出信号を一時的に記憶する記憶部２１と、強度情報である検出信号に基づいて、強度情報画像を表す強度画像データを生成する強度画像データ生成部２２と、強度画像データに所定の画像処理を施す強度画像処理部２３とを有している。
【００３０】
また、画像情報処理装置２は、撮像距離の異なる検出信号の間における差分係数を求める差分処理部２４と、位相のラプラシアンに相当する値を算出するラプラシアン処理部２５と、位相復元を行うための逆ラプラシアン演算を行う逆ラプラシアン処理部２６と、復元された位相情報に基づいて、位相コントラスト画像を表す位相画像データを生成する位相画像データ生成部２７と、位相画像データに所定の画像処理を施す位相画像処理部２８とを有している。
【００３１】
さらに、画像情報処理装置２は、所定の処理を施された強度画像データ及び位相画像データに基づいて表示用の画像データを生成する表示用画像データ生成部２９と、上記の各部２１〜２９及び撮像部１における撮像距離を制御する制御部３０とを有している。
【００３２】
画像情報処理装置２は、ディジタル回路で構成しても良いし、ソフトウェアとＣＰＵで構成しても良い。画像情報処理装置２をソフトウェアとＣＰＵで構成する場合には、ＣＰＵを含む制御部３０が、記録媒体３１に記録された画像情報処理プログラムに基づいて検出信号を処理する。記録媒体３１としては、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ−ＲＯＭ、又はＤＶＤ−ＲＯＭ等が該当する。
【００３３】
表示部３は、例えば、ＣＲＴ等のディスプレイ装置であり、画像情報処理装置２によって生成された画像データに基づいて画像を表示する。また、出力部４は、例えば、レーザプリンタであり、画像データに基づいて画像をフィルム等にプリント出力する。
【００３４】
本実施形態においては、差分処理部２４、ラプラシアン処理部２５、及び、逆ラプラシアン処理部２６が、被写体について得られた２枚の回折縞画像に基づいて、位相コントラスト法により位相情報を復元し、位相情報に基づく画像データを生成している。
【００３５】
次に、位相情報を復元する方法の原理について説明する。この方法においては、位相復元の基本式ＴＩＥ（ｔｒａｎｓｐｏｒｔｏｆｉｎｔｅｎｓｉｔｙｅｑｕａｔｉｏｎ）を用いて位相情報を復元する。次式（５）に示すＴＩＥを変形することにより、式（６）が得られる。
【数５】

【数６】

ここで、Ｉ（ｘ，ｙ）は、被写体との距離ｚにある面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光強度を示す検出信号である。
【００３６】
式（６）において、右辺に含まれる第２項∇Ｉ（ｘ，ｙ）・∇φ（ｘ，ｙ）をゼロに近似すると、ＴＩＥ近似式（７）が得られる。
【数７】

【００３７】
次に、図１〜図３を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理方法について説明する。図３は、本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、図２に示すように、撮像距離を変えて撮像された３枚の画像を表す検出信号を用いて可視画像を構成する。
【００３８】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、撮像距離が最も短いｚ_１となる位置にセンサ１２を配置し、被写体１０にＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。撮影距離ｚ_１をできる限り短くすることにより、回折縞の出現を抑制した画像を表す検出信号が得られる。次に、撮像距離が所定の距離以上のｚ_２となる位置にセンサ１２を移動させ、Ｘ線撮像を行う。さらに、撮像距離がｚ_３となる位置にセンサ１２を移動させ、Ｘ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す検出信号が得られる。
【００３９】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）、Ｉ_２（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ_３（ｘ，ｙ）が、画像情報処理装置２に順次入力される。ここで、検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ_１面上の位置（ｘ，ｙ）における透過光の強度を表す。検出信号Ｉ_２（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ_３（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ_２、及び、ｚ_３面上の位置（ｘ，ｙ）における回折が生じている透過光の強度をそれぞれ表す。これらの検出信号は、画像情報処理装置２の記憶部２１に順次記憶される。
【００４０】
次に、ステップＳ１１において、強度画像データ生成部２２が、記憶部２１に記憶されている強度情報を表す検出信号Ｉ_１（ｘ，ｙ）に基づいて強度画像データを生成する。すなわち、強度画像データ生成部２２が、それぞれの画素における強度情報を、明度を表す強度画像データに変換する。ステップＳ１２において、強度画像処理部２３が、強度情報画像に対して、マーカーに基づく位置調節、階調処理、又は、補間処理等の必要な画像処理を施す。
【００４１】
次に、ステップＳ１３〜Ｓ１５において、画像情報処理装置２は、記憶部２１に記憶されている検出信号Ｉ_２（ｘ，ｙ）及びＩ_３（ｘ，ｙ）に基づいてセンサ位置における位相を復元する。
まず、ステップＳ１３において、差分処理部２４が、次式（８）を用いて検出信号Ｉ_２と検出信号Ｉ_３との差分係数を求める。
【数８】

【００４２】
次に、ステップＳ１４において、ラプラシアン処理部２５が、ステップＳ１３において求められた差分係数と、記憶部２１に記憶されている検出信号とに基づいて、次式（９）を用いて、位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ）を求める。
【数９】

ここで、式（９）においては、差分係数を撮像距離がｚ_２の検出信号Ｉ_２（ｘ，ｙ）で割っているが、撮像距離がｚ_３の検出信号Ｉ_３（ｘ，ｙ）で割っても良いし、差分係数を求めるときに利用した検出信号と異なる検出信号で割っても良い。また、ＬＰＦ（ｌｏｗｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ：ローパスフィルタ）処理された検出信号で割っても良い。
【００４３】
さらに、ステップＳ１５において、逆ラプラシアン処理部２６は、ステップＳ１４において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇^２φ（ｘ，ｙ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ）を得る。
ここで、逆ラプラシアン演算について、詳しく説明する。ｆ（ｘ，ｙ）のフーリエ変換は、次式（１０）のように表される。
【数１０】

ここで、ｕ、ｖは、ｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００４４】
これより、位相φ（ｘ，ｙ）は式（１１）のように表される。
【数１１】

【００４５】
この式（１１）を利用することにより、逆ラプラシアン演算を行うことができる。即ち、ｆ（ｘ，ｙ）をフーリエ変換し、｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を掛け、さらに、これを逆フーリエ変換することにより、復元された位相φ（ｘ，ｙ）が得られる。
【００４６】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を予め算出しておき、式（１１）に示す演算を行う際にこれを利用しても良い。即ち、所定の値ｃｏｎｓｔを設定すると、｜ｕ｜，｜ｖ｜≦ｃｏｎｓｔの場合には、式（１１）において次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（１１）において、次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝０
これにより、逆ラプラシアン演算を高速に行うことができる。
【００４７】
次に、ステップＳ１６において、位相画像データ生成部２７は、位相φ（ｘ，ｙ）に基づいて位相画像データを生成する。すなわち、位相画像データ生成部２７は、それぞれの画素における位相φ（ｘ，ｙ）を、明度を表すデータに変換する。
【００４８】
次に、ステップＳ１７及びＳ１８において、位相コントラスト画像においてＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎｏｆｉｎｔｅｒｅｓｔ：関心領域）を設定し、ＲＯＩにおける位相コントラスト画像の平均輝度及び／又は輝度分布が所定の範囲内となるように調節する。これにより、強度情報画像と位相コントラスト画像との目視比較を容易に行うことができる。
【００４９】
まず、ステップＳ１７において、位相画像処理部２８は、自動的にＲＯＩを設定する。図４は、撮影された位相コントラスト画像において設定されたＲＯＩを示す図である。本実施形態においては、位相画像処理部２８が、位相コントラスト画像４０の所定の領域をＲＯＩ４１として設定する。ここで、位相コントラスト画像４０の中心とＲＯＩの中心とを合わせるようにＲＯＩを設定しても良いし、ＣＡＤ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ−ａｉｄｅｄｄｉａｇｎｏｓｉｓ：コンピュータ支援診断）を用いてＲＯＩを設定しても良い。
【００５０】
ＣＡＤとは、コンピュータを用いて画像処理や画像解析を行うことによって、微小石灰化クラスタ、乳房腫瘤陰影、及び、結節状陰影等の病変部の自動検出や、検出された病変部の良性及び悪性の鑑別を行う方法である。図５は、撮影された位相コントラスト画像においてＣＡＤを用いて設定されたＲＯＩを示す図である。図５に示すように、ＣＡＤを用いて病変部４２を検出し、病変部４２を中心とした所定の領域をＲＯＩ４１として設定する。なお、ＲＯＩの設定は、マーカーに基づく位置調節の前に行っても良いし、マーカーに基づく位置調節の後に行っても良い。
【００５１】
次に、ステップＳ１８において、位相画像処理部２８は、位相コントラスト画像に対して、撮影の際に写し込んだ少なくとも１つのマーカーの画像に基づく位置調節、階調処理、又は、補間処理等の必要な画像処理を施す。なお、マーカーとしては、肺等の臓器を用いても良い。
【００５２】
さらに、本実施形態においては、例えば、位相画像データのダイナミックレンジ（輝度値の範囲）が０〜１０２３である場合に、位相画像処理部２８は、ＲＯＩ４１における平均輝度値が５１１（約５０％）となるように輝度値をシフトさせ、ＲＯＩ４１内の画素の輝度分布が２５６〜７６６（約２５％〜約７５％）の範囲に収まるように輝度分布を変更する。
【００５３】
図６は、ＲＯＩにおける位相コントラスト画像の輝度値のヒストグラムを示す図である。図６の（Ａ）は、画像処理前のヒストグラムを示し、図６の（Ｂ）は、画像処理後のヒストグラムを示している。図６の（Ａ）に示すように、画像処理前においては、低輝度域から高輝度域までの幅の広い輝度分布を有しており、平均輝度も５０％より低いが、図６の（Ｂ）に示すように、画像処理後においては、平均輝度値を５１１とし、輝度分布を２５６〜７６６の範囲に収めている。
【００５４】
再び図３を参照すると、ステップＳ１９において、表示用画像データ生成部２９は、強度画像データ及び位相画像データに基づいて、強度情報画像及び位相コントラスト画像を比較して表示するために用いられる表示用画像データを生成する。
【００５５】
例えば、表示用画像データ生成部２９は、強度情報画像と位相コントラスト画像とを重ねて表示するために用いられる表示用画像データを生成したり、強度情報画像の少なくとも一部を位相コントラスト画像のＲＯＩに置き換えて表示するために用いられる表示用画像データを生成する。あるいは、表示用画像データ生成部２９は、強度情報画像及び位相コントラスト画像を並べて表示するために用いられる表示用画像データを生成したり、強度情報画像及び位相コントラスト画像を交互に切り替えて表示するために用いられる表示用画像データを生成する。なお、強度情報画像及び位相コントラスト画像を重ねて表示する場合には、強度情報画像と位相コントラスト画像とを異なる色で表示することが望ましい。
【００５６】
ステップＳ２０において、表示部３及び出力部４は、このようにして生成された表示用画像データに基づいて、放射線画像を表示したり、フィルム等に出力する。ここで、表示又は出力された放射線画像に基づいて、オペレータが、手動操作によってＲＯＩを変更しても良い。
【００５７】
次に、本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムの変形例について、図７を参照しながら説明する。図７に示すＸ撮像システムは、読取り部５及び撮像部６を有している。その他の構成については、図１に示すＸ線撮像システムと同様である。
【００５８】
撮像部６においては、画像情報を記録するために用いられるスクリーンとして、図２に示す撮像部１におけるセンサ１２の替わりに、輝尽性蛍光体シート（記録シート）が用いられる。
輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）とは、放射線等を照射するとその放射線エネルギの一部が蓄積され、その後、可視光等の励起光を照射すると、蓄積されたエネルギに応じて輝尽発光する物質である。この輝尽性蛍光体を塗布したシートに人体等の被写体の放射線画像を撮像記録し、この輝尽性蛍光体シートをレーザ光等の励起光で走査すると輝尽発光光が生じるので、この光を光電的に読み取ることにより検出信号を得ることができる。この検出信号を適切に処理した後、ＣＲＴ等のディスプレイに出力したり、レーザプリンタ等によりフィルムに印刷して、放射線画像を可視画像として表示することができる。
【００５９】
図８に示す読取り部５は、記録シートに記録された放射線画像を読み取るために用いられる。ここで、図８を参照しながら、読取り部５の構成及び動作について説明する。画像情報が記録された記録シート５０は、読取り部５の所定位置にセットされる。記録シート５０は、モータ５１により駆動されるシート搬送手段５２により、矢印Ｙ方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より発振したビームＬ１は、モータ５４により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡５５により反射偏向され、収束レンズ５６を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー５７により光路を変えて、記録シート５０を矢印Ｘ方向に走査する。この走査により、励起光Ｌ２が記録シート５０に照射され、照射された部分からは蓄積記録されている放射線画像情報に応じた光量の輝尽発光光Ｌ３が発散される。輝尽発光光Ｌ３は、光ガイド５８により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）５９により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ５９から出力されたアナログ信号は、増幅器６０により増幅され、Ａ／Ｄ変換器６１によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器６１から出力された検出信号は、画像情報処理装置２に入力される。
【００６０】
撮像部６において、撮像距離を変えて複数枚の記録シートを用いて放射線撮像を行い、読取り部５において、それぞれの記録シートから画像情報を読み取ることにより、異なる撮像距離において得られた複数の画像を表す画像情報が得られる。画像情報処理装置２は、この画像情報に基づいて画像データを生成する。画像情報処理装置２の動作については、図３を用いて説明したのと同様である。
【００６１】
次に、本発明の第２の実施形態に係る画像情報処理装置について説明する。図９は、本発明の第２の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。このＸ線撮像システムにおいては、強度画像処理部２３と位相画像処理部２８との間で画像データの受渡しを行うことにより、一方の画像データを他方の画像データに合わせて変更することができる。その他の構成については、図１に示すＸ線撮像システムと同様である。
【００６２】
次に、本発明の第２の実施形態に係る画像情報処理方法について説明する。本実施形態においては、図３に示すステップＳ１８において、ＲＯＩにおける強度情報画像の平均輝度及び／又は輝度分布と、ＲＯＩにおける位相コントラスト画像の平均輝度及び／又は輝度分布との関係が、所定の範囲内となるように調節する。これにより、強度情報画像と位相コントラスト画像との目視比較を容易に行うことができる。その他の動作については、図３を用いて説明したものと同様である。
【００６３】
図１０は、ＲＯＩにおける強度情報画像及び位相コントラスト画像の輝度値のヒストグラムを示す図である。図１０の（Ａ）は、強度情報画像のヒストグラムを示し、図１０の（Ｂ）は、画像処理前後の位相コントラスト画像のヒストグラムを示している。本実施形態においては、図１０の（Ｂ）に示す位相コントラスト画像の平均輝度を、図１０の（Ａ）に示す強度情報画像の平均輝度に対して、例えば５％以内の誤差となるように変更し、位相コントラスト画像の輝度分布を、強度情報画像の輝度分布に対して２０％以内の誤差となるように変更する。なお、輝度分布の誤差の算出は、最小自乗法等により行う。
【００６４】
次に、本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理装置について説明する。図１１は、本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。このＸ線撮像システムは、オペレータがＲＯＩを設定するために用いるマウスやキーボード等の入力部７を含んでいる。その他の構成については、図１に示すＸ線撮像システムと同様である。
【００６５】
次に、本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理方法について説明する。図１２は、本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、ステップＳ２１において、ステップＳ１２において画像処理が施された強度情報画像を、表示用画像データ生成部２９を介して表示部３に表示する。次にステップＳ１７において、オペレータが、入力部７を用いてＲＯＩを設定し、ステップＳ１８に移行する。その他の動作については、図３を用いて説明したものと同様である。
【００６６】
以上の実施形態においては、被写体を撮像する際に放射光Ｘ線源を用いているが、放射光ではないビームを発生する光源を用いても良い。例えば、立命館大学が開発した電子蓄積型高輝度硬Ｘ線発生装置は、卓上型でありながら放射光並みに輝度及び指向性の高いＸ線を発生することができる。この装置が発生するＸ線はコヒーレント性を有しており、また、単一波長ではないが、単色化結晶と組み合わせることにより単色化することが可能である。
【００６７】
また、技術研究組合フェムト秒テクノロジー研究機構（ＦＥＳＴＡ）が開発した線源は、逆コンプトン散乱の原理に基づいて極短パルス高輝度Ｘ線を発生する。この線源は、小型で持ち運びが可能であり、干渉性を有すると共に、指向性及び単色性の高いＸ線を発生することができる。なお、光源として点光源を用いる場合には、画像情報処理装置においてデータ処理を行う際に、拡大率を含めて補正することが望ましい。
【００６８】
なお、以上の実施形態においては、回折縞に基づいて位相情報を復元しているが、干渉縞に基づいて位相情報を復元しても良い。また、以上の実施形態においては、被写体を撮像するためにＸ線を用いているが、被写体を透過して情報画像を形成することができるビームであればＸ線に限らず用いることができる。そのようなビームとしては、例えば、電子線を含む粒子線等が挙げられる。
【００６９】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、放射線撮像により得られた位相コントラスト画像と強度情報画像との比較を容易に行うことのできる画像情報処理方法、画像情報処理装置、並びに、画像情報処理プログラムを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。
【図２】図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理方法を示すフローチャートである。
【図４】撮影された位相コントラスト画像において設定されたＲＯＩを示す図である。
【図５】撮影された位相コントラスト画像においてＣＡＤを用いて設定されたＲＯＩを示す図である。
【図６】ＲＯＩにおける位相コントラスト画像の輝度値のヒストグラムを示す図である。
【図７】本発明の第１の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムの変形例を示す図である。
【図８】図７に示す読取り部の構成を示す模式図である。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。
【図１０】ＲＯＩにおける強度情報画像及び位相コントラスト画像の輝度値のヒストグラムを示す図である。
【図１１】本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理装置を含むＸ線撮像システムを示す図である。
【図１２】本発明の第３の実施形態に係る画像情報処理方法を示すフローチャートである。
【図１３】位相復元の原理を説明するための図である。
【符号の説明】
１撮像部
２画像情報処理装置
３表示部
４出力部
５読取り部
６撮像部
７入力部
１０被写体
１１Ｘ線源
１２センサ
１３保持台
１４レール
１５増幅器
１６Ａ／Ｄ変換器
２１記憶部
２２強度画像データ生成部
２３強度画像処理部
２４差分処理部
２５ラプラシアン処理部
２６逆ラプラシアン処理部
２７位相画像データ生成部
２８位相画像処理部
２９表示用画像データ生成部
３０制御部
３１記録媒体
４０位相コントラスト画像
４１ＲＯＩ
４２病変部
５０輝尽性蛍光体シート（記録シート）
５１モータ
５２シート搬送手段
５３レーザ光源
５４モータ
５５回転多面鏡
５６収束レンズ
５７ミラー
５８光ガイド
５９フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）
６０増幅器
６１Ａ／Ｄ変換器[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an image information processing method, an image information processing apparatus, and an image information processing program for generating image data based on a detection signal obtained by radiation imaging or the like and performing image processing on the image data. In addition, in this application, in addition to general radiations, such as X-rays, alpha rays, beta rays, gamma rays, and ultraviolet rays, radiation refers to broad rays including particle beams such as electron beams and electromagnetic waves.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an imaging method using X-rays or the like has been used in various fields, and particularly in the medical field, has become one of the most important means for diagnosis. Since the first X-ray photography was realized, the X-ray photography method has been improved many times, and at present, a method combining a fluorescent screen and an X-ray film has become mainstream. On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of diagnostic information processing systems and the like in hospitals is being promoted. For X-ray images, much research has been done to digitize imaging systems. By digitizing the imaging system, it is possible to store a large amount of data for a long period of time without causing deterioration of image quality, which is useful for the development of a medical diagnosis information system.
[0003]
By the way, the radiation image obtained in this way is generated by converting the intensity of the radiation transmitted through the subject into the brightness of the image. For example, when imaging a region including a bone part, radiation that has passed through the bone part is greatly attenuated, and radiation that has passed through a part other than the bone part, that is, the soft part is attenuated slightly. In this case, since the intensity difference between the radiation transmitted through different tissues is large, a high-contrast radiation image can be obtained.
[0004]
On the other hand, for example, when imaging a soft part region such as a breast, radiation is easily transmitted through the soft part as a whole, and therefore, a difference in tissue in the soft part hardly appears as an intensity difference of transmitted radiation. For this reason, as a method for imaging the soft part region, a phase contrast method for generating an image using phase information included in radiation transmitted through a subject has been studied. The phase contrast method is a phase information restoration technique that converts a phase difference caused by transmission of X-rays or the like through a subject into image brightness.
[0005]
The phase contrast method includes a method for obtaining a phase difference based on interference light generated by using an interferometer or a zone plate, and a method for obtaining a phase difference based on diffracted light. The interferometry that obtains the phase difference based on the interference light is based on the following principle. For example, X-rays propagate through a substance as waves travel in the same way as light. The propagation speed varies depending on the refractive index of the substance. For this reason, the phase of the X-rays irradiated toward the subject with the same phase varies depending on the tissue in the subject. As a result, interference fringes are generated in the X-ray image by causing interference between the transmitted X-rays and the non-transmitted X-rays having the same phase that do not pass through the subject. The pattern of the interference fringes varies depending on the phase of non-transmitted X-rays. Therefore, by analyzing a plurality of X-ray images having different interference fringe patterns, the phase difference of X-rays generated at the position of the screen or sensor can be obtained. By converting this phase difference into lightness, an X-ray image in which the difference in tissue in the subject appears clearly can be obtained.
[0006]
In Patent Document 1 below, the contrast of the blood vessel in the image is not required without using a contrast material containing heavy elements, even if the contrast material is not injected into the blood vessel or the contrast material is injected into the blood vessel. A blood vessel observation method that can be held and displayed is described.
[0007]
According to this blood vessel observation method, it is possible to calculate the phase shift due to the subject based on a plurality of interference patterns obtained by adjusting the phase shift of the reference wave using the phase plate in the interference method.
[0008]
On the other hand, the diffraction method for obtaining the phase difference based on the diffracted light is based on the following principle. X-rays are diffracted as the phase shifts depending on the subject. As a result, interference also occurs between X-rays transmitted through the subject, so that diffraction fringes occur in the X-ray image obtained based on the transmitted X-rays. The diffraction fringe pattern differs depending on the distance between the screen on which the X-ray is imaged and the subject and the wavelength of the X-ray. Therefore, by analyzing two or more X-ray images having different diffraction fringe patterns, the phase difference of X-rays generated at each position on the screen can be obtained. By converting this phase difference into lightness, an X-ray image in which a slight tissue difference in the subject appears clearly can be obtained. In order to put such a phase contrast method into practical use, imaging conditions in radiation imaging and techniques for restoring the phase from a diffraction fringe pattern have been studied.
[0009]
Non-Patent Document 1 below describes that an X-ray image is constructed by performing phase restoration based on image information obtained by performing soft X-ray imaging. In this document, TIE (Transport of Intensity Equation), which is a basic expression for phase restoration, is used.
[Expression 1]

[0010]
Next, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 12, X-rays having a wavelength λ are emitted from the left side of the figure, pass through the object plane 101, and enter the screen 102 separated from the object plane 101 by a distance z. Here, it is assumed that the X-ray intensity at the position (x, y) on the screen 102 is I (x, y) and the phase is φ (x, y). At this time, the relationship represented by the following equation holds between the intensity I (x, y) and the phase φ (x, y). Here, the intensity I is the square of the wave amplitude.
[Expression 2]

If κ = 2π / λ in equation (2) and the (x, y) component is rewritten to vector r, TIE shown in equation (1) is derived.
[0011]
However, since it is difficult to solve such a TIE, the TIE has been mainly used in an approximate manner. Non-Patent Document 2 below describes that an X-ray image is formed by performing phase restoration based on image information obtained by hard X-ray imaging. In this document, the TIE shown in Equation (1) is approximated as follows. First, formula (1) is developed. In the following, the vector r in the above document is rewritten to the (x, y) component.
[Equation 3]

[0012]
When the second term on the right side of Equation (3) is approximated to zero, the approximate equation shown in Equation (4) below is obtained.
[Expression 4]

In Expression (4), φ (x, y) can be obtained from I (x, y) by a solution such as a finite element method.
[0013]
However, in the phase contrast method, when a subject whose thickness changes, such as a human body, is used, the portion outside the display reproduction band increases due to the phase difference accompanying the change in thickness, and the luminance of the portion is increased. Since it is saturated to white or black, the entire image cannot be displayed well. Therefore, it is necessary to use an image (phase contrast image) photographed using the phase contrast method in comparison with an image (intensity information image) photographed using the intensity information of the radiation transmitted through the subject. Furthermore, since the phase contrast image is not an image conventionally used for diagnosis, it is necessary to use it in comparison with an intensity information image when a doctor makes a diagnosis.
[0014]
As a related technique, Patent Document 2 listed below acquires a phase contrast image using radiographic images obtained at a plurality of imaging positions, and also includes an intensity information radiographic image representing intensity information of the radiation transmitted through the subject. An image generation method to be acquired is described.
[0015]
According to this image generation method, luminance is assigned to the image data obtained at the photographing position closest to the subject, and color is assigned to the image data representing the phase contrast image, respectively. ^* a ^* b ^* Color space composite image data can be generated. Where L ^* Represents luminance, a ^* And b ^* Represents two orthogonal components of chromaticity. However, the problem that the portion outside the display reproduction band increases is not described.
[0016]
[Patent Document 1]
JP 2001-29340 A (pages 2 to 4, FIG. 1)
[Patent Document 1]
JP 2002-336233 A (

pages

1, 5 and FIG. 1)
[Non-Patent Document 1]
B. E. Allman et al. “Noninterferometric quantitative imaging with soft x rays”, American Optical Society A (J. Optical Society Af. 17, no. 10 (October 2000), p. 1732-1743
[Non-Patent Document 2]
T. E. Gureyev et al. “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging”, Optical Photographic Research Specialist (SPIE) Vol. 3659 (1999), p. 356-364
[0017]
[Problems to be solved by the invention]
In view of the above, an object of the present invention is to provide an image information processing method capable of easily comparing a phase contrast image obtained by radiation imaging and an intensity information image. Another object of the present invention is to provide an image information processing apparatus using such an image information processing method, and an image information processing program.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an image information processing method according to a first aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, An image information processing method for performing image processing on the image data, wherein first image data is generated based on radiation intensity information contained in any one of a plurality of detection signals. Step (a), Step (b) for generating second image data based on phase information of radiation included in a plurality of detection signals, Step for setting a region of interest in an image to be displayed (c) And (d) performing image processing on the second image data so that the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest falls within a predetermined range. Comprising.
[0019]
The image information processing method according to the second aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, and performs image processing on the image data. (A) generating first image data based on radiation intensity information included in any one of a plurality of detection signals; A step (b) of generating second image data based on phase information of radiation included in a plurality of detection signals; a step (c) of setting a region of interest in an image to be displayed; There is a relationship between the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the first image data and the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest. So as to be in the range of, comprising a step (d) performing image processing on the first image data and / or the second image data.
[0020]
An image information processing apparatus according to a first aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject and performs image processing on the image data. An image information processing apparatus, comprising: a first image data generation unit configured to generate first image data based on radiation intensity information included in any one of a plurality of detection signals; The second image data generating means for generating the second image data based on the phase information of the radiation included in the plurality of detection signals, and the second image data in the set region of interest. Image processing means for performing image processing on the second image data so that the average luminance and / or luminance distribution of the image is within a predetermined range.
[0021]
An image information processing apparatus according to a second aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, and performs image processing on the image data. An image information processing apparatus that performs first image data generation that generates first image data based on radiation intensity information included in any one of a plurality of detection signals Means, second image data generating means for generating second image data based on the phase information of the radiation included in the plurality of detection signals, and the first image data in the set region of interest. The first luminance and / or the luminance distribution of the image to be displayed and the average luminance and / or the luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest are within a predetermined range. Comprising an image processing means for performing image processing on the image data and / or the second image data.
[0022]
An image information processing program according to a first aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by generating radiation from a light source and detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, An image information processing program for performing image processing on image data, and a procedure for generating first image data based on radiation intensity information included in any one of a plurality of detection signals A procedure for generating second image data based on phase information of radiation included in a plurality of detection signals, a procedure for setting a region of interest in an image to be displayed, and a second image in the region of interest The CPU is caused to execute a procedure for performing image processing on the second image data so that the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the data falls within a predetermined range.
[0023]
The image information processing program according to the second aspect of the present invention generates image data based on a plurality of detection signals obtained by generating radiation from a light source and detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. An image information processing program that performs image processing on the image data, and generates first image data based on radiation intensity information included in any one of a plurality of detection signals A procedure for generating second image data based on phase information of radiation included in a plurality of detection signals, a procedure for setting a region of interest in an image to be displayed, and a first step in the region of interest. Between the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the first image data and the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest. So it falls within a predetermined range, to execute a step of performing image processing on the first image data and / or the second image data to the CPU.
[0024]
According to the present invention, it is possible to provide an image information processing method, an image information processing apparatus, and an image information processing program capable of easily comparing a phase contrast image obtained by radiation imaging and an intensity information image. it can.
[0025]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to the first embodiment of the present invention. The X-ray imaging system includes an imaging unit 1 that outputs a detection signal representing image information about a subject by irradiating the subject with X-rays, and an image information processing device 2 that generates display image data based on the detection signal. And a display unit 3 for displaying an image based on the image data, and an output unit 4 for printing the image on a film or the like.
[0026]
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of the imaging unit illustrated in FIG. 1. As the X-ray source 11, it is desirable to use an X-ray source that generates a radiation beam having high coherence and monochromaticity. Here, the beam having high monochromaticity mainly means a beam having a single wavelength. For this reason, in this embodiment, the X-ray source 11 is a synchrotron radiation X-ray source that generates X-rays. Synchrotron radiation refers to light (electromagnetic wave) generated by accelerating electrons or bending the traveling direction of electrons. X-rays generated from the X-ray source 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 12.
[0027]
The sensor 12 detects incident X-rays. As the sensor 12, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that converts the intensity of irradiated X-rays into an electric signal and outputs it, such as a CCD (charge coupled device), is used. The detection signal output from the sensor 12 is amplified by the amplifier 15, converted into a digital signal (detection signal) by the A / D converter 16, and output to the image information processing apparatus 2.
[0028]
The sensor 12 is held by the holding unit 13. The holding unit 13 is supported on the rail 14 in a movable state. The position of the holding unit 13 is controlled by a control unit of the image information processing apparatus 2 described later, and the distance between the subject 10 and the sensor 12 is changed by this control. Hereinafter, the distance between the subject 10 and the sensor 12 is referred to as an imaging distance.
[0029]
Referring to FIG. 1 again, the image information processing apparatus 2 represents the intensity information image based on the storage unit 21 that temporarily stores the detection signal output from the imaging unit 1 and the detection signal that is intensity information. An intensity image data generation unit 22 that generates intensity image data and an intensity image processing unit 23 that performs predetermined image processing on the intensity image data are provided.
[0030]
In addition, the image information processing apparatus 2 includes a difference processing unit 24 that calculates a difference coefficient between detection signals having different imaging distances, a Laplacian processing unit 25 that calculates a value corresponding to a Laplacian of a phase, and a phase recovery unit. An inverse Laplacian processing unit 26 that performs an inverse Laplacian calculation, a phase image data generation unit 27 that generates phase image data representing a phase contrast image based on the restored phase information, and predetermined image processing on the phase image data And a phase image processing unit 28.
[0031]
Furthermore, the image information processing apparatus 2 includes a display image data generation unit 29 that generates display image data based on intensity image data and phase image data subjected to predetermined processing, and the above-described units 21 to 29, And a control unit 30 that controls an imaging distance in the imaging unit 1.
[0032]
The image information processing apparatus 2 may be configured with a digital circuit, or may be configured with software and a CPU. When the image information processing apparatus 2 is configured by software and a CPU, the control unit 30 including the CPU processes the detection signal based on the image information processing program recorded on the recording medium 31. The recording medium 31 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CD-ROM, DVD-ROM, or the like.
[0033]
The display unit 3 is a display device such as a CRT, for example, and displays an image based on the image data generated by the image information processing device 2. The output unit 4 is a laser printer, for example, and prints out an image on a film or the like based on the image data.
[0034]
In the present embodiment, the difference processing unit 24, the Laplacian processing unit 25, and the inverse Laplacian processing unit 26 restore the phase information by the phase contrast method based on the two diffraction fringe images obtained for the subject, Image data based on the phase information is generated.
[0035]
Next, the principle of a method for restoring phase information will be described. In this method, phase information is restored using a basic equation TIE (transport of intensity equation) for phase restoration. By transforming the TIE shown in the following equation (5), equation (6) is obtained.
[Equation 5]

[Formula 6]

Here, I (x, y) is a detection signal indicating the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface at a distance z from the subject.
[0036]
In the equation (6), when the second term ∇I (x, y) · ∇φ (x, y) included in the right side is approximated to zero, the TIE approximation equation (7) is obtained.
[Expression 7]

[0037]
Next, an image information processing method according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing an image information processing method according to the first embodiment of the present invention. In the present embodiment, as shown in FIG. 2, a visible image is configured using detection signals representing three images captured at different imaging distances.
[0038]
First, in step S10, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG. ₁ The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging by irradiating the subject 10 with X-rays. Shooting distance z ₁ Is as short as possible to obtain a detection signal representing an image in which the appearance of diffraction fringes is suppressed. Next, z whose imaging distance is a predetermined distance or more ₂ The sensor 12 is moved to a position to be X-ray imaging. Furthermore, the imaging distance is z ₃ The sensor 12 is moved to a position to be X-ray imaging. Thereby, a detection signal representing a diffraction fringe image is obtained.
[0039]
The detection signal I is obtained by X-ray imaging in step S10. ₁ (X, y), I ₂ (X, y) and I ₃ (X, y) are sequentially input to the image information processing apparatus 2. Here, the detection signal I ₁ (X, y) is the imaging distance z ₁ It represents the intensity of transmitted light at the position (x, y) on the surface. Detection signal I ₂ (X, y) and I ₃ (X, y) is the imaging distance z ₂ And z ₃ It represents the intensity of transmitted light that is diffracted at position (x, y) on the surface. These detection signals are sequentially stored in the storage unit 21 of the image information processing apparatus 2.
[0040]
Next, in step S 11, the intensity image data generation unit 22 detects the detection signal I representing the intensity information stored in the storage unit 21. ₁ Intensity image data is generated based on (x, y). That is, the intensity image data generation unit 22 converts the intensity information in each pixel into intensity image data representing brightness. In step S12, the intensity image processing unit 23 performs necessary image processing such as position adjustment based on the marker, gradation processing, or interpolation processing on the intensity information image.
[0041]
Next, in steps S 13 to S 15, the image information processing apparatus 2 detects the detection signal I stored in the storage unit 21. ₂ (X, y) and I ₃ The phase at the sensor position is restored based on (x, y).
First, in step S13, the difference processing unit 24 uses the following equation (8) to detect the detection signal I. ₂ And detection signal I ₃ The difference coefficient is obtained.
[Equation 8]

[0042]
Next, in step S14, the Laplacian processing unit 25 uses the following equation (9) based on the difference coefficient obtained in step S13 and the detection signal stored in the storage unit 21 to obtain a phase Laplacian. f (x, y) = ∇ ² Find φ (x, y).
[Equation 9]

Here, in Expression (9), the imaging distance is expressed as the difference coefficient. ₂ Detection signal I ₂ Divided by (x, y) but the imaging distance is z ₃ Detection signal I ₃ You may divide by (x, y), and you may divide by the detection signal different from the detection signal utilized when calculating | requiring a difference coefficient. Further, it may be divided by a detection signal subjected to LPF (low pass filter) processing.
[0043]
Further, in step S15, the inverse Laplacian processing unit 26 calculates the phase Laplacian f (x, y) = ∇ obtained in step S14. ² A phase φ (x, y) is obtained by performing an inverse Laplacian operation on φ (x, y).
Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. The Fourier transform of f (x, y) is expressed as the following equation (10).
[Expression 10]

Here, u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0044]
Accordingly, the phase φ (x, y) is expressed as shown in Expression (11).
[Expression 11]

[0045]
By using this equation (11), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (x, y) is Fourier-transformed and {−4π ² (U ² + V ² )} ^-1 And further inversely Fourier transform this to obtain the restored phase φ (x, y).
[0046]
Here, within the range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, {−4π ² (U ² + V ² )} ^-1 May be calculated in advance and used when performing the calculation shown in Equation (11). That is, when the predetermined value const is set, the value of the following expression is used in Expression (11) when | u |, | v | ≦ const.
{-4π ² (U ² + V ² )} ^-1 = (Pre-calculated value)
In the case of | u |, | v |> const, the value of the following equation is used in equation (11).
{-4π ² (U ² + V ² )} ^-1 = 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0047]
Next, in step S16, the phase image data generation unit 27 generates phase image data based on the phase φ (x, y). That is, the phase image data generation unit 27 converts the phase φ (x, y) in each pixel into data representing brightness.
[0048]
Next, in steps S17 and S18, an ROI (region of interest) is set in the phase contrast image, and the average luminance and / or luminance distribution of the phase contrast image in the ROI is adjusted to be within a predetermined range. . Thereby, the visual comparison between the intensity information image and the phase contrast image can be easily performed.
[0049]
First, in step S17, the phase image processing unit 28 automatically sets an ROI. FIG. 4 is a diagram showing the ROI set in the captured phase contrast image. In the present embodiment, the phase image processing unit 28 sets a predetermined region of the phase contrast image 40 as the ROI 41. Here, the ROI may be set so that the center of the phase contrast image 40 matches the center of the ROI, or the ROI may be set using CAD (computer-aided diagnosis).
[0050]
CAD is a computer that performs image processing and image analysis to automatically detect lesions such as microcalcification clusters, breast mass shadows, and nodular shadows, and to detect benign and malignant lesions. This is a method of performing discrimination. FIG. 5 is a diagram illustrating an ROI set using CAD in a captured phase contrast image. As shown in FIG. 5, the lesioned part 42 is detected using CAD, and a predetermined region centered on the lesioned part 42 is set as the ROI 41. Note that the ROI setting may be performed before the position adjustment based on the marker or after the position adjustment based on the marker.
[0051]
Next, in step S18, the phase image processing unit 28 needs to perform position adjustment, gradation processing, interpolation processing, or the like on the phase contrast image based on the image of at least one marker captured at the time of shooting. Appropriate image processing. Note that an organ such as a lung may be used as the marker.
[0052]
Further, in the present embodiment, for example, when the dynamic range (luminance value range) of the phase image data is 0 to 1023, the phase image processing unit 28 has an average luminance value in the ROI 41 of 511 (about 50%). The luminance value is shifted so that the luminance distribution of the pixels in the ROI 41 falls within the range of 256 to 766 (about 25% to about 75%).
[0053]
FIG. 6 is a diagram illustrating a histogram of luminance values of the phase contrast image in the ROI. 6A shows a histogram before image processing, and FIG. 6B shows a histogram after image processing. As shown in FIG. 6A, before image processing, the image has a wide luminance distribution from a low luminance region to a high luminance region, and the average luminance is lower than 50%. As shown in B), after the image processing, the average luminance value is 511 and the luminance distribution is in the range of 256 to 766.
[0054]
Referring to FIG. 3 again, in step S19, the display image data generation unit 29 is used for comparing and displaying the intensity information image and the phase contrast image based on the intensity image data and the phase image data. Generate image data.
[0055]
For example, the display image data generation unit 29 generates display image data used to display an intensity information image and a phase contrast image in an overlapping manner, or at least part of the intensity information image is an ROI of the phase contrast image. Display image data used for display by replacing with is generated. Alternatively, the display image data generation unit 29 generates display image data used to display the intensity information image and the phase contrast image side by side, or alternately displays the intensity information image and the phase contrast image. Display image data used in the above is generated. When the intensity information image and the phase contrast image are displayed in an overlapping manner, it is desirable to display the intensity information image and the phase contrast image in different colors.
[0056]
In step S 20, the display unit 3 and the output unit 4 display a radiation image based on the display image data generated in this way, or output it to a film or the like. Here, based on the displayed or output radiographic image, the operator may change the ROI by manual operation.
[0057]
Next, a modification of the X-ray imaging system including the image information processing apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The X imaging system shown in FIG. 7 includes a reading unit 5 and an imaging unit 6. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0058]
In the imaging unit 6, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information, instead of the sensor 12 in the imaging unit 1 shown in FIG.
A stimulable phosphor (storable phosphor) is a part of the radiation energy stored when irradiated with radiation or the like, and then irradiated with excitation light such as visible light according to the stored energy. It is a substance that emits light. When a radiation image of a subject such as a human body is imaged and recorded on the sheet coated with the photostimulable phosphor, and the photostimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as a laser beam, stimulating emission light is generated. Can be detected photoelectrically. After appropriately processing this detection signal, it can be output to a display such as a CRT or printed on a film by a laser printer or the like to display a radiation image as a visible image.
[0059]
The reading unit 5 shown in FIG. 8 is used for reading a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 5 will be described with reference to FIG. The recording sheet 50 on which the image information is recorded is set at a predetermined position of the reading unit 5. The recording sheet 50 is conveyed in the arrow Y direction by a sheet conveying means 52 driven by a motor 51. On the other hand, the beam L1 oscillated from the laser light source 53 is reflected and deflected by a rotating polygon mirror 55 that is driven by a motor 54 and rotates at high speed in the direction of the arrow, and passes through a converging lens 56. Thereafter, the beam L1 changes the optical path by the mirror 57 and scans the recording sheet 50 in the arrow X direction. By this scanning, the excitation light L2 is irradiated onto the recording sheet 50, and the stimulated emission light L3 having a light amount corresponding to the accumulated radiographic image information is emitted from the irradiated portion. The stimulated emission light L3 is guided by a light guide 58 and is detected photoelectrically by a photomultiplier (photomultiplier tube) 59. The analog signal output from the photomultiplier 59 is amplified by the amplifier 60 and digitized by the A / D converter 61. The detection signal output from the A / D converter 61 is input to the image information processing apparatus 2.
[0060]
The imaging unit 6 changes the imaging distance to perform radiation imaging using a plurality of recording sheets, and the reading unit 5 reads image information from each recording sheet, thereby obtaining a plurality of images obtained at different imaging distances. Is obtained. The image information processing apparatus 2 generates image data based on this image information. The operation of the image information processing apparatus 2 is the same as that described with reference to FIG.
[0061]
Next, an image information processing apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 9 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to the second embodiment of the present invention. In this X-ray imaging system, by transferring image data between the intensity image processing unit 23 and the phase image processing unit 28, one image data can be changed in accordance with the other image data. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0062]
Next, an image information processing method according to the second embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, in step S18 shown in FIG. 3, the relationship between the average luminance and / or luminance distribution of the intensity information image in the ROI and the average luminance and / or luminance distribution of the phase contrast image in the ROI is within a predetermined range. Adjust so that it is inside. Thereby, the visual comparison between the intensity information image and the phase contrast image can be easily performed. Other operations are the same as those described with reference to FIG.
[0063]
FIG. 10 is a diagram illustrating a histogram of luminance values of the intensity information image and the phase contrast image in the ROI. 10A shows a histogram of the intensity information image, and FIG. 10B shows a histogram of the phase contrast image before and after image processing. In the present embodiment, the average luminance of the phase contrast image shown in FIG. 10B becomes an error within, for example, 5% with respect to the average luminance of the intensity information image shown in FIG. The luminance distribution of the phase contrast image is changed so that the error is within 20% with respect to the luminance distribution of the intensity information image. Note that the luminance distribution error is calculated by the least square method or the like.
[0064]
Next, an image information processing apparatus according to the third embodiment of the present invention will be described. FIG. 11 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to the third embodiment of the present invention. This X-ray imaging system includes an input unit 7 such as a mouse and a keyboard used by an operator to set an ROI. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0065]
Next, an image information processing method according to the third embodiment of the present invention will be described. FIG. 12 is a flowchart showing an image information processing method according to the third embodiment of the present invention. In the present embodiment, in step S21, the intensity information image subjected to the image processing in step S12 is displayed on the display unit 3 via the display image data generation unit 29. Next, in step S17, an operator sets ROI using the input part 7, and transfers to step S18. Other operations are the same as those described with reference to FIG.
[0066]
In the above embodiment, the synchrotron X-ray source is used when imaging a subject, but a light source that generates a beam that is not synchrotron light may be used. For example, an electron storage type high-intensity hard X-ray generator developed by Ritsumeikan University can generate X-rays with high brightness and directivity similar to synchrotron radiation while being a desktop type. The X-rays generated by this apparatus have coherent properties and are not a single wavelength, but can be monochromatic by being combined with a monochromatic crystal.
[0067]
In addition, a radiation source developed by the Femtosecond Technology Research Organization (FESTA), which generates ultra-short pulse high-intensity X-rays based on the principle of inverse Compton scattering. This radiation source is small and portable, has coherence, and can generate X-rays with high directivity and monochromaticity. When a point light source is used as the light source, it is desirable to correct the magnification including the magnification when data processing is performed in the image information processing apparatus.
[0068]
In the above embodiment, the phase information is restored based on the diffraction fringes. However, the phase information may be restored based on the interference fringes. In the above embodiment, X-rays are used to image a subject. However, any beam that can form an information image through the subject can be used without being limited to X-rays. Examples of such a beam include a particle beam including an electron beam.
[0069]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the image information processing method, the image information processing apparatus, and the image information processing that can easily compare the phase contrast image obtained by radiation imaging and the intensity information image can be performed. A program can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of an imaging unit illustrated in FIG.
FIG. 3 is a flowchart showing an image information processing method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an ROI set in a captured phase contrast image.
FIG. 5 is a diagram illustrating an ROI set using CAD in a captured phase contrast image.
FIG. 6 is a diagram showing a histogram of luminance values of a phase contrast image in ROI.
FIG. 7 is a diagram showing a modification of the X-ray imaging system including the image information processing apparatus according to the first embodiment of the present invention.
8 is a schematic diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG. 7. FIG.
FIG. 9 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram illustrating a histogram of luminance values of an intensity information image and a phase contrast image in ROI.
FIG. 11 is a diagram showing an X-ray imaging system including an image information processing apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a flowchart illustrating an image information processing method according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
1 Imaging unit
2 Image information processing device
3 Display section
4 Output section
5 Reading section
6 Imaging unit
7 Input section
10 Subject
11 X-ray source
12 sensors
13 Holding stand
14 rails
15 Amplifier
16 A / D converter
21 Memory unit
22 Strength image data generator
23 Intensity image processor
24 Difference processing unit
25 Laplacian processing section
26 Inverse Laplacian processing unit
27 Phase image data generator
28 Phase image processing unit
29 Image data generator for display
30 Control unit
31 Recording media
40 Phase contrast image
41 ROI
42 Lesions
50 photostimulable phosphor sheet (recording sheet)
51 motor
52 Sheet conveying means
53 Laser light source
54 Motor
55 Rotating polygon mirror
56 Converging lens
57 Mirror
58 Light guide
59 Photomultiplier (photomultiplier tube)
60 amplifier
61 A / D converter

Claims

An image information processing method for generating image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject and performing image processing on the image data,
(A) generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
(B) generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
Setting a region of interest in the image to be displayed (c);
(D) performing image processing on the second image data so that the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest falls within a predetermined range;
An image information processing method comprising:

An image information processing method for generating image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject and performing image processing on the image data,
(A) generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
(B) generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
Setting a region of interest in the image to be displayed (c);
There is a relationship between the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the first image data in the region of interest and the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest. (D) performing image processing on the first image data and / or the second image data so as to be within a predetermined range;
An image information processing method comprising:

Step (b)
Obtaining a difference signal representing a difference between the plurality of detection signals;
Obtaining a phase Laplacian based on any one of the plurality of detection signals and the difference signal;
Obtaining phase information by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Obtaining second image data based on the phase information;
The image information processing method according to claim 1, further comprising:

The method further comprises the step (e) of generating third image data used for displaying the image represented by the first image data and the image represented by the second image data in an overlapping manner. The image information processing method according to claim 1.

Generating (e) third image data used to replace and display at least a part of the image represented by the first image data with the image of the region of interest represented by the second image data; The image information processing method according to claim 1, further comprising:

The method further comprises the step (e) of generating third image data used for displaying the image represented by the first image data and the image represented by the second image data side by side. 4. The image information processing method according to any one of items 3.

The method further comprises the step (e) of generating third image data used to alternately display the image represented by the first image data and the image represented by the second image data. The image information processing method according to claim 1.

An image information processing apparatus that generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, and performs image processing on the image data,
First image data generating means for generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
Second image data generating means for generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
Image processing means for performing image processing on the second image data so that the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the set region of interest falls within a predetermined range;
An image information processing apparatus comprising:

An image information processing apparatus that generates image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject, and performs image processing on the image data,
First image data generating means for generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
Second image data generating means for generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
The average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the first image data in the set region of interest, and the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest Image processing means for performing image processing on the first image data and / or the second image data so that the relationship is within a predetermined range;
An image information processing apparatus comprising:

The second image data generating means is
A difference processing unit for obtaining a difference signal representing a difference between the plurality of detection signals;
A Laplacian processing unit for obtaining a Laplacian of a phase based on any one of the plurality of detection signals and the difference signal;
An inverse Laplacian processing unit for obtaining phase information by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
The image information processing apparatus according to claim 8, further comprising: a phase image data generation unit that obtains second image data based on the phase information.

A display image data generating unit that generates third image data used for displaying the image represented by the first image data and the image represented by the second image data in an overlapping manner. The image information processing apparatus according to any one of Items 8 to 10.

Display image data for generating third image data for use in replacing at least a part of the image represented by the first image data with the image of the region of interest represented by the second image data. The image information processing apparatus according to claim 8, further comprising a generation unit.

The display image data generating means for generating third image data used for displaying the image represented by the first image data and the image represented by the second image data side by side. The image information processing apparatus according to any one of 8 to 10.

A display image data generating unit that generates third image data used for alternately displaying an image represented by the first image data and an image represented by the second image data. The image information processing apparatus according to any one of Items 8 to 10.

The image information processing apparatus according to claim 8, wherein the image processing unit sets a region of interest in an image to be displayed automatically or according to an operation of an operator.

An image information processing program for generating image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject and performing image processing on the image data,
A step of generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
Generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
A procedure for setting a region of interest in an image to be displayed;
A procedure of performing image processing on the second image data such that the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest falls within a predetermined range;
Information processing program for causing CPU to execute.

An image information processing program for generating image data based on a plurality of detection signals obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject and performing image processing on the image data,
A step of generating first image data based on radiation intensity information included in any one of the plurality of detection signals;
Generating second image data based on phase information of radiation included in the plurality of detection signals;
A procedure for setting a region of interest in an image to be displayed;
There is a relationship between the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the first image data in the region of interest and the average luminance and / or luminance distribution of the image represented by the second image data in the region of interest. A procedure for performing image processing on the first image data and / or the second image data so as to be within a predetermined range;
Information processing program for causing CPU to execute.