JP4146071B2

JP4146071B2 - Energy subtraction method and apparatus, and recording medium

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Publication number: JP4146071B2
Application number: JP2000339855A
Authority: JP
Inventors: 英之境田
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2000-11-08
Filing date: 2000-11-08
Publication date: 2008-09-03
Anticipated expiration: 2020-11-08
Also published as: JP2002152593A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、同一被写体の放射線画像を担持する複数の画像信号に対してエネルギーサブトラクション処理を行うエネルギーサブトラクション方法および装置並びにエネルギーサブトラクション方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
本出願人により、人体等の被写体の放射線画像を一旦シート状の蓄積性蛍光体に撮影記録し、蓄積性蛍光体シートをレーザ光等の励起光で走査して輝尽発光光を生ぜしめ、得られた輝尽発光光を光電的に読み取ってデジタルの画像信号を得、この画像信号に基づいて被写体の放射線画像を写真感光材料等の記録材料、ＣＲＴ等に可視像として出力させる放射線画像記録再生システムが提案されている。
【０００３】
一方、従来より放射線画像のエネルギーサブトラクション処理が公知となっている（特開平７−２８７３３０号等）。このエネルギーサブトラクション処理とは、同一の被写体に対して相異なるエネルギー分布を有する放射線を照射し、あるいは被写体透過後の放射線をエネルギー分布状態を変えて２つの放射線検出手段（例えば上記蓄積性蛍光体シート）に照射して２つの放射線画像間を得、その後この２つの放射線画像の各画素を対応させて、画像信号間で適当な重み付け係数を乗算した上で引き算（サブトラクト）を行って、特定の構造物の画像を表す差信号を得る方法である。このようにして得た差信号を用いれば、特定構造物のみが抽出された放射線画像を再生することができる。
【０００４】
上記蓄積性蛍光体シートを利用する放射線画像記録再生システムにおいては、シートに記録されている放射線画像が直接電気的画像信号の形で読み取られるから、このシステムによればエネルギーサブトラクション処理を容易に行うことが可能となる。この蓄積性蛍光体シートを用いてエネルギーサブトラクション処理を行うためには、例えば２枚の蓄積性蛍光体シートに特定の構造物に対応する部分の画像情報が異なるように画像記録（撮影）を行えばよく、具体的には、エネルギー分布の異なる２種類の放射線を用いて撮影を２回行う２ショット法と、例えば被写体を透過した放射線を、重ねられた２枚の蓄積性蛍光体シート（それらは互いに接していても、離れていてもよい）に同時に曝射することによって、両シートに互いにエネルギー分布が異なる放射線を照射するようにした１ショット法が知られている。なお、２ショット法を用いる場合、シートの数が増えればその数に応じた回数の撮影が行われる。例えば、３枚の蓄積性蛍光体シートを使用する場合、撮影は３回行われる。したがって、本発明においてはこのように多数回の撮影を行う方法を多数ショット法（２ショット法を含む）と称する。
【０００５】
このような蓄積性蛍光体シートを用いたエネルギーサブトラクション方法において、例えば人物を被写体とした場合に両シートに互いにエネルギー分布が異なる放射線（高圧放射線、低圧放射線）を照射することにより２つの画像信号を得、各画像信号に適当な重み付けを行って差信号を得ることにより、人体の軟部および骨部のみがそれぞれ抽出された放射線画像を得ることができる。具体的には、以下のようにして演算が行われる。低圧放射線が照射されたシートをＩＰ１、高圧放射線が照射されたシートをＩＰ２、シートＩＰ１，ＩＰ２に照射された放射線量の対数値（対数放射線量）をＬ，Ｈとすると、Ｌ，Ｈは下記の式（１）、（２）により表される。
【０００６】
【数１】

なお、対数放射線量Ｌ，Ｈとしては、シートＩＰ１，ＩＰ２から得られた画像信号を用いることができる。
【０００７】
ここで、物質は放射線エネルギーに依存した放射線減弱係数を有する。一方、被写体に照射された放射線が単色ではなく、あるエネルギー範囲に分布している場合、検出される（例えば蓄積性蛍光体シートに照射される）放射線のエネルギー分布が、被写体に含まれる物質（人体であれば骨部、軟部）の厚さに依存して変化するビームハードニングという現象が生じる。そこで、物質の放射線減弱係数を検出される放射線のエネルギー分布で重み付け平均したものを平均減弱係数と定義する。したがって、平均減弱係数は物質の厚さに応じて異なるものとなる。
【０００８】
【数２】

となり、骨部の厚さを含まない軟部のみが抽出された軟部画像を表す差信号を得ることができる。
【０００９】
【数３】

となり、軟部の厚さを含まない骨部のみが抽出された骨部画像を表す差信号を得ることができる。
【００１０】
なお、上記式（３）、（４）においては、Ｌ，Ｈに乗算された平均減弱係数が重み付け係数となる。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
上記式（３）、（４）において重み付け係数として用いられる平均減弱係数は、例えば低圧放射線が照射されたシートから得られた画像信号に基づいて推測する等により求めていることから、エネルギーサブトラクション処理を行う際には、全ての画素において同一の平均減弱係数が重み付け係数として用いられる。しかしながら、被写体内の物質（人体であれば軟部、骨部）の厚さは部位に応じて異なり、また、上述したように平均減弱係数は被写体内の物質の厚さに応じて異なるものである。したがって、例えば被写体を人体とした場合、軟部、骨部の厚さが部位に応じて一定であることはなく、全ての画素において同一の平均減弱係数を重み付け係数として用いたのでは、不要な構造物を完全に除去することができず、軟部画像においては骨部が、骨部画像においては軟部が残ってしまうという問題がある。
【００１２】
本発明は上記事情に鑑みなされたものであり、被写体に含まれる特定の構造物を適切に抽出できるエネルギーサブトラクション方法および装置並びにエネルギーサブトラクション方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体を提供することを目的とするものである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
放射線画像を得た際の放射線量の対数値の差あるいは放射線量の比の対数値と、対数値の差あるいは比の対数値を得た２つの放射線画像についての平均減弱係数との間には、後述するように一定の関係があり、この関係を前もって求めおくことにより、放射線量の対数値の差あるいは放射線量の比の対数値が分かれば、対数値の差あるいは比の対数値を得た２つの放射線画像についての平均減弱係数を求めることができるものである。本発明はこの点に着目してなされたものである。
【００１４】
すなわち、本発明によるエネルギーサブトラクション方法は、同一被写体を透過したそれぞれエネルギー分布が互いに異なるＸ線、γ線等の放射線により得られた、少なくとも一部の画像情報が互いに異なる複数の放射線画像を表す複数の画像信号に対して、相対応する画素についての信号間で前記各画像信号に所定の重み付け係数を乗じて減算を行って、前記被写体の特定構造物の画像を表す差信号を得るエネルギーサブトラクション方法において、
前記複数の放射線画像を得た際の各放射線画像間の各画素における放射線量の対数値の差、または該各放射線画像間の各画素における放射線量の比の対数値に基づいて、前記各画素毎に前記所定の重み付け係数を設定することを特徴とするものである。
【００１５】
放射線画像を表す画像信号を得るには、被写体を透過したエネルギー分布が互いに異なる放射線を、蓄積性蛍光体シートあるいは半導体センサ等の放射線検出手段に照射し、この放射線検出手段において、照射された放射線量に応じた画像信号を検出することにより行えばよい。なお、放射線検出手段が半導体センサである場合には半導体センサから出力される信号を画像信号とすればよく、放射線検出手段が蓄積性蛍光体シートである場合には、上記放射線記録再生システムのように、蓄積性蛍光体シートに励起光を照射して輝尽発光光を発生させ、この輝尽発光光を光電的に読み取ることにより画像信号を得ればよい。なお、被写体の撮影は１ショット法および多数ショット法のいずれであってもよい。
【００１６】
所定の重み付け係数は、上記式（３）、（４）に示す平均減弱係数に相当するものであり、１つの放射線画像について被写体に含まれる特定の構造物の種類に応じた数の平均減弱係数が設定される。例えば、放射線画像を３つ、特定の構造物を人体の軟部および骨部とした場合、１つの放射線画像について軟部および骨部の２つの平均減弱係数が得られることから、３×２＝６種類の平均減弱係数が得られる。
【００１７】
放射線画像を得た際の放射線量とは、被写体を撮影する際に被写体を透過して放射線検出手段に照射された放射線量のことをいう。なお、放射線量は放射線検出手段に照射される放射線を直接検出することにより得ることができるが、放射線画像の個々の画素毎に放射線量を検出することは非常に困難である。一方、放射線検出手段において得られる画像信号は、照射される放射線量が多いほどその信号値が大きくなることから、画像信号の信号値と放射線量とは互いに対応付けることができるものである。したがって、放射線検出手段において得られた画像信号（何ら画像処理が施されていないもの）を放射線量とみなし、これを平均減弱係数の設定に用いることが好ましい。
【００１８】
「各放射線画像間における放射線量の対数値の差」と「放射線量の比の対数値」とは、放射線量をＩ１，Ｉ２とした場合ｌｎＩ１−ｌｎＩ２＝ｌｎ（Ｉ１／Ｓ２）の関係があることから、同一の値となる。
【００１９】
対数値の差または比と所定の重み付け係数との関係としては、これらの関係を表したテーブルやこれらの関係を表す関数式などを用いることができる。なお、関係がテーブルである場合にはテーブルを参照して、関係が関数式である場合にはこの関数式による演算を行って、所定の重み付け係数が設定される。
【００２０】
対数値の差または比と所定の重み付け係数との関係は、撮影時に使用する放射線源の電圧、放射線源の種類、放射線検出手段の感度等の撮影条件に応じて異なるものとなる。したがって、種々の撮影条件に応じた複数のテーブルまたは関数を予め用意しておき、撮影条件に基づいてテーブルまたは関数を切り替えて所定の重み付け係数を設定することが好ましい。
【００２１】
本発明によるエネルギーサブトラクション装置は、同一被写体を透過したそれぞれエネルギー分布が互いに異なる放射線により得られた、少なくとも一部の画像情報が互いに異なる複数の放射線画像を表す複数の画像信号に対して、相対応する画素についての信号間で前記各画像信号に所定の重み付け係数を乗じて減算を行って、前記被写体の特定構造物の画像を表す差信号を得るエネルギーサブトラクション装置において、
前記複数の放射線画像を得た際の各放射線画像間の各画素における放射線量の対数値の差、または該各放射線画像間の各画素における放射線量の比の対数値に基づいて、前記各画素毎に前記所定の重み付け係数を設定する設定手段を備えたことを特徴とするものである。
【００２２】
なお、本発明によるエネルギーサブトラクション装置においては、予め算出された前記対数値の差または前記比の対数値と前記所定の重み付け係数との関係を表すテーブルまたは関数を記憶した記憶手段をさらに備え、
前記設定手段を、該記憶手段に記憶されたテーブルまたは関数を参照して、前記所定の重み付け係数を設定する手段とすることが好ましい。
【００２３】
この場合、前記記憶手段を、前記放射線画像を得る際の撮影条件に応じて設定された前記関係を表すテーブルまたは関数が複数記憶されてなるものとし、
前記設定手段を、前記放射線画像を得た際の撮影条件に基づいて前記テーブルまたは関数の選択を受け付け、該選択されたテーブルまたは関数を参照して、前記所定の重み付け係数を設定する手段とすることが好ましい。
【００２４】
なお、本発明によるエネルギーサブトラクション方法を、コンピュータに実行させるためのプログラムとしてコンピュータ読取り可能な記録媒体に記録して提供してもよい。
【００２５】
【発明の効果】
本発明によれば、放射線画像間における放射線量の対数値の差、または放射線量の比の対数値と平均減弱係数すなわち重み付け係数との間には一定の関係があるという事実に鑑み、対数値の差または比の対数値に基づいて、各画素毎に所定の重み付け係数を設定するようにしたものである。ここで、各放射線画像における各画素毎の放射線量は被写体に含まれる特定構造物の厚さに応じて異なることから、放射線量の対数値の差または比の対数値に基づいて設定された各画素毎の所定の重み付け係数は、特定構造物の厚さに応じた値を有するものとなる。したがって、設定された所定の重み付け係数を各画像信号に乗じて減算を行うことにより、被写体に含まれる構造物の厚さに拘わらず、不要な構造物を略完全に除去することができ、その結果、特定構造物が適切に抽出された画像を表す差信号を得ることができる。
【００２６】
また、放射線量の対数値の差または比の対数値と所定の重み付け係数との関係を表すテーブルまたは関数を予め求めておくことにより、このテーブルまたは関数を参照すれば所定の重み付け係数を簡易に設定することができる。したがって、差信号の算出を効率よく行うことができる。
【００２７】
さらに、撮影条件に応じた複数のテーブルまたは関数を用意し、撮影条件に応じてこれらのテーブルまたは関数を切り替えて所定の重み付け係数を設定することにより、撮影条件に拘わらず、特定構造物を適切に抽出することができることとなる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
【００２９】
図１は２枚の蓄積性蛍光体シートＩＰ１，ＩＰ２に、同一の被写体１を透過した放射線２を、それぞれエネルギーを変えて照射するいわゆる１ショットエネルギーサブトラクションを行うための撮影装置を示す図である。図１に示すように、放射線源３に近い方に第１の蓄積性蛍光体シートＩＰ１を配置し、それと若干の距離を置いて第２の蓄積性蛍光体シートＩＰ２を配置し、これら両シートＩＰ１，ＩＰ２の間に、銅板からなる放射線エネルギー変換用フィルター５を配置して、放射線源３を駆動させる。これにより、第１の蓄積性蛍光体シートＩＰ１には、いわゆる軟線も含む低圧の放射線２により、一方第２の蓄積性蛍光体シートＩＰ２には、軟線が除かれた高圧の放射線２により被写体１の放射線画像が蓄積記録される。このとき蓄積性蛍光体シートＩＰ１とＩＰ２とで被写体１の位置関係は同じとする。これにより、２枚の蓄積性蛍光体シートＩＰ１，ＩＰ２には、被写体１の少なくとも一部の画像情報が互いに異なる放射線画像が蓄積記録される。
【００３０】
図２は本実施形態によるエネルギーサブトラクション装置を適用した放射線画像読取装置の構成を示す概略図である。上述したように放射線画像が蓄積記録されたシートＩＰ１，ＩＰ２のうち、まず蓄積性蛍光体シートＩＰ１をエンドレスベルト９により矢印Ｙの方向に移動させながら、レーザ光源１０からのレーザ光（励起光）１１を走査ミラー１２によって偏向させ、シートＩＰ１上をＸ方向に主走査させる。この励起光走査により蓄積性蛍光体シートＩＰ１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１３が発散する。輝尽発光光１３は、透明なアクリル板を成形して作られた光ガイド１４の一端面からこの光ガイド１４の内部に入射し、その中を全反射を繰返しながら進行して、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）１５に受光される。このフォトマルチプライヤ１５からは、輝尽発光光１３の発光量に対応した、つまり上記画像情報を示すアナログの出力信号Ｑ１が出力される。
【００３１】
この出力信号Ｑ１は対数変換器１６により対数変換され、次いでＡ／Ｄ変換器１７に入力されて、デジタルの画像信号Ｓ１に変換される。次に、全く同様にして、もう１枚の蓄積性蛍光体シートＩＰ２に記録された画像情報が読み出されて出力信号Ｑ２が得られ、出力信号Ｑ２が対数変換器１６により対数変換され、さらにＡ／Ｄ変換器１７においてデジタルの画像信号Ｓ２に変換される。
【００３２】
画像信号Ｓ１，Ｓ２はサブトラクション手段１８に入力され、ここでエネルギーサブトラクション処理が行われて被写体中の軟部および骨部の放射線画像を表す差信号Ｓ_S，Ｓ_Bが得られる。このエネルギーサブトラクション処理を行う際の画像信号Ｓ１，Ｓ２に対する重み付け係数は、記憶手段２０に記憶されたテーブルＴを参照して設定手段１９において設定される。以下、この重み付け係数の設定について説明する。
【００３３】
サブトラクション手段１８においては、下記の式（５）、（６）に示すようにエネルギーサブトラクション処理が行われ、軟部のみが抽出された軟部画像を表す差信号Ｓ_Sおよび骨部のみが抽出された骨部画像を表す差信号Ｓ_Bが得られる。
【００３４】
【数４】

上記式（５）、（６）においては、画像信号Ｓ１，Ｓ２に乗算された平均減弱係数が重み付け係数となる。
【００３５】
ここで、物質は放射線エネルギーに依存した放射線減弱係数を有する。一方、被写体に照射された放射線が単色ではなく、あるエネルギー範囲に分布している場合、蓄積性蛍光体シートＩＰ１，ＩＰ２に照射される放射線のエネルギー分布が、被写体に含まれる物質（骨部、軟部）の厚さに依存して変化するビームハードニングという現象が生じる。そこで、本実施形態においては、物質の放射線減弱係数を検出された、すなわち蓄積性蛍光体シートに照射された放射線のエネルギー分布で重み付け平均したものを平均減弱係数と定義する。したがって、平均減弱係数は物質の厚さに応じて異なるものとなる。
【００３６】
ところで、平均減弱係数が放射線エネルギーに対して滑らかに減少する特性を有する複数の物質（例えば人体の骨部と軟部）については、各物質を透過した放射線の放射線エネルギーと平均減弱係数との関係を簡単な式で近似することができる。例えば、人体の骨部および軟部のそれぞれについての放射線エネルギーと平均減弱係数との間には図３（ａ）に示す関係がある。ここで、骨部の平均減弱係数に対して定数ｐを乗算し、さらに定数ｑ（ｑ＞０）を加算することにより、図３（ｂ）および下記の式（７）に示すように軟部の平均減弱係数を骨部の平均減弱係数を用いて近似的に表すことができる。なお、本実施形態において、平均減弱係数の添え字の「Ｓ」は軟部を、「Ｂ」は骨部を表すものとする。
【００３７】
【数５】

逆に軟部の平均減弱係数に対して定数ｐ′を乗算し、さらに定数ｑ′（ｑ＞０）を加算することにより、下記の式（８）に示すように骨部の平均減弱係数を軟部の平均減弱係数を用いて近似的に表すことができる。
【００３８】
【数６】

ここで、放射線源３のエネルギー放射分布をＳ（Ｅ）、シートＩＰ１，ＩＰ２の放射線エネルギーに対する感度をＤ（Ｅ）とすると、シートＩＰ１，ＩＰ２に照射される放射線のエネルギー分布Ｉ１（Ｅ）,Ｉ２（Ｅ）は下記の式（９）、（１０）により表すことができる。
【００３９】
【数７】

式（９）、（１０）において、Ａ（Ｅ）＝Ｓ（Ｅ）Ｄ（Ｅ）、Ｂ（Ｅ）＝Ｓ（Ｅ）exp［−μ_IP（Ｅ）ｔ_IP−μ_Cu（Ｅ）ｔ_Cu］Ｄ（Ｅ）と置換すると、蓄積性蛍光体シートＩＰ１，ＩＰ２に照射される放射線量Ｉ１，Ｉ２は下記の式（１１），（１２）に示すものとなる。
【００４０】
【数８】

なお、積分は放射線の全エネルギー域に対して行われるものである。
【００４１】
上述したように、平均減弱係数は物質の放射線減弱係数を検出される放射線のエネルギー分布で重み付け平均したものと定義される。したがって、シートＩＰ１における軟部および骨部の平均減弱係数は、下記の式（１３）、（１４）により表される。
【００４２】
【数９】

一方、シートＩＰ２における軟部および骨部の平均減弱係数は、下記の式（１５）、（１６）により表される。
【００４３】
【数１０】

上記式（７）の関係が成立するとき、上記式（１１）、（１２）より、放射線量Ｉ１，Ｉ２の対数値ｌｎ（Ｉ１），ｌｎ（Ｉ２）（以下対数線量とする）の差は下記の式（１７）に示すものとなる。
【００４４】
【数１１】

式（１７）に示すように、ｔ_S，ｔ_Bの２変数により表されていた対数線量ｌｎ（Ｉ１），ｌｎ（Ｉ２）が、その差ｌｎ（Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ２）を求めることにより、ｐｔ_S＋ｔ_Bという１変数で表されることが分かる。ここで、簡便のためｔ＝ｐｔ_S＋ｔ_Bとすると、式（１７）は下記の式（１８）に書き換えることができる。
【００４５】
【数１２】

一方、シートＩＰ１の平均減弱係数について考えると、上記式（１３）、（１４）に式（７）の関係を適用して整理することにより、式（１３）、（１４）を下記の式（１９）、（２０）に書き換えることができる。
【００４６】
【数１３】

また、シートＩＰ２の平均減弱係数について考えると、上記式（１５）、（１６）に式（７）の関係を適用することにより、式（１５）、（１６）を下記の式（２１）、（２２）に書き換えることができる。
【００４７】
【数１４】

シートＩＰ１，ＩＰ２の放射線量ＩＰ１，ＩＰ２の差は、物体の厚さが大きくなると小さくなることから、上記式（１８）はｔに関する単調減少関数であると推測できる。また、図３に示すように、放射線エネルギーに対して平均減弱係数が単調減少する場合、物体の厚さが大きくなって物体を透過後の放射線が高圧側に偏ると平均減弱係数も減少するため、上記式（１９）〜（２２）もｔに関する単調減少関数であると推測できる。ここで、ある変数を媒介として単調減少する関数の値は１対１に対応する。したがって、上記式（１８）と式（１９）〜（２２）とは双方がｔを媒介として単調減少することから、１対１に対応する。よって、対数線量差と平均減弱係数との間には下記の式（２３）〜（２６）に示すように、ある関数Ｆ_S，Ｆ_B，Ｆ_S′，Ｆ_B′を介在した関係が成立することとなる。
【００４８】
【数１５】

したがって、上記関数Ｆ_S，Ｆ_B，Ｆ_S′，Ｆ_B′を予め実験的に求めておけば、対数線量差に基づいて平均減弱係数を求めることができることとなる。図４は実験的に軟部および骨部の厚さを種々変化させた際のシートＩＰ１，ＩＰ２に照射される放射線の対数線量差とシートＩＰ１における平均減弱係数とのプロット結果を示す図である。図４に示すように、対数線量差と平均減弱係数とはある関数により表される曲線上に位置することが分かる。
【００４９】
本実施形態においては、上記関数Ｆ_S，Ｆ_B，Ｆ_S′，Ｆ_B′により表される対数線量差と平均減弱係数（シートＩＰ１，ＩＰ２のそれぞれについての軟部および骨部の平均減弱係数）との関係（４種類）をテーブルＴとして予め求めておいてこれを記憶手段２０に記憶しておき、このテーブルＴを参照して、上記式（５）、（６）に示すようにサブトラクション手段１８において差信号Ｓ_S，Ｓ_Bを算出する際の平均減弱係数すなわち重み付け係数を設定手段１９において設定する。
【００５０】
なお、シートＩＰ１，ＩＰ２の個々の画素位置における放射線量は直接検出することはできない。一方、シートＩＰ１，ＩＰ２から得られる画像信号Ｓ１，Ｓ２の信号値は放射線量が多いほどその値が大きくなることから、画像信号Ｓ１，Ｓ２と放射線郎Ｉ１，Ｉ２とは互いに対応付けることができる。したがって、本実施形態では対数変換されかつＡ／Ｄ変換された画像信号Ｓ１，Ｓ２を放射線量Ｉ１，Ｉ２として使用する。ここで、画像信号Ｓ１，Ｓ２は対数変換されているため、画像信号Ｓ１，Ｓ２の差信号は対数線量差ｌｎ（Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ２）に対応するものとなる。したがって、テーブルＴは、差信号Ｓ１−Ｓ２と平均減弱係数との関係を表すものとして記憶手段２０に記憶されている。
【００５１】
次いで、本実施形態の動作について説明する。図５は本実施形態の動作を示すフローチャートである。シートＩＰ１，ＩＰ２から読み出された出力信号Ｑ１，Ｑ２は対数変換器１６において対数変換され（ステップＳ１）、Ａ／Ｄ変換器１７においてＡ／Ｄ変換されてデジタルの画像信号Ｓ１，Ｓ２が得られる（ステップＳ２）。画像信号Ｓ１，Ｓ２は設定手段１９に入力され、ここで、上述したように対数線量差ｌｎ（Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ２）に対応する差信号Ｓ１−Ｓ２が相対応する画素毎に算出され、この差信号Ｓ１−Ｓ２に基づいてテーブルＴを参照して、シートＩＰ１、ＩＰ２のそれぞれについての軟部および骨部の平均減弱係数が重み付け係数として各画素毎に設定される（ステップＳ３）。重み付け係数はサブトラクション手段１８に入力され、この重み付け係数により画像信号Ｓ１，Ｓ２を重み付けて上記式（５）、（６）に示す演算を行って、被写体中の軟部および骨部の放射線画像を表す差信号Ｓ_S，Ｓ_Bを得（ステップＳ４）、処理を終了する。得られたＳ_S，Ｓ_Bは、不図示の再生手段（プリンタ、ＣＲＴなど）において再生され、診断に供される。
【００５２】
このように本実施形態においては、シートＩＰ１，ＩＰ２における放射線量の対数値の差すなわち対数線量差と平均減弱係数との間には一定の関係があるという事実に鑑み、対数線量差に基づいて、各画素毎に平均減弱係数すなわちエネルギーサブトラクション処理を行う際の重み付け係数を設定するようにしたものである。ここで、各画素毎の放射線量は被写体に含まれる軟部および骨部の厚さに応じて異なることから、放射線量の対数値の差に基づいて設定された各画素毎の平均減弱係数は、軟部および骨部の厚さに応じた値を有するものとなる。したがって、設定された平均減弱係数を各画像信号Ｓ１，Ｓ２に対する重み付け係数として用いてエネルギーサブトラクション処理を行うことにより、被写体に含まれる軟部および骨部の厚さに拘わらず、軟部および骨部が適切に抽出された画像を表す差信号Ｓ_S，Ｓ_Bを得ることができる。
【００５３】
また、上記実施形態においては、対数線量差と平均減弱係数との関係を表すテーブルＴを予め求めているため、重み付け係数を簡易に設定することができ、これにより、差信号Ｓ_S，Ｓ_Bの算出を効率よく行うことができる。
【００５４】
なお、上記実施形態においては、放射線量Ｉ１，Ｉ２の対数線量差ｌｎ（Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ２）に基づいて平均減弱係数を設定しているが、ｌｎＩ１−ｌｎＩ２＝ｌｎ（Ｉ１／Ｉ２）の関係があることから、放射線量Ｉ１，Ｉ２の比Ｉ１／Ｉ２の対数値ｌｎ（Ｉ１／Ｉ２）に基づいて平均減弱係数を設定してもよい。
【００５５】
また、上記実施形態においては、対数線量差と平均減弱係数との関係をテーブルＴとして求めているが、上記関数Ｆ_S，Ｆ_B，Ｆ_S′，Ｆ_B′を記憶手段２０に記憶しておき、対数線量差ｌｎ（Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ２）から各関数Ｆ_S，Ｆ_B，Ｆ_S′，Ｆ_B′を用いて平均減弱係数を算出するようにしてもよい。
【００５６】
ここで、対数線量差と平均減弱係数との関係は、撮影時に使用する放射線源３の電圧、放射線源３の種類、シートＩＰ１，ＩＰ２の感度等の撮影条件に応じて異なるものとなる。したがって、図６に示すように、種々の撮影条件に応じた複数のテーブルＴ１，Ｔ２，…を予め用意して記憶手段２０に記憶しておき、キーボード、マウス等からなる入力手段２１からの撮影条件の入力を受け付け、入力された撮影条件に応じて、その撮影条件に適したテーブルＴを選択して平均減弱係数を設定するようにしてもよい。
【００５７】
また、上記実施形態としては蓄積性蛍光体シートＩＰ１，ＩＰ２を放射線検出手段として用いて画像信号Ｓ１，Ｓ２を得ているが、Ｘ線フイルム、半導体センサ等の他の放射線検出手段を用いてもよい。
【００５８】
さらに、上記実施形態においては、１回の撮影によりサブトラクションすべき２つの画像信号Ｓ１，Ｓ２を同時に得るいわゆる１ショット法について説明したが、これに限定されるものではなく、２枚以上の蓄積性蛍光体シートにエネルギー分布が異なる２種類以上の放射線を用いて撮影を行ういわゆる多数ショット法により得られた画像信号をエネルギーサブトラクション処理する場合についても、本願発明を適用できるものである。なお、多数ショット法を用いた場合、多数の画像信号が得られるが、そのうちの２つの画像信号を用いてエネルギーサブトラクション処理が行われる。
【００５９】
また、上記実施形態においては、被写体を人体として、人体の軟部および骨部を表す放射線画像を得るようにしているが、例えば工業製品の製造分野においては、ある製品について耐久試験の前後に撮影された放射線画像を表す画像信号に対してエネルギーサブトラクション処理を行って、構造の変化を検出することが行われてる。また、食品の製造分野においては、正常な食品と出荷する食品の放射線画像を表す画像信号に対してエネルギーサブトラクション処理を行って、製造された食品の異物検査を行う場合がある。本発明は、このように医療用途以外のエネルギーサブトラクション処理にも適用することができるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるエネルギーサブトラクション方法の実施形態における蓄積性蛍光体シートへの放射線画像の記録を説明するための図
【図２】本発明の実施形態によるエネルギーサブトラクション装置を適用した放射線画像読取装置の構成を示す概略図
【図３】放射線エネルギーと平均減弱係数との関係を示す図
【図４】対数線量差と平均減弱係数との関係を示す図
【図５】本実施形態の動作を示すフローチャート
【図６】本発明の他の実施形態によるエネルギーサブトラクション装置を適用した放射線画像読取装置の構成を示す概略図
【符号の説明】
１被写体
２放射線
３放射線源
ＩＰ１，ＩＰ２蓄積性蛍光体シート
１０レーザ光源
１１レーザ光
１２走査ミラー
１３輝尽発光光
１４光ガイド
１５フォトマルチプライヤ
１６対数変換器
１７Ａ／Ｄ変換器
１８サブトラクション手段
１９設定手段
２０記憶手段
２１入力手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an energy subtraction method and apparatus for performing energy subtraction processing on a plurality of image signals carrying radiographic images of the same subject, and a computer-readable recording medium storing a program for causing a computer to execute the energy subtraction method It is about.
[0002]
[Prior art]
By the applicant, a radiographic image of a subject such as a human body is once photographed and recorded on a sheet-like stimulable phosphor, and the stimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as laser light to generate stimulated emission light, The obtained photostimulated light is photoelectrically read to obtain a digital image signal, and based on this image signal, a radiation image is output as a visible image on a recording material such as a photographic material, a CRT, etc. A recording / reproducing system has been proposed.
[0003]
On the other hand, energy subtraction processing of radiation images has been known (Japanese Patent Laid-Open No. 7-287330, etc.). In this energy subtraction process, the same subject is irradiated with radiation having different energy distributions, or the radiation after passing through the subject is changed in the energy distribution state, and two radiation detection means (for example, the above-described stimulable phosphor sheet) ) To obtain a distance between two radiographic images, and then match each pixel of the two radiographic images, multiply by an appropriate weighting factor between the image signals, and perform subtraction. This is a method for obtaining a difference signal representing an image of a structure. By using the difference signal thus obtained, it is possible to reproduce a radiation image from which only a specific structure is extracted.
[0004]
In the radiation image recording / reproducing system using the stimulable phosphor sheet, the radiation image recorded on the sheet is directly read in the form of an electrical image signal. According to this system, energy subtraction processing is easily performed. It becomes possible. In order to perform energy subtraction processing using this stimulable phosphor sheet, for example, image recording (photographing) is performed so that the image information of the part corresponding to a specific structure is different between the two stimulable phosphor sheets. Specifically, specifically, a two-shot method in which imaging is performed twice using two types of radiation having different energy distributions, and, for example, two sheets of stimulable phosphor sheets overlaid with radiation transmitted through a subject The one-shot method is known in which the two sheets are irradiated with radiation having different energy distributions by simultaneously irradiating with each other. In the case of using the two-shot method, if the number of sheets increases, the number of times of shooting corresponding to that number is performed. For example, when three stimulable phosphor sheets are used, photographing is performed three times. Therefore, in the present invention, such a method of performing photographing a number of times is referred to as a multiple shot method (including a two shot method).
[0005]
In such an energy subtraction method using a stimulable phosphor sheet, for example, when a person is a subject, two sheets of image signals are obtained by irradiating both sheets with radiation (high pressure radiation, low pressure radiation) having different energy distributions. In addition, by appropriately weighting each image signal and obtaining a difference signal, it is possible to obtain a radiation image in which only the soft and bone portions of the human body are extracted. Specifically, the calculation is performed as follows. If the sheet irradiated with the low-pressure radiation is IP1, the sheet irradiated with the high-pressure radiation is IP2, and the logarithmic values (logarithmic radiation dose) of the radiation dose irradiated to the sheets IP1 and IP2 are L and H, L and H are as follows: (1) and (2).
[0006]
[Expression 1]

As logarithmic radiation doses L and H, image signals obtained from the sheets IP1 and IP2 can be used.
[0007]
Here, the substance has a radiation attenuation coefficient that depends on the radiation energy. On the other hand, when the radiation irradiated to the subject is not monochromatic but distributed in a certain energy range, the energy distribution of the detected radiation (for example, irradiated to the stimulable phosphor sheet) is a substance contained in the subject ( In the case of a human body, a phenomenon called beam hardening that varies depending on the thickness of the bone and soft parts) occurs. Therefore, an average attenuation coefficient is defined as a weighted average of the radiation attenuation coefficient of a substance by the energy distribution of the detected radiation. Therefore, the average attenuation coefficient varies depending on the thickness of the substance.
[0008]
[Expression 2]

Thus, it is possible to obtain a difference signal representing the soft part image in which only the soft part not including the bone part thickness is extracted.
[0009]
[Equation 3]

Thus, it is possible to obtain a difference signal representing a bone part image in which only the bone part not including the thickness of the soft part is extracted.
[0010]
In the above equations (3) and (4), the average attenuation coefficient multiplied by L and H is the weighting coefficient.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
Since the average attenuation coefficient used as the weighting coefficient in the above formulas (3) and (4) is obtained by, for example, estimation based on an image signal obtained from a sheet irradiated with low-pressure radiation, energy subtraction processing is performed. When performing the above, the same average attenuation coefficient is used as the weighting coefficient in all the pixels. However, the thickness of the substance in the subject (soft part and bone part in the case of a human body) varies depending on the region, and as described above, the average attenuation coefficient varies depending on the thickness of the substance in the subject. . Therefore, for example, when the subject is a human body, the thickness of the soft part and the bone part is not constant depending on the part, and an unnecessary structure is used if the same average attenuation coefficient is used as the weighting coefficient in all pixels. There is a problem that the object cannot be completely removed, and the bone part remains in the soft part image and the soft part remains in the bone part image.
[0012]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and is an energy subtraction method and apparatus capable of appropriately extracting a specific structure contained in a subject, and a computer-readable recording program for causing a computer to execute the energy subtraction method. The object is to provide a recording medium.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
Between the logarithm of the logarithmic value of the radiation dose or the ratio of the dose of radiation at the time of obtaining the radiographic image, and the average attenuation coefficient for the two radiographic images obtained the logarithmic difference or logarithm of the ratio As will be described later, there is a certain relationship. By obtaining this relationship in advance, if the difference in the logarithmic value of the radiation dose or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose is known, the difference in the logarithmic value or the logarithmic value of the ratio is obtained. The average attenuation coefficient for the two radiation images can be obtained. The present invention has been made paying attention to this point.
[0014]
In other words, the energy subtraction method according to the present invention provides a plurality of radiation images obtained by radiations such as X-rays and γ-rays having different energy distributions that have passed through the same subject, and at least some of the image information are different from each other. Energy subtraction method for obtaining a difference signal representing an image of a specific structure of the subject by performing subtraction by multiplying each image signal by a predetermined weighting factor between the signals for corresponding pixels of In
Based on the difference in the logarithmic value of the radiation dose at each pixel between the radiographic images when obtaining the plurality of radiographic images, or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose at each pixel between the respective radiographic images The predetermined weighting coefficient is set every time.
[0015]
In order to obtain an image signal representing a radiation image, radiation having different energy distributions transmitted through the subject is irradiated to radiation detecting means such as a storage phosphor sheet or a semiconductor sensor, and the radiation detected by the radiation detecting means What is necessary is just to detect by detecting the image signal according to quantity. When the radiation detection means is a semiconductor sensor, the signal output from the semiconductor sensor may be an image signal. When the radiation detection means is a stimulable phosphor sheet, the radiation recording / reproduction system is used. In addition, the stimulable phosphor sheet may be irradiated with excitation light to generate stimulated emission light, and the image signal may be obtained by photoelectrically reading the stimulated emission light. Note that the subject can be captured by either the one-shot method or the multiple-shot method.
[0016]
The predetermined weighting coefficient corresponds to the average attenuation coefficient shown in the above formulas (3) and (4), and the number of average attenuation coefficients corresponding to the type of the specific structure included in the subject for one radiographic image. Is set. For example, when there are three radiographic images and the specific structure is a soft part and a bone part of a human body, two average attenuation coefficients of the soft part and the bone part are obtained for one radiographic image, so 3 × 2 = 6 types The average attenuation coefficient is obtained.
[0017]
The radiation dose at the time of obtaining a radiation image refers to the radiation dose transmitted through the subject and irradiated to the radiation detection means when the subject is photographed. Although the radiation dose can be obtained by directly detecting the radiation applied to the radiation detection means, it is very difficult to detect the radiation dose for each individual pixel of the radiation image. On the other hand, the signal value of the image signal obtained by the radiation detection means increases as the amount of radiation applied increases, so that the signal value of the image signal and the radiation dose can be associated with each other. Therefore, it is preferable to regard the image signal obtained by the radiation detection means (that has not been subjected to any image processing) as the radiation dose and use it for setting the average attenuation coefficient.
[0018]
“Difference of logarithm of radiation dose between radiation images” and “logarithm of ratio of radiation dose” have a relationship of lnI1−lnI2 = ln (I1 / S2) where I1 and I2 are radiation doses. Therefore, it becomes the same value.
[0019]
As a relationship between the difference or ratio of logarithmic values and a predetermined weighting coefficient, a table representing these relationships, a functional expression representing these relationships, or the like can be used. When the relationship is a table, the table is referred to. When the relationship is a function equation, a calculation is performed using this function equation, and a predetermined weighting coefficient is set.
[0020]
The relationship between the difference or ratio of logarithmic values and a predetermined weighting coefficient varies depending on the imaging conditions such as the voltage of the radiation source used at the time of imaging, the type of the radiation source, the sensitivity of the radiation detection means, and the like. Therefore, it is preferable to prepare a plurality of tables or functions corresponding to various shooting conditions in advance and set a predetermined weighting coefficient by switching the tables or functions based on the shooting conditions.
[0021]
The energy subtraction device according to the present invention is compatible with a plurality of image signals representing a plurality of radiation images having at least a part of image information obtained from radiations having different energy distributions transmitted through the same subject. In the energy subtraction device for obtaining a difference signal representing an image of the specific structure of the subject by performing a subtraction by multiplying each image signal by a predetermined weighting coefficient between the signals for the pixels to be obtained,
Based on the difference in the logarithmic value of the radiation dose at each pixel between the radiographic images when obtaining the plurality of radiographic images, or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose at each pixel between the respective radiographic images Setting means for setting the predetermined weighting coefficient for each time is provided.
[0022]
The energy subtraction device according to the present invention further comprises storage means for storing a table or a function representing a relationship between the logarithm value of the logarithm value calculated in advance or the logarithm value of the ratio and the predetermined weighting coefficient,
The setting means is preferably a means for setting the predetermined weighting coefficient with reference to a table or function stored in the storage means.
[0023]
In this case, the storage means is configured to store a plurality of tables or functions representing the relationship set in accordance with imaging conditions when obtaining the radiation image.
The setting means is means for accepting selection of the table or function based on an imaging condition when the radiographic image is obtained, and setting the predetermined weighting coefficient with reference to the selected table or function. It is preferable.
[0024]
The energy subtraction method according to the present invention may be provided by being recorded on a computer-readable recording medium as a program for causing a computer to execute the method.
[0025]
【The invention's effect】
In accordance with the present invention, in view of the fact that there is a certain relationship between the difference in the logarithmic value of the radiation dose between the radiographic images, or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose and the average attenuation coefficient or weighting factor. A predetermined weighting coefficient is set for each pixel based on the logarithmic value of the difference or ratio. Here, since the radiation dose for each pixel in each radiation image varies depending on the thickness of the specific structure included in the subject, each of the values set based on the logarithm of the difference or ratio of the radiation dose The predetermined weighting coefficient for each pixel has a value corresponding to the thickness of the specific structure. Therefore, by multiplying each image signal by the set predetermined weighting coefficient, unnecessary structures can be almost completely removed regardless of the thickness of the structures included in the subject. As a result, a difference signal representing an image in which the specific structure is appropriately extracted can be obtained.
[0026]
Also, by obtaining a table or function representing the relationship between the logarithmic value of the radiation dose logarithm or the logarithmic value of the ratio and the predetermined weighting factor in advance, the predetermined weighting factor can be easily obtained by referring to this table or function. Can be set. Therefore, the difference signal can be calculated efficiently.
[0027]
Furthermore, by preparing a plurality of tables or functions according to the shooting conditions and switching these tables or functions according to the shooting conditions and setting a predetermined weighting factor, the specific structure is appropriately set regardless of the shooting conditions. Can be extracted.
[0028]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0029]
FIG. 1 is a diagram showing an imaging apparatus for performing so-called one-shot energy subtraction, in which radiation 2 transmitted through the same subject 1 is irradiated to two sheets of stimulable phosphor sheets IP1 and IP2 while changing energy. . As shown in FIG. 1, the first stimulable phosphor sheet IP1 is disposed closer to the radiation source 3, and the second stimulable phosphor sheet IP2 is disposed at a slight distance from the first stimulable phosphor sheet IP1. A radiation energy conversion filter 5 made of a copper plate is disposed between IP1 and IP2, and the radiation source 3 is driven. As a result, the first stimulable phosphor sheet IP1 is subject to low-pressure radiation 2 including so-called soft lines, while the second stimulable phosphor sheet IP2 is subject to high-pressure radiation 2 from which soft lines are removed. Are stored and recorded. At this time, the positional relationship of the subject 1 is the same between the stimulable phosphor sheets IP1 and IP2. Thereby, radiation images having different image information of at least a part of the subject 1 are accumulated and recorded on the two stimulable phosphor sheets IP1 and IP2.
[0030]
FIG. 2 is a schematic diagram showing the configuration of a radiation image reading apparatus to which the energy subtraction device according to the present embodiment is applied. Of the sheets IP1 and IP2 on which radiation images are accumulated and recorded as described above, first, the stimulable phosphor sheet IP1 is moved in the direction of the arrow Y by the endless belt 9, while the laser light (excitation light) from the laser light source 10 is moved. 11 is deflected by the scanning mirror 12, and the main surface of the sheet IP1 is scanned in the X direction. By this excitation light scanning, the stimulable phosphor sheet IP1 diverges the stimulated emission light 13 having a light amount corresponding to the stored and recorded radiation image information. The photostimulated emission light 13 is incident on the inside of the light guide 14 from one end face of a light guide 14 formed by molding a transparent acrylic plate, proceeds while repeating total reflection, and is a photomultiplier. (Photomultiplier tube) 15 receives the light. The photomultiplier 15 outputs an analog output signal Q1 corresponding to the emission amount of the stimulated emission light 13, that is, indicating the image information.
[0031]
The output signal Q1 is logarithmically converted by the logarithmic converter 16, and then input to the A / D converter 17, where it is converted into a digital image signal S1. Next, in exactly the same manner, the image information recorded on the other stimulable phosphor sheet IP2 is read to obtain an output signal Q2, and the output signal Q2 is logarithmically converted by the logarithmic converter 16. The A / D converter 17 converts the digital image signal S2.
[0032]
The image signals S1 and S2 are input to the subtraction means 18, where energy subtraction processing is performed, and a difference signal S representing a radiographic image of the soft part and bone part in the subject. _S , S _B Is obtained. The weighting coefficients for the image signals S1 and S2 when performing this energy subtraction process are set in the setting unit 19 with reference to the table T stored in the storage unit 20. Hereinafter, the setting of the weighting coefficient will be described.
[0033]
In the subtraction means 18, energy subtraction processing is performed as shown in the following equations (5) and (6), and a difference signal S representing a soft part image in which only the soft part is extracted. _S And a difference signal S representing the bone image from which only the bone portion is extracted _B Is obtained.
[0034]
[Expression 4]

In the above formulas (5) and (6), the average attenuation coefficient multiplied by the image signals S1 and S2 is the weighting coefficient.
[0035]
Here, the substance has a radiation attenuation coefficient that depends on the radiation energy. On the other hand, when the radiation irradiated to the subject is not monochromatic but distributed in a certain energy range, the energy distribution of the radiation irradiated to the stimulable phosphor sheets IP1 and IP2 is a substance (bone, A phenomenon called beam hardening that varies depending on the thickness of the soft part) occurs. Therefore, in the present embodiment, the average attenuation coefficient is defined as the weight attenuation average of the radiation attenuation coefficient of the substance detected, that is, the energy distribution of the radiation irradiated to the stimulable phosphor sheet. Therefore, the average attenuation coefficient varies depending on the thickness of the substance.
[0036]
By the way, for a plurality of substances (for example, bone and soft parts of the human body) having a characteristic that the average attenuation coefficient decreases smoothly with respect to the radiation energy, the relationship between the radiation energy of the radiation transmitted through each substance and the average attenuation coefficient is expressed as follows. It can be approximated with a simple formula. For example, there is a relationship shown in FIG. 3A between the radiation energy and the average attenuation coefficient for each of the bone and soft parts of the human body. Here, by multiplying the average attenuation coefficient of the bone part by a constant p and further adding a constant q (q> 0), as shown in FIG. 3B and the following expression (7), The average attenuation coefficient can be approximately expressed using the average attenuation coefficient of the bone. In the present embodiment, the suffix “S” of the average attenuation coefficient represents a soft part, and “B” represents a bone part.
[0037]
[Equation 5]

Conversely, by multiplying the average attenuation coefficient of the soft part by a constant p ′ and adding a constant q ′ (q> 0), the average attenuation coefficient of the bone part is obtained as shown in the following equation (8). It can be expressed approximately using the average attenuation coefficient.
[0038]
[Formula 6]

Here, when the energy radiation distribution of the radiation source 3 is S (E) and the sensitivity to the radiation energy of the sheets IP1 and IP2 is D (E), the energy distribution I1 (E), of the radiation irradiated to the sheets IP1 and IP2 I2 (E) can be represented by the following formulas (9) and (10).
[0039]
[Expression 7]

In the equations (9) and (10), A (E) = S (E) D (E), B (E) = S (E) exp [−μ _IP (E) t _IP −μ _Cu (E) t _Cu ] Substituting D (E), the radiation doses I1 and I2 irradiated to the stimulable phosphor sheets IP1 and IP2 are as shown in the following formulas (11) and (12).
[0040]
[Equation 8]

The integration is performed over the entire energy range of radiation.
[0041]
As described above, the average attenuation coefficient is defined as a weighted average of the radiation attenuation coefficient of a substance by the energy distribution of the detected radiation. Therefore, the average attenuation coefficient of the soft part and the bone part in the sheet IP1 is expressed by the following formulas (13) and (14).
[0042]
[Equation 9]

On the other hand, the average attenuation coefficient of the soft part and the bone part in the sheet IP2 is expressed by the following formulas (15) and (16).
[0043]
[Expression 10]

When the relationship of the above formula (7) is established, the difference between the logarithmic values ln (I1) and ln (I2) (hereinafter referred to as logarithmic doses) of the radiation doses I1 and I2 is calculated from the above formulas (11) and (12). The following equation (17) is obtained.
[0044]
## EQU11 ##

As shown in equation (17), t _S , T _B The logarithmic doses ln (I1) and ln (I2) represented by the two variables are obtained as a difference ln (I1) −ln (I2), and pt _S + T _B It can be seen that it is represented by one variable. Here, for convenience, t = pt _S + T _B Then, the equation (17) can be rewritten into the following equation (18).
[0045]
[Expression 12]

On the other hand, considering the average attenuation coefficient of the seat IP1, by applying the relationship of the equation (7) to the above equations (13) and (14) and rearranging, the equations (13) and (14) can be changed to the following equations ( 19) and (20).
[0046]
[Formula 13]

Considering the average attenuation coefficient of the seat IP2, by applying the relationship of the equation (7) to the equations (15) and (16), the equations (15) and (16) are changed to the following equations (21), (22) can be rewritten.
[0047]
[Expression 14]

Since the difference between the radiation doses IP1 and IP2 of the sheets IP1 and IP2 decreases as the thickness of the object increases, it can be assumed that the above equation (18) is a monotonically decreasing function with respect to t. Further, as shown in FIG. 3, when the average attenuation coefficient monotonously decreases with respect to the radiation energy, the average attenuation coefficient also decreases when the thickness of the object increases and the radiation transmitted through the object is biased toward the high pressure side. The above formulas (19) to (22) can also be estimated to be monotonically decreasing functions with respect to t. Here, the value of a function that monotonously decreases with a certain variable as a medium corresponds to one to one. Therefore, the above formula (18) and the formulas (19) to (22) both correspond monotonously because both decrease monotonously through t. Therefore, between the logarithmic dose difference and the average attenuation coefficient, as shown in the following equations (23) to (26), a certain function F _S , F _B , F _S ', F _B A relationship involving ′ is established.
[0048]
[Expression 15]

Therefore, the function F _S , F _B , F _S ', F _B If ′ is obtained experimentally in advance, the average attenuation coefficient can be obtained based on the logarithmic dose difference. FIG. 4 is a diagram showing plot results of the logarithmic dose difference of the radiation irradiated to the sheets IP1 and IP2 and the average attenuation coefficient in the sheet IP1 when the thicknesses of the soft part and the bone part are variously changed experimentally. As shown in FIG. 4, it can be seen that the log dose difference and the average attenuation coefficient are located on a curve represented by a certain function.
[0049]
In the present embodiment, the function F _S , F _B , F _S ', F _B The relationship between the logarithmic dose difference represented by ′ and the average attenuation coefficient (average attenuation coefficient of the soft part and bone part for each of the sheets IP1 and IP2) (four types) is obtained in advance as a table T and stored. 20 and referring to this table T, the subtraction means 18 uses the difference signal S as shown in the above equations (5) and (6). _S , S _B In the setting means 19, an average attenuation coefficient, that is, a weighting coefficient, is calculated.
[0050]
Note that the radiation doses at the individual pixel positions of the sheets IP1 and IP2 cannot be directly detected. On the other hand, since the signal values of the image signals S1 and S2 obtained from the sheets IP1 and IP2 increase as the radiation dose increases, the image signals S1 and S2 and the radiographs I1 and I2 can be associated with each other. Therefore, in this embodiment, the logarithmically converted and A / D converted image signals S1 and S2 are used as the radiation doses I1 and I2. Here, since the image signals S1 and S2 are logarithmically converted, the difference signal between the image signals S1 and S2 corresponds to the logarithmic dose difference ln (I1) -ln (I2). Accordingly, the table T is stored in the storage unit 20 as a relationship between the difference signal S1-S2 and the average attenuation coefficient.
[0051]
Next, the operation of this embodiment will be described. FIG. 5 is a flowchart showing the operation of this embodiment. The output signals Q1 and Q2 read from the sheets IP1 and IP2 are logarithmically converted by the logarithmic converter 16 (step S1) and A / D converted by the A / D converter 17 to obtain digital image signals S1 and S2. (Step S2). The image signals S1 and S2 are input to the setting means 19, where, as described above, the difference signal S1-S2 corresponding to the log dose difference ln (I1) -ln (I2) is calculated for each corresponding pixel, With reference to the table T based on the difference signal S1-S2, the average attenuation coefficient of the soft part and the bone part for each of the sheets IP1 and IP2 is set for each pixel as a weighting coefficient (step S3). The weighting coefficient is input to the subtraction means 18, and the image signals S1 and S2 are weighted by this weighting coefficient and the calculations shown in the above equations (5) and (6) are performed to represent the radiographic images of the soft part and bone part in the subject. Difference signal S _S , S _B (Step S4), and the process ends. S obtained _S , S _B Is reproduced by a reproduction means (not shown) (printer, CRT, etc.) and used for diagnosis.
[0052]
Thus, in the present embodiment, in view of the fact that there is a certain relationship between the logarithmic difference of the radiation doses in the sheets IP1 and IP2, that is, the logarithmic dose difference and the average attenuation coefficient, based on the logarithmic dose difference. The average attenuation coefficient, that is, the weighting coefficient when performing the energy subtraction process is set for each pixel. Here, since the radiation dose for each pixel differs depending on the thickness of the soft part and bone part included in the subject, the average attenuation coefficient for each pixel set based on the difference in the logarithmic value of the radiation dose is It has a value corresponding to the thickness of the soft part and the bone part. Therefore, by performing the energy subtraction process using the set average attenuation coefficient as a weighting coefficient for each of the image signals S1 and S2, the soft part and the bone part are appropriately set regardless of the thickness of the soft part and the bone part included in the subject. A difference signal S representing the extracted image _S , S _B Can be obtained.
[0053]
Moreover, in the said embodiment, since the table T showing the relationship between a logarithmic dose difference and an average attenuation coefficient is calculated | required previously, a weighting coefficient can be set easily and, thereby, difference signal S _S , S _B Can be calculated efficiently.
[0054]
In the above embodiment, the average attenuation coefficient is set based on the logarithmic dose difference ln (I1) −ln (I2) of the radiation doses I1 and I2, but lnI1−lnI2 = ln (I1 / I2) Since there is a relationship, the average attenuation coefficient may be set based on the logarithm value ln (I1 / I2) of the ratio I1 / I2 of the radiation doses I1 and I2.
[0055]
Moreover, in the said embodiment, although the relationship between a logarithmic dose difference and an average attenuation coefficient is calculated | required as the table T, the said function F _S , F _B , F _S ', F _B 'Is stored in the storage means 20 and each function F is calculated from the logarithmic dose difference ln (I1) -ln (I2). _S , F _B , F _S ', F _B The average attenuation coefficient may be calculated using ′.
[0056]
Here, the relationship between the logarithmic dose difference and the average attenuation coefficient varies depending on imaging conditions such as the voltage of the radiation source 3 used at the time of imaging, the type of the radiation source 3, and the sensitivity of the sheets IP1 and IP2. Therefore, as shown in FIG. 6, a plurality of tables T1, T2,... According to various photographing conditions are prepared in advance and stored in the storage means 20, and photographing from the input means 21 such as a keyboard and a mouse is performed. An input of conditions may be accepted, and an average attenuation coefficient may be set by selecting a table T suitable for the shooting conditions according to the input shooting conditions.
[0057]
In the above-described embodiment, the image signals S1 and S2 are obtained using the stimulable phosphor sheets IP1 and IP2 as radiation detection means. However, other radiation detection means such as an X-ray film and a semiconductor sensor may be used. Good.
[0058]
Furthermore, in the above embodiment, a so-called one-shot method for obtaining two image signals S1 and S2 to be subtracted simultaneously by one shooting has been described. However, the present invention is not limited to this, and two or more sheets can be stored. The present invention can also be applied to a case where an image signal obtained by a so-called multiple shot method in which imaging is performed using two or more types of radiation having different energy distributions on the phosphor sheet, and energy subtraction processing is performed. Note that when the multiple shot method is used, a large number of image signals are obtained, and energy subtraction processing is performed using two of the image signals.
[0059]
In the above embodiment, the subject is a human body, and radiographic images representing the soft and bone parts of the human body are obtained. For example, in the field of manufacturing industrial products, a certain product is photographed before and after a durability test. An energy subtraction process is performed on an image signal representing a radiographic image to detect a change in structure. In the field of food production, energy subtraction processing may be performed on an image signal representing a radiographic image of normal food and shipped food to inspect foreign matter of the produced food. Thus, the present invention can be applied to energy subtraction processing other than medical use.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram for explaining recording of a radiation image on a stimulable phosphor sheet in an embodiment of an energy subtraction method according to the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration of a radiation image reading apparatus to which an energy subtraction device according to an embodiment of the present invention is applied.
FIG. 3 is a graph showing the relationship between radiation energy and average attenuation coefficient
FIG. 4 is a graph showing the relationship between the log dose difference and the average attenuation coefficient.
FIG. 5 is a flowchart showing the operation of the embodiment.
FIG. 6 is a schematic diagram showing the configuration of a radiation image reading apparatus to which an energy subtraction device according to another embodiment of the present invention is applied.
[Explanation of symbols]
1 Subject
2 radiation
3 Radiation sources
IP1, IP2 storage phosphor sheet
10 Laser light source
11 Laser light
12 Scanning mirror
13 photostimulated light
14 Light guide
15 Photomultiplier
16 Logarithmic converter
17 A / D converter
18 Subtraction means
19 Setting means
20 storage means
21 Input means

Claims

With respect to a plurality of image signals representing a plurality of radiation images having at least some image information different from each other and obtained by radiation having different energy distributions transmitted through the same subject, the signals between corresponding signals are described above. In the energy subtraction method for obtaining a difference signal representing an image of the specific structure of the subject by performing a subtraction by multiplying each image signal by a predetermined weighting factor,
Based on the difference in the logarithmic value of the radiation dose at each pixel between the radiographic images when obtaining the plurality of radiographic images, or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose at each pixel between the respective radiographic images The energy subtraction method, wherein the predetermined weighting coefficient is set for each time.

2. The predetermined weighting coefficient is set with reference to a table or function representing a relationship between a logarithmic value of the logarithm value calculated in advance or a logarithmic value of the ratio and the predetermined weighting coefficient. The energy subtraction method described.

Preparing a plurality of tables or functions representing the relationship set according to imaging conditions when obtaining the radiographic image, accepting selection of the table or function based on imaging conditions when obtaining the radiographic image, 3. The energy subtraction method according to claim 2, wherein the predetermined weighting coefficient is set with reference to a selected table or function.

With respect to a plurality of image signals representing a plurality of radiation images having at least some image information different from each other and obtained by radiation having different energy distributions transmitted through the same subject, the signals between corresponding signals are described above. In the energy subtraction device that obtains a difference signal representing an image of the specific structure of the subject by performing a subtraction by multiplying each image signal by a predetermined weighting factor,
Based on the difference in the logarithmic value of the radiation dose at each pixel between the radiographic images when obtaining the plurality of radiographic images, or the logarithmic value of the ratio of the radiation dose at each pixel between the respective radiographic images An energy subtraction device comprising setting means for setting the predetermined weighting factor for each.

A storage unit storing a table or a function representing a relationship between the logarithmic value of the logarithm value calculated in advance or the logarithm value of the ratio and the predetermined weighting coefficient;
5. The energy subtraction apparatus according to claim 4, wherein the setting means is means for setting the predetermined weighting coefficient with reference to a table or function stored in the storage means.

The storage means stores a plurality of tables or functions representing the relationship set in accordance with imaging conditions when obtaining the radiation image.
The setting unit is a unit that accepts selection of the table or function based on an imaging condition when the radiographic image is obtained, and sets the predetermined weighting coefficient with reference to the selected table or function. The energy subtraction device according to claim 5.

With respect to a plurality of image signals representing a plurality of radiation images having at least some image information different from each other and obtained by radiation having different energy distributions transmitted through the same subject, the signals between corresponding signals are described above. A computer-readable recording medium having recorded thereon a program for causing a computer to execute an energy subtraction method for obtaining a difference signal representing an image of a specific structure of the subject by multiplying each image signal by a predetermined weighting factor. In
The program is based on a logarithmic value of a logarithmic value of the radiation dose at each pixel between the radiographic images when the plurality of radiographic images are obtained, or a logarithmic value of a ratio of the radiation dose at each pixel between the radiographic images. A computer-readable recording medium comprising a procedure for setting the predetermined weighting coefficient for each pixel.

The procedure for setting the predetermined weighting factor is performed by referring to a table or function that represents a difference between the logarithmic value calculated in advance or a logarithmic value of the ratio and the predetermined weighting factor. The computer-readable recording medium according to claim 7, wherein the computer-readable recording medium is a procedure for setting the recording medium.

When a plurality of tables or functions representing the relationship set according to the imaging conditions when obtaining the radiographic image are prepared, the procedure for setting the predetermined weighting factor is the imaging conditions when the radiographic image is obtained. 9. The computer-readable recording medium according to claim 8, wherein a selection of the table or function is received based on the selected table or function, and the predetermined weighting coefficient is set with reference to the selected table or function. .