JP6398685B2

JP6398685B2 - Tomographic image generation system and image processing apparatus

Info

Publication number: JP6398685B2
Application number: JP2014254089A
Authority: JP
Inventors: 拓也山村
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2014-12-16
Filing date: 2014-12-16
Publication date: 2018-10-03
Anticipated expiration: 2034-12-16
Also published as: JP2016112248A

Description

本発明は、断層画像生成システム及び画像処理装置に関する。 The present invention relates to a tomographic image generation system and an image processing apparatus.

従来、医療の分野では、トモシンセシス撮影やＣＴ（Computed Tomography）撮影によって被写体を放射線撮影し、得られた投影画像を再構成して被写体の断層画像を生成する技術が知られている。 2. Description of the Related Art Conventionally, in the medical field, a technique is known in which a subject is radiographed by tomosynthesis imaging or CT (Computed Tomography) imaging, and a tomographic image of the subject is generated by reconstructing the obtained projection image.

しかしながら、被写体に金属等の放射線の吸収係数（質量吸収係数）の非常に高い高吸収体（以下、高吸収体と呼ぶ）が含まれると、断層画像上に、筋状のストリークアーチファクトや、ビームハードニングに起因して高吸収体の周囲が黒く潰れるアーチファクトが生じてしまう。 However, if the subject contains a high-absorber (hereinafter referred to as a high-absorber) having a very high radiation absorption coefficient (mass absorption coefficient) such as metal, a streak streak artifact or beam on the tomographic image Due to the hardening, an artifact is generated in which the periphery of the superabsorbent body is crushed in black.

そこで、例えば、特許文献１には、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法において投影画像から断層画像を再構成する際に、フィルター対象画素と周囲の画素との差分値と閾値との比較結果によってフィルターの形状を変えてＦＢＰ法による再構成を行うことでストリークアーチファクトを低減する技術が記載されている。ＦＢＰ法においては高周波を増幅するフィルターで投影画像をフィルター処理してからバックプロジェクションを行うが、高吸収体を高周波を増幅するフィルターに通すとアーチファクトが目立つので、特許文献１では高吸収体に対してフィルターの形状を変えて高吸収物体には高周波を強めないようにしている。 Therefore, for example, in Patent Document 1, when a tomographic image is reconstructed from a projection image in the FBP (Filtered Back Projection) method, the filter value is determined based on a comparison result between a difference value between a filter target pixel and surrounding pixels and a threshold value. A technique for reducing streak artifacts by changing the shape and performing reconstruction using the FBP method is described. In the FBP method, the projection image is filtered with a filter that amplifies high frequency, and then back projection is performed. However, if the high absorber is passed through a filter that amplifies high frequency, artifacts are conspicuous. Therefore, the shape of the filter is changed so that the high-absorption object does not increase the high frequency.

また、特許文献２には、投影画像において金属領域の両端の境界値を用いて金属領域を補間し、ＦＢＰ法により再構成を行うことが記載されている。 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-228620 describes that a metal region is interpolated using boundary values at both ends of the metal region in a projection image, and reconstruction is performed by the FBP method.

特開２０１３−１４４０９７号公報JP 2013-144097 A 特開２０１０−９９１１４号公報JP 2010-99114 A

しかしながら、特許文献１に記載の技術では、閾値の大きさによってはストリークアーチファクトが低減しきれない場合がある。また、ビームハードニング起因のアーチファクトには効果がない。 However, in the technique described in Patent Document 1, streak artifacts may not be reduced depending on the threshold value. Also, there is no effect on artifacts caused by beam hardening.

また、特許文献２に記載の技術では、補間に金属領域の両端の情報しか用いていないため、補間が不自然になる可能性があり、精度よくアーチファクトを低減することができない。 Further, in the technique described in Patent Document 2, since only information on both ends of the metal region is used for the interpolation, the interpolation may become unnatural, and the artifacts cannot be reduced with high accuracy.

本発明の課題は、投影画像に含まれる金属等の高吸収体に起因して発生する断層画像上のアーチファクトを処理時間を考慮しながら精度よく低減できるようにすることである。 An object of the present invention is to make it possible to accurately reduce artifacts on a tomographic image caused by a high-absorber such as a metal contained in a projection image while considering processing time.

上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、
被写体に放射線を照射する放射線源と、放射線を検出して電気信号を生成する放射線検出素子が二次元状に配置され、照射された放射線に応じた投影画像を取得する放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器の間に設けられ、被写体を保持する被写体台と、を備え、前記放射線源と前記放射線検出器との位置関係を変化させながら所定回数の前記投影画像の取得を行う撮影手段と、
前記撮影手段により取得された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う画像処理手段と、
を備える断層画像生成システムであって、
前記画像処理手段は、
前記撮影手段により取得された投影画像から放射線の高吸収体領域を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出された高吸収体領域の大きさ及び／又は形状の特徴量を算出する特徴量算出手段と、
特徴量と補間方法とが対応付けられたテーブルを記憶する記憶手段と、
前記特徴量算出手段により算出された特徴量に基づいて、前記投影画像における前記高吸収体領域の画素を補間する際の補間方法を、前記テーブルを用いて決定する決定手段と、
前記決定手段により決定された補間方法で前記投影画像の前記高吸収体領域の補間を行う補間手段と、を備え、
前記高吸収体領域が補間された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う。 In order to solve the above-mentioned problem, the invention described in claim 1
A radiation source that irradiates a subject with radiation, a radiation detector that detects radiation and generates an electrical signal in a two-dimensional manner, a radiation detector that acquires a projection image corresponding to the irradiated radiation, and the radiation An imaging device that is provided between a radiation source and a radiation detector and that holds a subject, and obtains the projection image a predetermined number of times while changing a positional relationship between the radiation source and the radiation detector. Means,
Image processing means for generating a tomographic image of the subject using the projection image acquired by the imaging means;
A tomographic image generation system comprising:
The image processing means includes
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the projection image acquired by the imaging means;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the projection image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the projection image by the interpolation method determined by the determining means,
A tomographic image of the subject is generated using a projection image in which the superabsorbent region is interpolated.

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、
前記画像処理手段は、前記抽出手段により抽出された高吸収体領域のみの投影画像と、前記補間手段による補間後の投影画像を別々に逆投影し、得られた２つの逆投影画像を合成して前記被写体の断層画像を生成する。 The invention according to claim 2 is the invention according to claim 1,
The image processing means separately back-projects the projection image of only the superabsorbent region extracted by the extraction means and the projection image after interpolation by the interpolation means, and combines the two obtained back-projection images. To generate a tomographic image of the subject.

請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、
前記画像処理手段は、
前記撮影手段により取得された投影画像に基づいて再構成処理を行って前記被写体の再構成画像を生成する再構成手段と、
前記再構成画像から放射線の高吸収体領域を抽出する第２の抽出手段と、
を備え、
前記補間手段による補間後の投影画像を逆投影した画像と、前記再構成画像から抽出された高吸収体領域の画像とを合成して前記被写体の断層画像を生成する。 The invention according to claim 3 is the invention according to claim 1,
The image processing means includes
Reconstruction means for generating a reconstructed image of the subject by performing reconstruction processing based on the projection image acquired by the photographing means;
Second extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
With
The tomographic image of the subject is generated by synthesizing the image obtained by back projecting the projection image after the interpolation by the interpolation means and the image of the superabsorbent region extracted from the reconstructed image.

請求項４に記載の発明は、
被写体に放射線を照射する放射線源と、放射線を検出して電気信号を生成する放射線検出素子が二次元状に配置され、照射された放射線に応じた投影画像を取得する放射線検出器と、前記放射線源と前記放射線検出器の間に設けられ、被写体を保持する被写体台と、を備え、前記放射線源と前記放射線検出器との位置関係を変化させながら所定回数の前記投影画像の取得を行う撮影手段と、
前記撮影手段により取得された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う画像処理手段と、
を備える断層画像生成システムであって、
前記画像処理手段は、
前記撮影手段により取得された投影画像に基づいて再構成処理を行って前記被写体の再構成画像を生成する再構成手段と、
前記再構成画像から放射線の高吸収体領域を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出された高吸収体領域の大きさ及び／又は形状の特徴量を算出する特徴量算出手段と、
特徴量と補間方法とが対応付けられたテーブルを記憶する記憶手段と、
前記特徴量算出手段により算出された特徴量に基づいて、前記再構成画像における前記高吸収体領域の画素を補間する際の補間方法を、前記テーブルを用いて決定する決定手段と、
前記決定手段により決定された補間方法で前記再構成画像の前記高吸収体領域の補間を行う補間手段と、を備え、
前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影し、前記撮影手段により得られた投影画像の前記高吸収体領域の画素値を前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影した画像の前記高吸収体領域の画素値で置き換えた投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う。 The invention according to claim 4
A radiation source that irradiates a subject with radiation, a radiation detector that detects radiation and generates an electrical signal in a two-dimensional manner, a radiation detector that acquires a projection image corresponding to the irradiated radiation, and the radiation An imaging device that is provided between a radiation source and a radiation detector and that holds a subject, and obtains the projection image a predetermined number of times while changing a positional relationship between the radiation source and the radiation detector. Means,
Image processing means for generating a tomographic image of the subject using the projection image acquired by the imaging means;
A tomographic image generation system comprising:
The image processing means includes
Reconstruction means for generating a reconstructed image of the subject by performing reconstruction processing based on the projection image acquired by the photographing means;
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the reconstructed image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the reconstructed image by the interpolation method determined by the determining means,
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected on the pixel value of the superabsorber region in the projection image obtained by the photographing means. The tomographic image of the subject is generated using the projection image replaced with the pixel value of the superabsorbent region of the image.

請求項５に記載の発明は、請求項４に記載の発明において、
前記画像処理手段は、
前記再構成画像における高吸収体領域のみを投影して前記投影画像における高吸収体領域の位置を算出する算出手段を備え、
前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影し、前記撮影手段により得られた投影画像の前記算出手段により算出された高吸収体領域の位置の画素値を前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影した画像の前記高吸収体領域の画素値で置き換え、画素値の置き換え後の投影画像を逆投影し、得られた逆投影画像と、前記抽出手段により再構成画像から抽出された高吸収体領域の画像とを合成して前記被写体の断層画像を生成する。 The invention according to claim 5 is the invention according to claim 4,
The image processing means includes
Calculating means for calculating the position of the superabsorber region in the projection image by projecting only the superabsorber region in the reconstructed image;
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the superabsorber region interpolates the pixel value of the position of the superabsorber region calculated by the calculation unit of the projection image obtained by the photographing unit. The reconstructed image is replaced with the pixel value of the superabsorbent region of the projected image, the projection image after the replacement of the pixel value is backprojected, and the obtained backprojected image and the reconstructed image by the extraction means The tomographic image of the subject is generated by combining the extracted image of the high-absorber region.

請求項６に記載の発明は、
放射線源と放射線検出器との間に被写体を配置して前記放射線源と前記放射線検出器との位置関係を変化させながら所定回数の投影画像の取得を行うことにより取得された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う画像処理装置であって、
前記撮影手段により取得された投影画像から放射線の高吸収体領域を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出された高吸収体領域の大きさ及び／又は形状の特徴量を算出する特徴量算出手段と、
特徴量と補間方法とが対応付けられたテーブルを記憶する記憶手段と、
前記特徴量算出手段により算出された特徴量に基づいて、前記投影画像における前記高吸収体領域の画素を補間する際の補間方法を、前記テーブルを用いて決定する決定手段と、
前記決定手段により決定された補間方法で前記投影画像の前記高吸収体領域の補間を行う補間手段と、を備え、
前記高吸収体領域が補間された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う。 The invention described in claim 6
Using a projection image acquired by arranging a subject between a radiation source and a radiation detector and acquiring a projection image a predetermined number of times while changing the positional relationship between the radiation source and the radiation detector. An image processing apparatus for generating a tomographic image of the subject,
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the projection image acquired by the imaging means;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the projection image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the projection image by the interpolation method determined by the determining means,
A tomographic image of the subject is generated using a projection image in which the superabsorbent region is interpolated.

請求項７に記載の発明は、
放射線源と放射線検出器との間に被写体を配置して前記放射線源と前記放射線検出器との位置関係を変化させながら所定回数の投影画像の取得を行うことにより取得された投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う画像処理装置であって、
前記撮影手段により取得された投影画像に再構成処理を施して再構成画像を生成する再構成手段と、
前記再構成画像から放射線の高吸収体領域を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出された高吸収体領域の大きさ及び／又は形状の特徴量を算出する特徴量算出手段と、
特徴量と補間方法とが対応付けられたテーブルを記憶する記憶手段と、
前記特徴量算出手段により算出された特徴量に基づいて、前記再構成画像における前記高吸収体領域の画素を補間する際の補間方法を、前記テーブルを用いて決定する決定手段と、
前記決定手段により決定された補間方法で前記再構成画像の前記高吸収体領域の補間を行う補間手段と、を備え、
前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影し、前記撮影手段により得られた投影画像の前記高吸収体領域の画素値を前記高吸収体領域が補間された再構成画像を投影した画像の前記高吸収体領域の画素値で置き換えた投影画像を用いて前記被写体の断層画像の生成を行う。 The invention described in claim 7
Using a projection image acquired by arranging a subject between a radiation source and a radiation detector and acquiring a projection image a predetermined number of times while changing the positional relationship between the radiation source and the radiation detector. An image processing apparatus for generating a tomographic image of the subject,
Reconstructing means for generating a reconstructed image by performing reconstruction processing on the projection image acquired by the photographing means;
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the reconstructed image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the reconstructed image by the interpolation method determined by the determining means,
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected on the pixel value of the superabsorber region in the projection image obtained by the photographing means. The tomographic image of the subject is generated using the projection image replaced with the pixel value of the superabsorbent region of the image.

本発明によれば、投影画像に含まれる金属等の高吸収体に起因して起こる断層画像上のアーチファクトを処理時間を考慮しながら精度よく低減することが可能となる。 According to the present invention, it is possible to accurately reduce artifacts on a tomographic image caused by a high-absorbance material such as a metal contained in a projection image while considering the processing time.

本実施形態に係る断層画像生成システムの全体構成を示す図である。It is a figure showing the whole tomographic image generation system composition concerning this embodiment. トモシンセシス撮影を説明するための図である。It is a figure for demonstrating tomosynthesis imaging | photography. 図１のコンソールの機能的構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the functional structure of the console of FIG. 図３の制御部により実行される断層画像生成処理Ａを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the tomographic image generation process A performed by the control part of FIG. 高吸収体領域を含む投影画像の一例である。It is an example of the projection image containing a high absorber region. 図５に示す投影画像から高吸収体領域のみが抽出された投影画像の一例である。It is an example of the projection image which extracted only the superabsorbent area | region from the projection image shown in FIG. Image Inpaintingで補間することが好ましい画像の一例である。An example of an image that is preferably interpolated by Image Inpainting. 線形補間等の、処理時間が短い補間方法が好ましい画像の例である。An interpolation method with a short processing time, such as linear interpolation, is an example of a preferable image. 図５の高吸収体領域が補間された投影画像の一例である。It is an example of the projection image by which the superabsorber area | region of FIG. 5 was interpolated. （ａ）は、図５に示す投影画像をそのまま再構成することにより生成された断層画像、（ｂ）は、図５に示す投影画像に上述の断層画像生成処理Ａを施すことによって生成された断層画像の一例である。(A) is a tomographic image generated by reconstructing the projection image shown in FIG. 5 as it is, and (b) is generated by performing the above-described tomographic image generation processing A on the projection image shown in FIG. It is an example of a tomographic image. 図３の制御部により実行される断層画像生成処理Ｂを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the tomographic image generation process B performed by the control part of FIG. 図３の制御部により実行される断層画像生成処理Ｃを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the tomographic image generation process C performed by the control part of FIG.

以下、添付図面を参照して本発明に係る好適な実施形態を詳細に説明する。なお、本発明は、図示例に限定されるものではない。 Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. The present invention is not limited to the illustrated example.

＜第１の実施形態＞
［断層画像生成システム１００の構成］
まず、本発明の第１の実施形態に係る断層画像生成システム１００の概略構成について説明する。断層画像生成システム１００は、被写体Ｈ（人体の部位）をトモシンセシス撮影することにより得られた投影画像を用いて被写体Ｈの断層画像を生成するシステムである。図１に、本実施形態に係る断層画像生成システム１００の概略構成を示す。図１に示すように、断層画像生成システム１００は、主に、放射線撮影装置１やコンソール９０等で構成されている。
なお、以下の説明において、被写体台５４の長手方向（被写体台５４に配置された被写体Ｈの体軸方向）をｙ軸方向、撮影面（放射線が照射される面）においてｙ軸方向と直交する方向をｘ軸方向、放射線照射方向（被写体Ｈの厚さ方向）をｚ軸方向として説明する。 <First Embodiment>
[Configuration of the tomographic image generation system 100]
First, a schematic configuration of the tomographic image generation system 100 according to the first embodiment of the present invention will be described. The tomographic image generation system 100 is a system that generates a tomographic image of the subject H using a projection image obtained by tomosynthesis imaging of the subject H (part of the human body). FIG. 1 shows a schematic configuration of a tomographic image generation system 100 according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, the tomographic image generation system 100 mainly includes a radiation imaging apparatus 1 and a console 90.
In the following description, the longitudinal direction of the subject table 54 (the body axis direction of the subject H arranged on the subject table 54) is orthogonal to the y-axis direction, and the imaging surface (surface irradiated with radiation) is orthogonal to the y-axis direction. The direction will be described as the x-axis direction, and the radiation irradiation direction (thickness direction of the subject H) is the z-axis direction.

断層画像生成システム１００は、撮影室１０１ａや前室（操作室等ともいう。）１０１ｂの内外に設けられるようになっている。撮影室１０１ａ内には、放射線撮影装置１の撮影台５０、放射線源６１等が設けられている。また、撮影室１０１ａ内には、放射線検出器Ｆと後述するコンソール９０との間の無線通信を中継するためのアクセスポイントＡＰ等も設けられている。 The tomographic image generation system 100 is provided inside and outside an imaging room 101a and a front room (also referred to as an operation room) 101b. In the imaging room 101a, an imaging table 50 of the radiation imaging apparatus 1, a radiation source 61, and the like are provided. In the radiographing room 101a, an access point AP for relaying wireless communication between the radiation detector F and a console 90 described later is also provided.

また、前室１０１ｂには、放射線照射装置６０の操作卓６２や曝射スイッチ６３等が設けられている。また、図１では、制御ＢＯＸ８０やコンソール９０等が前室１０１ｂの外に設けられている場合が示されているが、それらを前室１０１ｂ内等に設けることも可能である。 The front chamber 101b is provided with a console 62 of the radiation irradiation device 60, an exposure switch 63, and the like. Further, FIG. 1 shows a case where the control BOX 80, the console 90, and the like are provided outside the front chamber 101b, but they can also be provided inside the front chamber 101b.

撮影手段としての放射線撮影装置１は、図１に示すように、放射線検出器Ｆと、放射線検出器Ｆ及び被写体Ｈを保持する撮影台５０と、放射線照射装置６０と、を備えて構成されている。なお、図１においては、一例として、臥位で被写体Ｈを撮影する放射線撮影装置１を側面から見た図を示している。 As shown in FIG. 1, the radiation imaging apparatus 1 as an imaging unit includes a radiation detector F, an imaging table 50 that holds the radiation detector F and the subject H, and a radiation irradiation apparatus 60. Yes. In addition, in FIG. 1, the figure which looked at the radiography apparatus 1 which image | photographs the to-be-photographed object H in the supine position as an example is shown.

放射線検出器Ｆは、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の半導体イメージセンサーによ
り構成される。ＦＰＤは、例えば、ガラス基板等を有しており、基板上の所定位置に、放射線源６１から照射されて少なくとも被写体Ｈを透過した放射線（Ｘ線）をその強度に応じて検出し、検出した放射線を電気信号に変換して蓄積する複数の検出素子（画素）がマトリックス状に配列されている。各画素は、例えばＴＦＴ（Thin Film Transistor）等のスイッチング部を備えて構成されており、当該各画素に蓄積された電気信号の読み取りをスイッチング部によりスイッチングしていき、放射線検出器Ｆに蓄積された電気信号を読み取ることにより、被写体Ｈの投影画像を取得する。なお、ＦＰＤには放射線をシンチレーターを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、放射線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
投影画像の各画素の値（信号値）は、放射線検出器Ｆに到達した放射線強度を電気信号に変換した値、即ち、放射線検出器Ｆに到達した放射線強度に相関する値であり、到達した放射線強度が高いほど信号値は大きくなる。また、本実施形態においては、投影画像の信号値が大きいほど黒く（高い濃度で）描出される。
放射線検出器Ｆは、ネットワークＮ１及び制御ＢＯＸ８０を介してコンソール９０と通信を行う機能、アクセスポイントＡＰを介してコンソール９０と通信を行うための無線通信機能を備えている。 The radiation detector F is configured by a semiconductor image sensor such as an FPD (Flat Panel Detector). The FPD has, for example, a glass substrate, and detects radiation (X-rays) emitted from the radiation source 61 and transmitted through at least the subject H at a predetermined position on the substrate according to its intensity. A plurality of detection elements (pixels) that convert radiation into electrical signals and store them are arranged in a matrix. Each pixel is configured to include a switching unit such as a TFT (Thin Film Transistor), for example. The electrical signal stored in each pixel is switched by the switching unit and stored in the radiation detector F. The projection image of the subject H is obtained by reading the electrical signal. The FPD includes an indirect conversion type in which radiation is converted into an electric signal by a photoelectric conversion element via a scintillator, and a direct conversion type in which radiation is directly converted into an electric signal, and either may be used.
The value (signal value) of each pixel of the projection image is a value obtained by converting the radiation intensity reaching the radiation detector F into an electrical signal, that is, a value correlated with the radiation intensity reaching the radiation detector F. The higher the radiation intensity, the greater the signal value. In the present embodiment, the larger the signal value of the projected image, the blacker the image is drawn (with higher density).
The radiation detector F has a function of communicating with the console 90 via the network N1 and the control BOX 80, and a wireless communication function of communicating with the console 90 via the access point AP.

撮影台５０は、検出器装填部５１、装填部支持部５２、搬送装置５３、被写体台５４等を備えて構成されている。
検出器装填部５１は、放射線検出器Ｆを保持する。
装填部支持部５２は、被写体台５４の被写体Ｈを載置する面とは反対の面の側に、被写体台５４の長手方向（被写体Ｈの体軸方向。ｙ軸方向。）に移動可能に設けられ、検出器装填部５１を支持する。
搬送装置５３は、図示を省略するが、例えば、駆動モーター等を備え、駆動モーターの回転力をラックアンドピニオンで装填部支持部５２に伝えて、装填部支持部５２を被写体台５４の長手方向（ｙ軸方向）に移動させる。なお、搬送装置５３は、装填部支持部５２を被写体台５４の長手方向に移動させることができるものであれば、どのような構成や機構等でも採用することが可能であり、上記のラックアンドピニオンを用いた構成等に限定されない。例えばアクチュエーター等の直線的な動きを装填部支持部５２に伝達して装填部支持部５２を移動させるように構成することも可能である。
被写体台５４は、放射線源６１の放射線照射方向に設けられた被写体Ｈを支持する台であり、アクリル板等の樹脂性の板や、カーボン板等の無機材料からなる板、或いは金属板等で構成されている。被写体台５４には、被写体台５４の長手方向（ｙ軸方向）に沿って装填部支持部５２を移動させるためのガイド（図示せず）が設けられている。 The imaging table 50 includes a detector loading unit 51, a loading unit support unit 52, a transport device 53, a subject table 54, and the like.
The detector loading unit 51 holds the radiation detector F.
The loading unit support unit 52 is movable in the longitudinal direction of the subject table 54 (the body axis direction of the subject H, the y-axis direction) on the side of the subject table 54 opposite to the surface on which the subject H is placed. It is provided and supports the detector loading unit 51.
Although not shown, the transport device 53 includes, for example, a drive motor, and transmits the rotational force of the drive motor to the loading unit support unit 52 with a rack and pinion. Move in (y-axis direction). The transport device 53 can adopt any configuration, mechanism, or the like as long as it can move the loading unit support unit 52 in the longitudinal direction of the subject table 54. It is not limited to the structure using a pinion. For example, a linear movement of an actuator or the like can be transmitted to the loading unit support unit 52 to move the loading unit support unit 52.
The subject table 54 is a table that supports the subject H provided in the radiation irradiation direction of the radiation source 61, and is a resin plate such as an acrylic plate, a plate made of an inorganic material such as a carbon plate, a metal plate, or the like. It is configured. The subject table 54 is provided with a guide (not shown) for moving the loading unit support 52 along the longitudinal direction (y-axis direction) of the subject table 54.

放射線照射装置６０は、被写体Ｈを介して放射線検出器Ｆに放射線を照射する放射線源６１と、放射線技師等の撮影者が管電流や管電圧、照射時間等の撮影条件を設定可能な操作卓６２と、撮影者が操作して放射線源６１からの放射線の照射を指示する曝射スイッチ６３と、放射線源６１を被写体台５４における被写体Ｈの体軸方向に沿って（ｙ軸方向に）移動させるとともに、移動させた位置で放射線源６１から照射する放射線が放射線検出器Ｆに照射されるように放射線源６１の照射角度をその位置によって傾ける放射線源移動機構６４等を備えて構成されている。放射線照射装置６０は、制御ＢＯＸ８０を介してコンソール９０から、又は操作卓６２により撮影条件が設定され、曝射スイッチ６３が押下されると、曝射スイッチ６３の押下信号をコンソール９０に送信し、コンソール９０からの制御信号に基づいて、設定された撮影条件で放射線源移動機構６４により放射線源６１を移動させつつ放射線源６１に放射線を照射させる。
また、放射線源６１の放射線照射方向には、放射線源６１から照射された放射線の照射領域を制限するコリメーター７５が設けられている。 The radiation irradiation device 60 includes a radiation source 61 that irradiates the radiation detector F through the subject H, and an operator console that allows a radiographer or other photographer to set imaging conditions such as tube current, tube voltage, and irradiation time. 62, an exposure switch 63 that is operated by the photographer to instruct irradiation of radiation from the radiation source 61, and the radiation source 61 is moved along the body axis direction of the subject H on the subject table 54 (in the y-axis direction). And a radiation source moving mechanism 64 that tilts the irradiation angle of the radiation source 61 according to the position so that the radiation detector F is irradiated with the radiation irradiated from the radiation source 61 at the moved position. . When the imaging condition is set from the console 90 via the control BOX 80 or the console 62 and the exposure switch 63 is pressed, the radiation irradiation device 60 transmits a pressing signal of the exposure switch 63 to the console 90. Based on the control signal from the console 90, the radiation source 61 is irradiated with radiation while the radiation source moving mechanism 64 moves the radiation source 61 under the set imaging conditions.
Further, a collimator 75 is provided in the radiation direction of the radiation source 61 to limit an irradiation area of the radiation emitted from the radiation source 61.

本実施形態では、放射線照射装置６０の放射線源６１として、被写体Ｈや放射線検出器Ｆに向けて放射線を円錐状に照射する放射線源、すなわちいわゆるコーンビームを照射する放射線源が用いられているが、放射線源６１を支点として扇のように略平面状に拡がる放射線（すなわちいわゆるファンビーム）を照射する放射線源を用いるように構成することも可能である。ファンビームを照射する放射線源を用いる場合には、当該一定方向にファンビームが拡がるように放射線源から放射線が照射される。 In the present embodiment, as the radiation source 61 of the radiation irradiation apparatus 60, a radiation source that irradiates radiation toward the subject H or the radiation detector F in a cone shape, that is, a radiation source that irradiates a so-called cone beam is used. The radiation source 61 may be configured to use a radiation source that irradiates radiation that spreads in a substantially planar shape (that is, a so-called fan beam) like a fan. In the case of using a radiation source that irradiates a fan beam, radiation is emitted from the radiation source so that the fan beam expands in the certain direction.

放射線源移動機構６４と搬送装置５３は、後述する制御ＢＯＸ８０を介してコンソール９０から送信される制御信号に応じて、互いに同期して、放射線源６１と装填部支持部５２とを回転中心Ｏ（図２参照）を中心として被写体台５４に沿って（即ち、ｙ軸方向に）互いに反対方向に移動させることにより、図２に示すように、放射線源６１と放射線検出器Ｆとを互いに反対方向に移動させる。 The radiation source moving mechanism 64 and the transport device 53 synchronize with each other in accordance with a control signal transmitted from the console 90 via a control box 80 described later, and rotate the radiation source 61 and the loading unit support unit 52 around the rotation center O ( 2), the radiation source 61 and the radiation detector F are moved in opposite directions as shown in FIG. 2 by moving in the opposite directions along the subject table 54 (that is, in the y-axis direction). Move to.

上記構成の放射線撮影装置１は、放射線源６１と放射線検出器Ｆとが同期して予め定められた撮影スタート位置から終了位置に反対方向に移動する間に、所定回数（複数回）のトモシンセシス撮影を行い、撮影ごとに放射線検出器Ｆで投影画像を取得するように構成されている。このとき、放射線源６１の光軸が放射線検出器Ｆの中央に照射されるように構成されている。 The radiation imaging apparatus 1 configured as described above is configured tomosynthesis imaging a predetermined number of times (a plurality of times) while the radiation source 61 and the radiation detector F move in the opposite direction from the predetermined imaging start position to the end position in synchronization. And the projection image is acquired by the radiation detector F for every photographing. At this time, the optical axis of the radiation source 61 is configured to irradiate the center of the radiation detector F.

その際、例えば、放射線源６１から放射線を途切れることなく連続的に照射し、その間に放射線検出器Ｆが所定回数の投影画像の取得処理を行うように構成することが可能である。或いは、放射線源６１から放射線を所定回数照射（パルス照射）して、放射線が照射されるごとに放射線検出器Ｆで投影画像を取得するように構成してもよい。 At that time, for example, it is possible to continuously irradiate the radiation from the radiation source 61 without interruption, and the radiation detector F may perform a predetermined number of times of projection image acquisition processing during that time. Alternatively, the radiation source 61 may be irradiated with a predetermined number of times (pulse irradiation), and the projection image may be acquired by the radiation detector F each time the radiation is irradiated.

なお、放射線検出器Ｆは、投影画像を取得するごとに、制御ＢＯＸ８０を介して画像処理装置としてのコンソール９０に取得した投影画像を送信するように構成してもよく、また、取得した各投影画像を一旦図示しない記憶部に保存しておき、所定回数の投影画像の取得処理が終了した時点で各投影画像をまとめてコンソール９０に送信するように構成することも可能である。 The radiation detector F may be configured to transmit the acquired projection image to the console 90 as the image processing apparatus via the control BOX 80 every time the projection image is acquired. It is also possible to store the image once in a storage unit (not shown) and transmit the projection images to the console 90 together when a predetermined number of times the projection image acquisition process is completed.

制御ＢＯＸ（中継器等ともいう。）８０は、ネットワークＮ１を介して放射線撮影装置１の各部や、検出器装填部５１に装填された放射線検出器Ｆ、コンソール９０等と接続されている。制御ＢＯＸ８０には、コンソール９０等から放射線照射装置６０に送信するＬＡＮ（Local Area Network）通信用の信号等を放射線照射装置６０用の信号等に変換したり、また、その逆の変換も行う図示しない変換器が内蔵されている。 A control BOX (also referred to as a repeater) 80 is connected to each unit of the radiation imaging apparatus 1, the radiation detector F loaded in the detector loading unit 51, the console 90, and the like via a network N1. In the control BOX 80, a LAN (Local Area Network) communication signal transmitted from the console 90 or the like to the radiation irradiation device 60 is converted into a signal for the radiation irradiation device 60, or vice versa. Does not have a built-in converter.

コンソール９０は、図３に示すように、制御部９１、操作部９２、表示部９３、通信部９４、記憶部９５を備えて構成され、各部がバス９６により接続されて構成されたコンピューター装置である。 As shown in FIG. 3, the console 90 includes a control unit 91, an operation unit 92, a display unit 93, a communication unit 94, and a storage unit 95, and is a computer device configured by connecting each unit via a bus 96. is there.

制御部９１は、ＣＰＵ、ＲＡＭ等により構成される。制御部９１のＣＰＵは、記憶部９５に記憶されているシステムプログラムや処理プログラム等の各種プログラムを読み出してＲＡＭに展開し、展開されたプログラムに従って後述する断層画像生成処理Ａを始めとする各種処理を実行する。制御部９１は、記憶部９５に記憶されているプログラムとの協働により、画像処理手段、抽出手段、特徴量算出手段、決定手段、補間手段として機能する。 The control unit 91 is configured by a CPU, a RAM, and the like. The CPU of the control unit 91 reads out various programs such as a system program and a processing program stored in the storage unit 95 and expands them in the RAM, and executes various processes including a tomographic image generation process A described later according to the expanded programs. Execute. The control unit 91 functions as an image processing unit, an extraction unit, a feature amount calculation unit, a determination unit, and an interpolation unit in cooperation with a program stored in the storage unit 95.

操作部９２は、文字入力キー、数字入力キー、及び各種機能キー等を備えたキーボードと、マウス等のポインティングデバイスを備えて構成され、キーボードで押下操作されたキーの押下信号とマウスによる操作信号とを、入力信号として制御部９１に出力する。 The operation unit 92 includes a keyboard having character input keys, numeric input keys, various function keys, and the like, and a pointing device such as a mouse, and a key pressing signal pressed by the keyboard and an operation signal by the mouse. Are output to the control unit 91 as an input signal.

表示部９３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニターを備えて構成されており、制御部９１から入力される表示信号の指示に従って、各種画面を表示する。 The display unit 93 includes, for example, a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display), and displays various screens according to instructions of a display signal input from the control unit 91.

通信部９４は、ＬＡＮカード等により構成され、スイッチングハブを介してネットワークＮ１、Ｎ２に接続された外部機器との間でデータの送受信を行う。 The communication unit 94 is configured by a LAN card or the like, and transmits and receives data to and from external devices connected to the networks N1 and N2 via a switching hub.

記憶部９５は、例えばＨＤＤ（Hard Disk Drive）や半導体の不揮発性メモリ等で構成されている。記憶部９５には、前述のようにシステムプログラムや各種処理プログラムが記憶されている。 The storage unit 95 includes, for example, an HDD (Hard Disk Drive), a semiconductor nonvolatile memory, or the like. The storage unit 95 stores the system program and various processing programs as described above.

また、記憶部９５には、放射線検出器Ｆから受信した投影画像を記憶する投影画像記憶部９５１、生成した断層画像を記憶する断層画像記憶部９５２等が設けられている。
更に、記憶部９５には、受付された患者の患者情報等が記憶されている。 The storage unit 95 includes a projection image storage unit 951 that stores the projection image received from the radiation detector F, a tomographic image storage unit 952 that stores the generated tomographic image, and the like.
Further, the storage unit 95 stores patient information of the accepted patient.

コンソール９０は、通信部９４により例えばアクセスポイントＡＰや制御ＢＯＸ８０を介して放射線検出器Ｆに覚醒信号を送信して放射線検出器Ｆをスリープ（sleep）状態から覚醒（wake up）状態に遷移させる等して放射線検出器Ｆを制御したり、放射線技師等の撮影者が操作部９２により設定した管電流等を、制御ＢＯＸ８０を介して放射線照射装置６０に送信して設定したり、制御ＢＯＸ８０を介して搬送装置５３及び放射線源移動機構６４を制御することができるようになっている。 The console 90 transmits a wake-up signal to the radiation detector F, for example, via the access point AP or the control BOX 80 by the communication unit 94 to change the radiation detector F from a sleep state to a wake-up state. Then, the radiation detector F is controlled, the tube current or the like set by the radiographer or the like through the operation unit 92 is transmitted to the radiation irradiating apparatus 60 via the control BOX 80, or set via the control BOX 80. Thus, the transport device 53 and the radiation source moving mechanism 64 can be controlled.

また、本実施形態では、コンソール９０は、画像処理装置としても機能するようになっており、放射線検出器Ｆが取得した投影画像が放射線撮影装置１から送信されてくると、受信した投影画像に基づいて被写体Ｈの断層画像（図１に一点鎖線で示す断面の二次元断層画像）を生成するようになっている。なお、画像処理装置を、コンソール９０とは別体の装置として構成することも可能である。 In the present embodiment, the console 90 also functions as an image processing device. When the projection image acquired by the radiation detector F is transmitted from the radiation imaging device 1, the received projection image is converted into the received projection image. Based on this, a tomographic image of the subject H (a two-dimensional tomographic image of a cross section indicated by a one-dot chain line in FIG. 1) is generated. Note that the image processing apparatus can be configured as a separate apparatus from the console 90.

さらに、図１に示すように、コンソール９０には、ネットワークＮ２を介してアクセスポイントＡＰが接続されている。また、コンソール９０は、ネットワークＮ２を介して図示しないＨＩＳ（Hospital Information System；病院情報システム）やＲＩＳ（Radiology Information System；放射線科情報システム）、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System；医用画像診断支援システム）等に接続されている。そして、コンソール９０は、撮影対象の患者の撮影部位、撮影方向等の撮影オーダー情報をＨＩＳやＲＩＳ等から取得したり、生成した断層画像をＰＡＣＳに送信したりするなど各種の処理を行うように構成されている。 Further, as shown in FIG. 1, an access point AP is connected to the console 90 via a network N2. In addition, the console 90 is connected via a network N2 to a non-illustrated HIS (Hospital Information System), RIS (Radiology Information System), PACS (Picture Archiving and Communication System). Etc. are connected. Then, the console 90 performs various processes such as acquiring imaging order information such as an imaging region and an imaging direction of a patient to be imaged from HIS, RIS, etc., and transmitting a generated tomographic image to PACS. It is configured.

なお、各装置等を結ぶネットワークを、本実施形態のように複数のネットワークＮ１、Ｎ２で分けて構成する必要はなく、各装置を１つのネットワークに接続して断層画像生成システム１００を構成することも可能である。また、各装置を結ぶネットワークとして本実施形態のように複数のネットワークを用いる場合、どの装置をいずれのネットワークに接続するかは適宜変更可能である。 Note that it is not necessary to configure the network connecting the devices by a plurality of networks N1 and N2 as in the present embodiment, and the tomographic image generation system 100 is configured by connecting each device to one network. Is also possible. Further, when a plurality of networks are used as a network connecting the devices as in the present embodiment, which device is connected to which network can be changed as appropriate.

［断層画像生成システム１００の動作］
次に、本実施形態における断層画像生成システム１００の動作について説明する。
断層画像生成システム１００においては、コンソール９０の制御部９１が以下に説明する断層画像生成処理Ａを実行することにより、放射線撮影装置１の各部を制御して放射線源６１及び放射線検出器Ｆを移動させながら所定回数の撮影を行わせ、得られた一連の投影画像に基づいて被写体Ｈの断層画像を生成する。 [Operation of the tomographic image generation system 100]
Next, the operation of the tomographic image generation system 100 in the present embodiment will be described.
In the tomographic image generation system 100, the control unit 91 of the console 90 executes the tomographic image generation processing A described below, thereby controlling each unit of the radiation imaging apparatus 1 and moving the radiation source 61 and the radiation detector F. The tomographic image of the subject H is generated based on the series of projection images obtained.

図４に、コンソール９０の制御部９１により実行される断層画像生成処理Ａのフローチャートを示す。断層画像生成処理Ａは、制御部９１と記憶部９５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。 FIG. 4 shows a flowchart of the tomographic image generation process A executed by the control unit 91 of the console 90. The tomographic image generation process A is executed in cooperation with the control unit 91 and a program stored in the storage unit 95.

まず、制御部９１は、トモシンセシス撮影を行い、被写体Ｈの複数の投影画像を取得する（ステップＳ１）。具体的に、操作部９２により患者が選択され、曝射スイッチ６３が押下されると、制御部９１は、制御ＢＯＸ８０を介して放射線撮影装置１の各装置を制御して、放射線源６１及び放射線検出器Ｆを回転中心Ｏを中心に被写体Ｈの体軸方向に沿って反対方向に移動させて所定回数の撮影を行わせる。撮影により得られた一連の投影画像は、放射線検出器Ｆによりコンソール９０に送信される。コンソール９０においては、通信部９４により受信した一連の投影画像を投影画像記憶部９５１に記憶する。 First, the control unit 91 performs tomosynthesis imaging and acquires a plurality of projection images of the subject H (step S1). Specifically, when a patient is selected by the operation unit 92 and the exposure switch 63 is pressed, the control unit 91 controls each device of the radiation imaging apparatus 1 via the control BOX 80 to control the radiation source 61 and the radiation. The detector F is moved in the opposite direction along the body axis direction of the subject H with the rotation center O as the center, and photographing is performed a predetermined number of times. A series of projection images obtained by imaging is transmitted to the console 90 by the radiation detector F. In the console 90, a series of projection images received by the communication unit 94 is stored in the projection image storage unit 951.

次いで、制御部９１は、取得した各投影画像から高吸収体領域を抽出する（ステップＳ２）。
図５に、高吸収体領域を含む投影画像の一例を示す。例えば、被写体Ｈの体内に、金属製のボルトや人工関節等が埋め込まれていると、これらは放射線の吸収係数の非常に高い高吸収体であるため、図５のＲ０に示すように、投影画像上においては、その領域の画素値が低く（白く）描写される。ステップＳ２においては、この白い高吸収体領域を抽出する。高吸収体領域の抽出方法としては、例えば、二値化処理やグラフカット処理等により行うことができる。また、抽出精度を上げるために、予め投影画像に散乱線補正処理等の各種補正処理を施すこととしてもよい。図６に、図５に示す投影画像から高吸収体領域のみが抽出された投影画像の一例を示す。 Next, the control unit 91 extracts a superabsorbent region from each acquired projection image (step S2).
FIG. 5 shows an example of a projection image including a high absorber region. For example, if a metal bolt, an artificial joint, or the like is embedded in the body of the subject H, these are high-absorbers having a very high radiation absorption coefficient, and as shown by R0 in FIG. On the image, the pixel value of the area is drawn low (white). In step S2, this white superabsorbent region is extracted. As a superabsorber region extraction method, for example, binarization processing, graph cut processing, or the like can be performed. In order to increase the extraction accuracy, various correction processes such as a scattered radiation correction process may be performed on the projection image in advance. FIG. 6 shows an example of a projection image in which only the superabsorbent region is extracted from the projection image shown in FIG.

次いで、制御部９１は、抽出した高吸収体領域にラベリング処理を行い、高吸収体領域毎に番号を付与する（ステップＳ３）。複数の投影画像において同じ高吸収体を表す領域には同じ番号を付与する。 Next, the control unit 91 performs a labeling process on the extracted superabsorbent region and assigns a number to each superabsorbent region (step S3). The same number is assigned to the region representing the same superabsorbent in a plurality of projection images.

次いで、制御部９１は、ラベリングされた各高吸収体領域の大きさ及び／又は形状を示す特徴量を算出する（ステップＳ４）。ここで算出する特徴量としては、例えば、画素数、円周長、縦横比、円形度等が挙げられる。また、複数の投影画像の各高吸収体領域から画素数、周囲長、縦横比、円形度等を求め、同一番号が付与された高吸収体領域の変化率（例えば、真上から被写体を撮影した投影画像の特徴量と、真横から被写体を撮影した投影画像の特徴量との変化率）を特徴量としてもよい。また、投影画像に写る高吸収体は、例えば、人体内に埋め込まれたボルト等、予め大きさや形状が決まっている場合も多い。そこで、予め記憶部９５に高吸収体の形状（例えば、Ｔ字、Ｕ字等）や大きさを登録（記憶）しておき、表示部９３に表示された投影画像を見て予め登録された中からユーザーが選択することとしてもよい。 Next, the control unit 91 calculates a feature amount indicating the size and / or shape of each labeled superabsorbent region (step S4). Examples of the feature amount calculated here include the number of pixels, circumferential length, aspect ratio, circularity, and the like. Also, the number of pixels, perimeter length, aspect ratio, circularity, etc. are obtained from each superabsorber area of a plurality of projected images, and the rate of change of the superabsorber area given the same number (for example, photographing a subject from directly above) The change amount between the feature amount of the projected image and the feature amount of the projection image obtained by photographing the subject from the side may be used as the feature amount. In addition, the size and shape of the high-absorber that appears in the projected image is often determined in advance, such as a bolt embedded in the human body. Therefore, the shape (for example, T-shape, U-shape, etc.) and size of the superabsorbent body are registered (stored) in the storage unit 95 in advance and registered in advance by looking at the projection image displayed on the display unit 93. The user may select from among them.

次いで、制御部９１は、算出した特徴量に基づいて、各高吸収体領域の補間方法を決定する（ステップＳ５）。
ここで、金属等の高吸収体領域が投影画像に含まれていると、当該投影画像に基づいて生成した断層画像にストリークアーチファクトやビームハードニング起因のアーチファクトが発生してしまう。そこで、本実施形態においては、（１）投影画像における高吸収体領域を周囲の画素で補間して高吸収体領域のない投影画像を生成し、逆投影を行う。また、（２）投影画像から高吸収体領域のみを抽出して逆投影を行う。そして、（１）、（２）により得られた２つの逆投影画像を合成して被写体Ｈの断層画像を生成する。ステップＳ５においては、投影画像における各高吸収体領域を周囲の画素で補間する際の補間方法を決定する。例えば、高吸収体領域の大きさや形状を示す各特徴量の数値範囲又は各特徴量の数値範囲の組み合わせ毎に、実験的経験的に定められた最適な補間方法を対応付けたテーブルを予め記憶部９５に記憶しておき、算出された特徴量又はその組み合わせに基づいて補間方法を決定する。 Next, the control unit 91 determines an interpolation method for each superabsorbent region based on the calculated feature amount (step S5).
Here, if a high-absorber region such as metal is included in the projection image, streak artifacts and artifacts due to beam hardening occur in the tomographic image generated based on the projection image. Therefore, in this embodiment, (1) a high-absorber region in the projection image is interpolated with surrounding pixels to generate a projection image without the high-absorber region, and back projection is performed. (2) Back projection is performed by extracting only the superabsorbent region from the projection image. Then, the tomographic image of the subject H is generated by combining the two backprojected images obtained in (1) and (2). In step S5, an interpolation method for interpolating each superabsorbent region in the projection image with surrounding pixels is determined. For example, a table in which an optimum interpolation method determined experimentally and empirically is stored in advance for each feature value numerical range indicating the size and shape of the superabsorber region or for each combination of feature value numerical ranges. The interpolation method is determined based on the calculated feature value or a combination thereof.

補間方法としては、例えば、線形補間、多項式補間、スプライン補間、Image Inpainting［1］、Image Inpainting Technique Based on the Fast Marching［1］、Exemplar Based Image Inpainting［1］、Image Inpainting Based On Local Optimisation［1］、Simultaneous Structure and Texture Image Inpainting［2］等が挙げられる（文献[1]：Willy Mai, Brian Xi Chen, Image Inpainter COMP9517 Major Project, 19th October 2010，［online］、［平成26年12月3日検索］、インターネット（URL:http://www.hypernewbie.com/software/inpainter/Report.pdf）、文献［2］：IEEE TRANSACTIONS ON IMAGE PROCESSING, VOL. 12, NO. 8, AUGUST 2003］）。 Examples of the interpolation method include linear interpolation, polynomial interpolation, spline interpolation, Image Inpainting [1], Image Inpainting Technique Based on the Fast Marching [1], Exemplar Based Image Inpainting [1], Image Inpainting Based On Local Optimization [1] ], Simultaneous Structure and Texture Image Inpainting [2], etc. (Reference [1]: Willy Mai, Brian Xi Chen, Image Inpainter COMP9517 Major Project, 19th October 2010, [online], [December 3, 2014 Search], Internet (URL: http://www.hypernewbie.com/software/inpainter/Report.pdf), Reference [2]: IEEE TRANSACTIONS ON IMAGE PROCESSING, VOL. 12, NO. 8, AUGUST 2003]).

例えば、図７においてＲ１で示すようなボルト等の細長い（縦横比が大きい）金属による高吸収体領域には、Image Inpaintingのような引っかき傷に強い補間方法に決定する。これにより、補間の精度を向上させることができる。Exemplar Based Image Inpaintingのようなより高精度な補間方法に決定してもよい。Image Inpaintingは線形補間等に比べると演算時間がかかるが、図７のような細長い金属の高吸収体領域は面積が大きくないため、それほど多くの演算時間はかからない。
一方、図８（ａ）、（ｂ）にＲ２やＲ３で示すような面積のある人工関節に対してImage Inpainting等を用いると、演算時間が長くかかってしまうため、線形補間等の処理時間が短い補間方法に決定する。これにより、補間の精度は落ちるが処理時間を少なくすることができる。
このように、高吸収体領域の形状及び／又は大きさを示す特徴量に基づいて補間方法を決定することで、処理時間を考慮しながら高吸収体領域の形状に対して精度良く補間できる補間方法を決定することができる。 For example, an interpolation method that is resistant to scratches such as Image Inpainting is determined for a high-absorber region made of a long and narrow metal (having a large aspect ratio) such as a bolt as indicated by R1 in FIG. Thereby, the accuracy of interpolation can be improved. A more accurate interpolation method such as Exemplar Based Image Inpainting may be determined. Image Inpainting takes more computation time than linear interpolation or the like, but the elongated metal superabsorbent region as shown in FIG. 7 does not have a large area and therefore does not take much computation time.
On the other hand, if Image Inpainting or the like is used for an artificial joint having an area as indicated by R2 or R3 in FIGS. 8A and 8B, it takes a long calculation time. Decide on a short interpolation method. As a result, the processing time can be reduced although the accuracy of interpolation is reduced.
In this way, by determining the interpolation method based on the feature amount indicating the shape and / or size of the superabsorbent region, interpolation that can accurately interpolate the shape of the superabsorbent region while taking the processing time into account. The method can be determined.

なお、高吸収体領域の大きさ及び形状の双方の特徴量を算出し、双方の特徴量に基づいて補間方法を決定することが好ましいが、大きさ又は形状の何れかの特徴量を算出して、算出した特徴量に基づいて補間方法を決定することとしてもよい。 Note that it is preferable to calculate the feature quantity of both the size and shape of the superabsorbent region and determine the interpolation method based on the feature quantity of both, but calculate the feature quantity of either size or shape. Thus, the interpolation method may be determined based on the calculated feature amount.

次いで、制御部９１は、各投影画像において、各高吸収体領域に決定された補間方法で各高吸収体領域の画素を補間する処理を行う（ステップＳ６）。図９に、高吸収体領域が補間された投影画像の一例を示す。 Next, the control unit 91 performs a process of interpolating the pixels of each superabsorbent region in each projection image using the interpolation method determined for each superabsorbent region (step S6). FIG. 9 shows an example of a projection image in which the superabsorbent region is interpolated.

次いで、制御部９１は、投影画像から高吸収体領域のみを抽出した画像と（図６参照）、高吸収体領域を補間した投影画像（図９参照）を別々に逆投影し（ステップＳ７）、得られた２つの逆投影画像を合成して被写体Ｈの断層画像を生成し（ステップＳ８）、断層画像生成処理Ａを終了する。逆投影は、例えば、逐次近似画像再構成法や、ＦＢＰ法、フェルドカンプ法、シフト加算法等の公知の手法を用いて行うことができる。
生成された断層画像は、患者情報に対応付けて断層画像記憶部９５２に記憶される。 Next, the control unit 91 separately back-projects an image obtained by extracting only the high-absorber region from the projection image (see FIG. 6) and a projection image obtained by interpolating the high-absorber region (see FIG. 9) (step S7). Then, the obtained two backprojection images are combined to generate a tomographic image of the subject H (step S8), and the tomographic image generation process A ends. The back projection can be performed by using a known method such as a successive approximation image reconstruction method, an FBP method, a Feldkamp method, a shift addition method, or the like.
The generated tomographic image is stored in the tomographic image storage unit 952 in association with the patient information.

図１０（ａ）に、図５に示す投影画像をそのまま再構成処理することにより生成された断層画像の一例を示す。図１０（ｂ）に、図５に示す投影画像に上述の断層画像生成処理Ａを施すことによって生成された断層画像の一例を示す。図１０（ａ）に示すように、投影画像をそのまま再構成することにより得られた断層画像では、矢印で示すように高吸収体領域の周囲に黒く潰れたアーチファクトが発生している。一方、図１０（ｂ）に示すように、本実施形態の手法により生成した断層画像では、図１０（ａ）に示すアーチファクトが除去されていることがわかる。 FIG. 10A shows an example of a tomographic image generated by directly reconstructing the projection image shown in FIG. FIG. 10B shows an example of a tomographic image generated by performing the above-described tomographic image generation processing A on the projection image shown in FIG. As shown in FIG. 10A, in the tomographic image obtained by reconstructing the projected image as it is, artifacts that are crushed in black are generated around the superabsorbent region as indicated by arrows. On the other hand, as shown in FIG. 10B, it can be seen that the artifact shown in FIG. 10A is removed from the tomographic image generated by the method of the present embodiment.

このように、第１の実施形態の断層画像生成処理Ａによれば、投影画像に含まれる金属等の高吸収体領域を補間してから逆投影した画像と、投影画像の高吸収体領域を抽出した画像を逆投影した画像とを合成して被写体の断層画像を生成する。従って、投影画像に含まれる高吸収体領域に起因して発生する断層画像上のアーチファクトを低減することが可能となる。高吸収体領域の補間方法は、高吸収体領域の大きさや形状の特徴量に基づいて決定されるので、補間処理に係る時間を考慮しながら高吸収体領域の形状に応じて精度よく補間を行うことが可能となる。その結果、断層画像上のアーチファクトを精度良く低減することが可能となる。 As described above, according to the tomographic image generation processing A of the first embodiment, the back-projected image after interpolating the high-absorber region such as metal included in the projection image and the high-absorber region of the projection image are obtained. A tomographic image of the subject is generated by synthesizing the extracted image with the back-projected image. Therefore, it is possible to reduce artifacts on the tomographic image that are caused by the superabsorbent region included in the projection image. Since the interpolation method for the superabsorber region is determined based on the features of the size and shape of the superabsorber region, interpolation is performed accurately according to the shape of the superabsorber region while taking into account the time for interpolation processing. Can be done. As a result, artifacts on the tomographic image can be accurately reduced.

＜第２の実施形態＞
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
第２の実施形態における構成は、第１の実施形態で説明したものと同様であるので説明を援用し、以下、第２の実施形態における動作について説明する。 <Second Embodiment>
Next, a second embodiment of the present invention will be described.
Since the configuration in the second embodiment is the same as that described in the first embodiment, the description will be referred to and the operation in the second embodiment will be described below.

図１１に、第２の実施形態において制御部９１により実行される断層画像生成処理Ｂのフローチャートを示す。断層画像生成処理Ｂは、制御部９１と記憶部９５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。制御部９１は、断層画像生成処理Ｂを実行することにより、画像処理手段、抽出手段、特徴量算出手段、決定手段、補間手段、再構成手段、第２の抽出手段として機能する。 FIG. 11 shows a flowchart of the tomographic image generation process B executed by the control unit 91 in the second embodiment. The tomographic image generation process B is executed in cooperation with the control unit 91 and a program stored in the storage unit 95. The control unit 91 functions as an image processing unit, an extraction unit, a feature amount calculation unit, a determination unit, an interpolation unit, a reconstruction unit, and a second extraction unit by executing the tomographic image generation process B.

まず、制御部９１は、トモシンセシス撮影を行い、被写体の複数の投影画像を取得する（ステップＳ２１）。ステップＳ２１の処理はステップＳ１と同様であるので説明を援用する。 First, the control unit 91 performs tomosynthesis imaging and acquires a plurality of projection images of the subject (step S21). Since the process of step S21 is the same as that of step S1, description is used.

次いで、制御部９１は、取得した複数の投影画像に基づいて再構成処理を行い、被写体Ｈの断層画像（再構成画像）を生成する（ステップＳ２２）。再構成処理の手法としては、例えば、逐次近似画像再構成法や、ＦＢＰ法、フェルドカンプ法、シフト加算法等の公知の手法を用いることができる。 Next, the control unit 91 performs a reconstruction process based on the acquired plurality of projection images, and generates a tomographic image (reconstructed image) of the subject H (step S22). As a reconstruction processing method, for example, a known method such as a successive approximation image reconstruction method, an FBP method, a Feldkamp method, or a shift addition method can be used.

次いで、制御部９１は、再構成画像から高吸収体領域を抽出する（ステップＳ２３）。高吸収体領域の抽出方法としては、例えば、二値化処理やグラフカット処理等により行うことができる。また、抽出精度を上げるために、予め投影画像に散乱線補正処置等の各種補正処理を施すこととしてもよい。 Next, the control unit 91 extracts a superabsorbent region from the reconstructed image (step S23). As a superabsorber region extraction method, for example, binarization processing, graph cut processing, or the like can be performed. In order to improve the extraction accuracy, various correction processes such as a scattered radiation correction process may be performed on the projection image in advance.

次いで、制御部９１は、ステップＳ２３で抽出した高吸収体領域の画像のみを計算機上で、即ち演算により投影して（ステップＳ２４）、投影画像における高吸収体領域の位置を算出する（ステップＳ２５）。 Next, the control unit 91 projects only the image of the high-absorber region extracted in step S23 on the computer, that is, by calculation (step S24), and calculates the position of the high-absorber region in the projection image (step S25). ).

次いで、制御部９１は、投影画像の高吸収体領域にラベリング処理を行い（ステップＳ２６）、ラベリングされた各高吸収体領域の大きさや形状を示す特徴量を算出する（ステップＳ２７）。
次いで、制御部９１は、算出した特徴量に基づいて、各高吸収体領域の補間方法を決定し（ステップＳ２８）、決定した補間方法により各投影画像の各高吸収体領域の補間を行う（ステップＳ２９）。ステップＳ２６〜ステップＳ２９の処理は、第１の実施形態のステップＳ３〜Ｓ６と同様であるので説明を援用する。 Next, the control unit 91 performs a labeling process on the superabsorber region of the projection image (step S26), and calculates a feature amount indicating the size and shape of each labeled superabsorber region (step S27).
Next, the control unit 91 determines an interpolation method for each superabsorber region based on the calculated feature amount (step S28), and performs interpolation for each superabsorber region of each projection image using the determined interpolation method (step S28). Step S29). Since the process of step S26-step S29 is the same as that of step S3-S6 of 1st Embodiment, description is used.

次いで、制御部９１は、補間した投影画像を逆投影する（ステップＳ３０）。そして、制御部９１は、逆投影により得られた画像と、ステップＳ２３で再構成画像から抽出した高吸収体領域の画像とを合成して被写体Ｈの断層画像を生成し（ステップＳ３１）、断層画像生成処理Ｂを終了する。
生成された断層画像は、患者情報に対応付けて断層画像記憶部９５２に記憶される。 Next, the control unit 91 backprojects the interpolated projection image (step S30). Then, the control unit 91 generates a tomographic image of the subject H by synthesizing the image obtained by back projection and the image of the high-absorber region extracted from the reconstructed image in step S23 (step S31). The image generation process B ends.
The generated tomographic image is stored in the tomographic image storage unit 952 in association with the patient information.

断層画像生成処理Ｂにより、図１０（ｂ）に示すようなアーチファクトが除去された断層画像を得ることができる。 By the tomographic image generation processing B, a tomographic image from which artifacts as shown in FIG. 10B are removed can be obtained.

このように、第２の実施形態の断層画像生成処理Ｂによれば、投影画像に含まれる金属等の高吸収体領域を補間してから逆投影した画像と、投影画像に基づいて再構成処理を行うことにより得られる再構成画像から抽出した高吸収体領域の画像とを合成して被写体の断層画像を生成する。従って、投影画像に含まれる高吸収体領域に起因して発生する断層画像上のアーチファクトを低減することが可能となる。高吸収体領域の補間方法は、高吸収体領域の大きさや形状の特徴量に基づいて決定されるので、補間処理に係る時間を考慮しながら高吸収体領域の形状に応じて精度よく補間を行うことが可能となる。その結果、断層画像上のアーチファクトを精度良く低減することが可能となる。 As described above, according to the tomographic image generation process B of the second embodiment, an image obtained by interpolating a high-absorber region such as a metal included in the projection image and then back-projecting, and a reconstruction process based on the projection image The tomographic image of the subject is generated by combining the image of the superabsorbent region extracted from the reconstructed image obtained by performing the above. Therefore, it is possible to reduce artifacts on the tomographic image that are caused by the superabsorbent region included in the projection image. Since the interpolation method for the superabsorber region is determined based on the features of the size and shape of the superabsorber region, interpolation is performed accurately according to the shape of the superabsorber region while taking into account the time for interpolation processing. Can be done. As a result, artifacts on the tomographic image can be accurately reduced.

＜第３の実施形態＞
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。
第３の実施形態における構成は、第１の実施形態で説明したものと同様であるので説明を援用し、以下、第３の実施形態における動作について説明する。 <Third Embodiment>
Next, a third embodiment of the present invention will be described.
Since the configuration in the third embodiment is the same as that described in the first embodiment, the description will be cited and the operation in the third embodiment will be described below.

図１２に、第３の実施形態において制御部９１により実行される断層画像生成処理Ｃのフローチャートを示す。断層画像生成処理Ｃは、制御部９１と記憶部９５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。制御部９１は、断層画像生成処理Ｃを実行することにより、画像処理手段、再構成手段、抽出手段、特徴量算出手段、決定手段、補間手段、算出手段として機能する。 FIG. 12 shows a flowchart of tomographic image generation processing C executed by the control unit 91 in the third embodiment. The tomographic image generation process C is executed in cooperation with the control unit 91 and a program stored in the storage unit 95. The control unit 91 functions as an image processing unit, a reconstruction unit, an extraction unit, a feature amount calculation unit, a determination unit, an interpolation unit, and a calculation unit by executing the tomographic image generation process C.

まず、制御部９１は、トモシンセシス撮影を行い、被写体Ｈの複数の投影画像を取得する（ステップＳ４１）。ステップＳ４１の処理はステップＳ１と同様であるので説明を援用する。 First, the control unit 91 performs tomosynthesis imaging and acquires a plurality of projection images of the subject H (step S41). Since the process of step S41 is the same as that of step S1, description is used.

次いで、制御部９１は、取得した複数の投影画像に基づいて再構成処理を行い、被写体Ｈの断層画像（再構成画像）を生成する（ステップＳ４２）。再構成画像の生成には、例えば、逐次近似画像再構成法や、ＦＢＰ法、フェルドカンプ法、シフト加算法等の公知の手法を用いることができる。 Next, the control unit 91 performs reconstruction processing based on the acquired plurality of projection images, and generates a tomographic image (reconstructed image) of the subject H (step S42). For the generation of the reconstructed image, for example, a known technique such as a successive approximation image reconstruction method, an FBP method, a Feldkamp method, or a shift addition method can be used.

次いで、制御部９１は、再構成画像から高吸収体領域を抽出する（ステップＳ４３）。
次いで、制御部９１は、抽出された高吸収体領域にラベリング処理を行い（ステップＳ４４）、ラベリングされた各高吸収体領域の大きさや形状を示す特徴量を算出する（ステップＳ４５）。
次いで、制御部９１は、算出した特徴量に基づいて、各高吸収体領域の補間方法を決定し（ステップＳ４６）、決定した補間方法により各再構成画像の各高吸収体領域の補間を行う（ステップＳ４７）。
ステップＳ４３〜ステップＳ４７の処理は、第１の実施形態のステップＳ２〜Ｓ６で説明した処理と処理対象が異なる（処理対象が再構成画像となる）他はステップＳ２〜Ｓ６で説明した処理内容と同様である。 Next, the control unit 91 extracts a superabsorbent region from the reconstructed image (step S43).
Next, the control unit 91 performs a labeling process on the extracted high-absorber region (step S44), and calculates a feature amount indicating the size and shape of each labeled high-absorber region (step S45).
Next, the control unit 91 determines an interpolation method for each superabsorber region based on the calculated feature amount (step S46), and performs interpolation for each superabsorber region of each reconstructed image using the determined interpolation method. (Step S47).
The processing in steps S43 to S47 is the same as the processing described in steps S2 to S6 except that the processing target is different from the processing described in steps S2 to S6 of the first embodiment (the processing target is a reconstructed image). It is the same.

次いで、制御部９１は、ステップＳ４３で抽出した高吸収体領域のみの再構成画像を計算機上で、即ち演算により投影して（ステップＳ４８）、投影画像における高吸収体領域の位置を算出する（ステップＳ４９）。 Next, the control unit 91 projects the reconstructed image of only the high absorber region extracted in step S43 on the computer, that is, by calculation (step S48), and calculates the position of the high absorber region in the projection image ( Step S49).

次いで、制御部９１は、高吸収体領域を補間した再構成画像を計算機上で、即ち演算により投影し、投影画像における高吸収体領域の位置の画素値を、高吸収体領域を補間した再構成画像を計算機上で投影した画像の画素値により置き換える（ステップＳ５０）。 Next, the control unit 91 projects the reconstructed image obtained by interpolating the superabsorber region on the computer, that is, by calculation, and the pixel value at the position of the superabsorber region in the projection image is reconstructed by interpolating the superabsorber region. The constituent image is replaced with the pixel value of the image projected on the computer (step S50).

そして、制御部９１は、高吸収体領域の画素値を置き換えた投影画像を逆投影し（ステップＳ５１）、逆投影した画像とステップＳ４３で抽出した高吸収体領域の画像を合成して被写体Ｈの断層画像を生成し（ステップＳ５２）、断層画像生成処理Ｃを終了する。
生成された断層画像は、患者情報に対応付けて断層画像記憶部９５２に記憶される。 Then, the control unit 91 back-projects the projection image in which the pixel value of the superabsorber region is replaced (step S51), and combines the back-projected image with the image of the superabsorber region extracted in step S43. Tomographic images are generated (step S52), and the tomographic image generation processing C is terminated.
The generated tomographic image is stored in the tomographic image storage unit 952 in association with the patient information.

断層画像生成処理Ｃにより、図１０（ｂ）に示すようなアーチファクトが除去された断層画像を得ることができる。 By the tomographic image generation process C, a tomographic image from which artifacts as shown in FIG. 10B are removed can be obtained.

このように、第３の実施形態の断層画像生成処理Ｃによれば、投影画像上の高吸収体領域の画素値を、投影画像に基づいて生成した再構成画像の高吸収体領域を補間処理して投影した画像の高吸収体領域の画素値に置き換えてから逆投影し、逆投影した画像と、再構成画像から抽出した高吸収体領域とを合成して被写体の断層画像を生成する。即ち、断層画像上における高吸収体領域以外の領域にアーチファクトを発生させる原因となる高吸収体領域を投影画像から取り除いてから逆投影した画像と、投影画像に基づいて再構成処理を行うことにより得られる再構成画像から抽出した高吸収体領域の画像とを合成して被写体の断層画像を生成する。従って、投影画像に含まれる高吸収体領域に起因して発生する断層画像上のアーチファクトを低減することが可能となる。高吸収体領域の補間方法は、高吸収体領域の大きさや形状に基づいて決定されるので、補間処理に係る時間を考慮しながら高吸収体領域の形状に応じて精度よく補間を行うことが可能となる。その結果、断層画像上のアーチファクトを精度良く低減することが可能となる。 As described above, according to the tomographic image generation process C of the third embodiment, the pixel value of the superabsorber region on the projection image is interpolated on the superabsorber region of the reconstructed image generated based on the projection image. Then, the pixel value of the superabsorber region of the projected image is replaced and backprojected, and the backprojected image and the superabsorber region extracted from the reconstructed image are combined to generate a tomographic image of the subject. That is, by performing a reconstruction process based on the back-projected image after removing the high-absorber region that causes artifacts in the region other than the high-absorber region on the tomographic image from the projected image, and A tomographic image of the subject is generated by synthesizing the image of the superabsorbent region extracted from the obtained reconstructed image. Therefore, it is possible to reduce artifacts on the tomographic image that are caused by the superabsorbent region included in the projection image. Since the interpolation method of the superabsorber region is determined based on the size and shape of the superabsorber region, it is possible to accurately perform interpolation according to the shape of the superabsorber region while taking into account the time for the interpolation process. It becomes possible. As a result, artifacts on the tomographic image can be accurately reduced.

以上、本発明に係る第１の実施形態〜第３の実施形態及びその変形例について説明してきたが、上記実施形態及び変形例における記述内容は、本発明に係る断層画像生成システムの好適な一例であり、これに限定されるものではない。 As described above, the first to third embodiments according to the present invention and the modified examples thereof have been described. However, the description content in the above-described embodiments and modified examples is a preferable example of the tomographic image generation system according to the present invention. However, the present invention is not limited to this.

例えば、上記実施形態においては、放射線検出器Ｆがいわゆる可搬型（カセッテ型等ともいう。）であり、それを、放射線撮影装置１を構成する撮影台５０の検出器装填部５１（後述する図１参照）に装填して放射線断層撮影を行う場合について説明したが、放射線検出器Ｆが可搬型でなく、撮影台５０と一体的に形成された、いわゆる専用機型の放射線検出器に対しても、本発明を適用することが可能である。 For example, in the above-described embodiment, the radiation detector F is a so-called portable type (also referred to as a cassette type or the like), which is a detector loading unit 51 of the imaging stand 50 that constitutes the radiation imaging apparatus 1 (a diagram to be described later). 1), the radiation detector F is used for radiography, but the radiation detector F is not portable, but is a so-called dedicated type radiation detector formed integrally with the imaging table 50. In addition, the present invention can be applied.

また、上記実施形態においては、放射線撮影装置１は臥位で撮影を行う装置として説明したが、立位の撮影を行う装置としてもよい。 Moreover, in the said embodiment, although the radiography apparatus 1 demonstrated as an apparatus which image | photographs in a supine position, it is good also as an apparatus which performs imaging | photography of a standing position.

また、上記実施形態においては、好ましい例として、放射線撮影装置１は、放射線源６１及び放射線検出器Ｆを反対方向に移動させてトモシンセシス撮影を行うものとして説明したが、放射線検出器Ｆを固定として放射線源６１を移動させる構成としてもよい。又は、放射線源６１を固定として放射線検出器Ｆを移動させる構成としてもよい。
また、本発明は、トモシンセシス撮影により得られた投影画像から断層画像を生成する場合だけでなく、ＣＴ撮影により得られた投影画像から断層画像を生成する場合についても適用することができる。 In the above-described embodiment, as a preferred example, the radiation imaging apparatus 1 has been described as performing tomosynthesis imaging by moving the radiation source 61 and the radiation detector F in the opposite directions. However, the radiation detector F is fixed. The radiation source 61 may be moved. Alternatively, the radiation source F may be moved while the radiation source 61 is fixed.
Further, the present invention can be applied not only when generating a tomographic image from a projection image obtained by tomosynthesis imaging but also when generating a tomographic image from a projection image obtained by CT imaging.

また、上記の説明では、本発明に係るプログラムのコンピューター読み取り可能な媒体としてハードディスクや半導体の不揮発性メモリ等を使用した例を開示したが、この例に限定されない。その他のコンピューター読み取り可能な媒体として、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウエーブ（搬送波）も適用される。 In the above description, an example in which a hard disk, a semiconductor nonvolatile memory, or the like is used as a computer-readable medium for the program according to the present invention is disclosed, but the present invention is not limited to this example. As another computer-readable medium, a portable recording medium such as a CD-ROM can be applied. A carrier wave is also applied as a medium for providing program data according to the present invention via a communication line.

その他、断層画像生成システムを構成する各装置の細部構成及び細部動作に関しても、発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。 In addition, the detailed configuration and detailed operation of each apparatus constituting the tomographic image generation system can be changed as appropriate without departing from the spirit of the invention.

１００断層画像生成システム
１放射線撮影装置
５０撮影台
５１検出器装填部
５２装填部支持部
５３搬送装置
５４被写体台
６０放射線照射装置
６１放射線源
６２操作卓
６３曝射スイッチ
６４放射線源移動機構
８０制御ＢＯＸ
９０コンソール
９１制御部
９２操作部
９３表示部
９４通信部
９５記憶部
９６バス
Ｆ放射線検出器
Ｈ被写体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Tomographic image generation system 1 Radiography apparatus 50 Imaging stand 51 Detector loading part 52 Loading part support part 53 Conveyance apparatus 54 Subject stand 60 Radiation irradiation apparatus 61 Radiation source 62 Operation desk 63 Exposure switch 64 Radiation source moving mechanism 80 Control BOX
90 Console 91 Control unit 92 Operation unit 93 Display unit 94 Communication unit 95 Storage unit 96 Bus F Radiation detector H Subject

Claims

A radiation source that irradiates a subject with radiation, a radiation detector that detects radiation and generates an electrical signal in a two-dimensional manner, a radiation detector that acquires a projection image corresponding to the irradiated radiation, and the radiation An imaging device that is provided between a radiation source and a radiation detector and that holds a subject, and obtains the projection image a predetermined number of times while changing a positional relationship between the radiation source and the radiation detector. Means,
Image processing means for generating a tomographic image of the subject using the projection image acquired by the imaging means;
A tomographic image generation system comprising:
The image processing means includes
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the projection image acquired by the imaging means;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the projection image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the projection image by the interpolation method determined by the determining means,
A tomographic image generation system for generating a tomographic image of the subject using a projection image in which the superabsorbent region is interpolated.

The image processing means separately back-projects the projection image of only the superabsorbent region extracted by the extraction means and the projection image after interpolation by the interpolation means, and combines the two obtained back-projection images. The tomographic image generation system according to claim 1, wherein the tomographic image of the subject is generated.

The image processing means includes
Reconstruction means for generating a reconstructed image of the subject by performing reconstruction processing based on the projection image acquired by the photographing means;
Second extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
With
The tomographic image according to claim 1, wherein a tomographic image of the subject is generated by synthesizing an image obtained by back-projecting the projection image after the interpolation by the interpolation unit and an image of the superabsorbent region extracted from the reconstructed image. Image generation system.

A radiation source that irradiates a subject with radiation, a radiation detector that detects radiation and generates an electrical signal in a two-dimensional manner, a radiation detector that acquires a projection image corresponding to the irradiated radiation, and the radiation An imaging device that is provided between a radiation source and a radiation detector and that holds a subject, and obtains the projection image a predetermined number of times while changing a positional relationship between the radiation source and the radiation detector. Means,
Image processing means for generating a tomographic image of the subject using the projection image acquired by the imaging means;
A tomographic image generation system comprising:
The image processing means includes
Reconstruction means for generating a reconstructed image of the subject by performing reconstruction processing based on the projection image acquired by the photographing means;
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the reconstructed image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the reconstructed image by the interpolation method determined by the determining means,
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected on the pixel value of the superabsorber region in the projection image obtained by the photographing means. A tomographic image generation system that generates a tomographic image of the subject using a projection image replaced with a pixel value of the superabsorbent region of the image.

The image processing means includes
Calculating means for calculating the position of the superabsorber region in the projection image by projecting only the superabsorber region in the reconstructed image;
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the superabsorber region interpolates the pixel value of the position of the superabsorber region calculated by the calculation unit of the projection image obtained by the photographing unit. The reconstructed image is replaced with the pixel value of the superabsorbent region of the projected image, the projection image after the replacement of the pixel value is backprojected, and the obtained backprojected image and the reconstructed image by the extraction means The tomographic image generation system according to claim 4, wherein the tomographic image of the subject is generated by synthesizing the extracted image of the superabsorbent region.

Using a projection image acquired by arranging a subject between a radiation source and a radiation detector and acquiring a projection image a predetermined number of times while changing the positional relationship between the radiation source and the radiation detector. An image processing apparatus for generating a tomographic image of the subject,
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the projection image acquired by the imaging means;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the projection image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the projection image by the interpolation method determined by the determining means,
An image processing apparatus that generates a tomographic image of the subject using a projection image in which the superabsorbent region is interpolated.

Using a projection image acquired by arranging a subject between a radiation source and a radiation detector and acquiring a projection image a predetermined number of times while changing the positional relationship between the radiation source and the radiation detector. An image processing apparatus for generating a tomographic image of the subject,
Reconstructing means for generating a reconstructed image by performing reconstruction processing on the projection image acquired by the photographing means;
Extraction means for extracting a high-absorber region of radiation from the reconstructed image;
Feature quantity calculating means for calculating the feature quantity of the size and / or shape of the superabsorbent region extracted by the extracting means;
Storage means for storing a table in which feature amounts and interpolation methods are associated;
A determining unit that determines , using the table, an interpolation method for interpolating pixels of the superabsorbent region in the reconstructed image based on the feature amount calculated by the feature amount calculating unit;
Interpolating means for interpolating the superabsorbent region of the reconstructed image by the interpolation method determined by the determining means,
The reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected, and the reconstructed image in which the superabsorber region is interpolated is projected on the pixel value of the superabsorber region in the projection image obtained by the photographing means. An image processing apparatus that generates a tomographic image of the subject using a projection image replaced with a pixel value of the superabsorbent region of the image.