WO2010137482A1 - 画像処理装置、ｘ線撮影装置及び画像処理方法 - Google Patents

画像処理装置、ｘ線撮影装置及び画像処理方法 Download PDF

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真弥 勝間田
克己 鈴木
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5235—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and CT
    • A61B6/5241—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and CT combining overlapping images of the same imaging modality, e.g. by stitching
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
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    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image

Definitions

  • the present invention relates to an image processing apparatus, an X-ray imaging apparatus, and an image processing method.
  • the conventional method is a technique for adjusting the density of each image before joining to a predetermined value in order to make the display density of the whole joined image to be acquired uniform, and pay attention to the contrast of the whole joined image. I have not been told.
  • the contrast of an X-ray image obtained by X-ray imaging depends on the quality (energy magnitude) of the X-ray used at the time of imaging. Therefore, when shooting multiple images with partial overlap, when using X-rays with different radiation quality for each shot, the density of each image before joining can be adjusted by the conventional method, Contrast may differ between images after density adjustment. When the contrast is different between the images, a certain bone portion can be clearly confirmed in a certain image, but inconvenient such that it cannot be confirmed in another image.
  • the problem to be solved by the invention is to provide an image processing apparatus capable of suppressing at least a contrast variation of a long image which is a joined image obtained by joining a plurality of X-ray images, and an X-ray imaging apparatus including the apparatus. Is to provide.
  • the image processing apparatus (6) joins a plurality of X-ray images with storage means (62) for storing data of a plurality of partially overlapping X-ray images (20, 21, 22).
  • Long image acquisition means (65) for acquiring a long X-ray image corresponding to the long imaging region of the specimen (M).
  • the correction means (64) for processing to align the contrast (preferably density and contrast) of a plurality of X-ray images (20, 21, 22), and the long image acquisition means (65)
  • the X-ray images (20, 21 ′, 22 ′′) having the same contrast (preferably density and contrast) are joined by the means (64) to obtain a long X-ray image.
  • the correction means (64) includes a plurality of correction means (64).
  • table acquisition means for acquiring a gradation conversion table (AB, BC) capable of aligning the contrast (preferably density and contrast), and the gradation conversion table (AB, BC)
  • a uniformizing means for executing processing for aligning the contrast (preferably density and contrast) of a plurality of X-ray images (20 to 22) based on .
  • An X-ray imaging apparatus (100) includes image imaging means (1, 4) for acquiring data of a plurality of partially overlapping X-ray images (20 to 22) and a plurality of X-ray images.
  • Image processing means (6) for displaying, and display means (7) for displaying the processing results of the image processing means (6).
  • the image processing means (6) includes the image processing device (6) according to the above invention.
  • the display means (7) displays the long X-ray image acquired by the long image acquisition means (65).
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an X-ray imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIGS. 2 (a) to 2 (c) are diagrams showing examples of X-ray images to be joined that are the basis of a long X-ray image
  • FIG. 3 is a flowchart showing an operation procedure by the image processing unit of FIG. 4 (a) is a histogram in the overlapping region 20a of the image 20 shown in FIG. 2 (a), and
  • FIG. 4 (b) is a histogram in the overlapping region 21a of the image 21 shown in FIG. 2 (b).
  • Fig. 5 (a) shows the ratio of the cumulative histogram obtained by accumulating the histogram of Fig. 4 (a), and Fig.
  • FIG. 5 (b) shows the ratio of the cumulative histogram obtained by accumulating the histogram of Fig. 4 (b).
  • 6 (a) and 6 (b) are diagrams illustrating an example of the gradation conversion table between two images generated in step 323 of FIG.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of the standardized gradation conversion table generated in step 332 of FIG.
  • FIG. 8 is a view showing an example of the standardized gradation conversion table generated in step 332 of FIG.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of density contrast equalization processing in step 34 of FIG.
  • An X-ray imaging apparatus 100 of the present embodiment shown in FIG. 1 is an apparatus used for diagnosis in, for example, a hospital, etc., for X-ray irradiation X-ray tube 1 (image imaging means), and transmission X-ray image detection And a flat panel type X-ray detector 4 which is a two-dimensional X-ray detector.
  • the X-ray tube 1 and the detector 4 are configured to be synchronized with each other and movable along the body axis direction Z of the subject M.
  • the detector 4 detects a transmitted X-ray image irradiated from the X-ray tube 1 and passed through the subject M every time an image is captured, and converts the detection result into an electrical signal (X-ray detection signal). Output to the image processing unit 6.
  • the image processing unit 6 (image processing device) is composed of a CPU, ROM, RAM, etc., for display based on a plurality of X-ray images acquired one after another according to the X-ray detection signal output from the detector 4. Image processing (gradation conversion, joining) is performed, and one long X-ray image corresponding to the long imaging region (for example, the region from the abdomen to the lower limb) of the subject M is generated.
  • the display unit 7 receives the output from the image processing unit 6 and displays a long X-ray image.
  • the long X-ray image generated by the image processing unit 6 is stored in a recording device such as a magneto-optical disk device in the form of digital image data, and is transferred to an external device via a network. You can also
  • S1 a step (hereinafter abbreviated as “S”) 1 shown in FIG. 3, data of a plurality of X-ray images to be joined is supplied from the X-ray detector 4 to the image processing unit 6 (joining target). Supply of image data).
  • the image data supplied to the image processing unit 6 is obtained by converting the X-ray detection signal output from the X-ray detector 4 into digital image data via an A / D converter (not shown).
  • three continuous and partially overlapping X-ray images 20 to 22 along the body axis of the subject M are supplied. Shall be. Also, a part of the image 20 and the image 21 overlap, and a part of the image 21 and the image 22 overlap.
  • the number of images supplied is not limited to three, but may be two or four or more.
  • the number of X-ray images to be joined is N, and an identification number from 1 to N is assigned to each of them in the order of imaging.
  • identification numbers 1 to 3 are assigned in order of photographing.
  • the identification number is 1 for the image 20 shown in FIG. 2 (a), 2 for the image 21 shown in FIG. 2 (b), and 3 for the image 22 shown in FIG. 2 (c).
  • the images 20 to 22 supplied to the image processing unit 6 are acquired by the image acquisition unit 61 and temporarily stored in the image memory 62 (storage means).
  • the joint position between the image 20 as the upper image and the image 21 as the middle image is set, and the joint position between the image 21 and the image 22 as the lower image is set.
  • the setting of the joining position may be determined based on an input from the user, or may be determined by a known process (for example, a joint determination process disclosed in JP 2008-67916 A).
  • reference numerals 20a and 21a in FIGS. 2 (a) and 2 (b) mean overlapping regions of the images 20 and 21 when the images 20 and 21 are joined at the joining position set by the position setting unit 63. Shall.
  • reference numerals 21b and 22a in FIGS. 2 (b) and 2 (c) mean overlapping regions of the images 21 and 22 when the images 21 and 22 are joined at the joining position set by the position setting unit 63. It shall be.
  • the long X-ray image obtained by the processing of the image processing unit 6 is required to smoothly connect the joining portions so that the entire image can be seen as one image.
  • a density contrast correction unit 64 is provided in the image processing unit 6, and here, Therefore, a process (density contrast correction process) for suppressing variation in density contrast between images in which the joining positions are set in S2 is performed (S3).
  • concentration and contrast demonstrated below by this embodiment is positioned as one aspect
  • the density contrast correction process of the present embodiment basically performs a process of aligning the display density and contrast of an image adjacent to the selected reference image as that of the reference image. Thereafter, the images having the same density and contrast are joined at the joining position set in S2, and a long X-ray image is generated.
  • the transmitted X-ray dose (the dose incident on the X-ray detector) in the X-ray photon energy band used for imaging the human body decreases logarithmically with respect to the thickness and attenuation coefficient of the transmitted material. Has characteristics. Therefore, by performing the logarithmic conversion process, it is possible to cancel the logarithmic decreasing tendency of the information from the X-ray detector and simply replace it with the integrated information of the thickness of the transmitted substance and the attenuation coefficient. This is the reason for performing logarithmic conversion.
  • the two-image gradation conversion table AB (gradation) for matching one of the adjacent X-ray images 20 and 21 with the other image density and contrast in the first table creation unit 642 (table acquisition means).
  • a gradation conversion table BC (gradation conversion table) between two images of adjacent X-ray images 21 and 22 is also created.
  • the region 21a of the image 21 has a higher image density than the region 20a of the image 20.
  • the density range of histogram B the range from the waveform start position (minimum value) to the end position (maximum value)
  • the region 20a of the image 20 has a higher contrast than the region 21a of the image 21.
  • the width W1 of the density range of the histogram A is wider than that W2 of the histogram B.
  • the feature quantity extraction unit 642b extracts the feature quantities A ′ and B ′ from the histograms A and B derived by the acquisition unit 642a.
  • any one of the minimum value, the average value of the area, the maximum value, the median value, and the mode value of the histogram, or a combination thereof can be cited.
  • a cumulative histogram obtained by accumulating each histogram is obtained, and the cumulative histogram is converted into a ratio (see, for example, FIGS. You can also Here, the ratio of the cumulative histogram is the density value (the density of the image 20 is A1, A2... An, the density of the image 21 is B1, B2... Bn),
  • FIG. 5 is a diagram in which a ratio of values (according to R1, R2,..., Rn for images 20 and 21) obtained by accumulating appearance rates (frequency) of densities equal to or less than a density value is represented on the vertical axis.
  • a combination of a plurality of the above-described feature amounts (for example, minimum value and maximum value) and extracting the combined feature amount may be performed.
  • a combination of a plurality of the above-described feature amounts (for example, minimum value and maximum value) and extracting the combined feature amount may be performed.
  • the table AB when the table AB is created from the above feature quantities, an approximate line of a plurality of feature quantities is derived, and a gradation conversion table is created based on the derived approximate lines.
  • the gradation conversion table AB between the two images based on the feature amount shown in FIG. 6A is created.
  • simultaneous equations may be used as long as there are only two points, or may be derived using the least square method or the like when the number of feature quantities used for table creation is indefinite.
  • the reason for using the approximate straight line is that the sum of the photoelectric effect and the Compton effect when the target is a human tissue within the range of X-ray quality (tube voltage 30 kV to 200 kV) generally used for medical diagnosis.
  • the attenuation coefficient of can be approximated by an exponential function
  • the exponential function part is canceled out, and the pixel value is proportional to the integration of the attenuation coefficient and thickness, so it can be approximated to a linear line. Yes (called the exponential law in X-ray photography).
  • the table is a low pixel region
  • the feature quantity close to the low pixel area for interpolation of the low pixel area of the table feature quantity such as minimum value, average value, several% close to the low pixel side of the histogram accumulation rate.
  • An approximate straight line is obtained using only In the pixel area of the overlapping area, an approximate straight line is obtained using all of the feature quantities for interpolation or the feature quantities excluding the feature quantities close to the low pixel area and the high pixel area.
  • an approximate straight line is obtained using feature quantities close to the high pixel area (highest value, average value, several% of the high pixel value side of the histogram accumulation rate, etc.) for interpolation. Then, each area is created as a table that is interpolated and connected by the approximate straight line obtained for each area. At this time, it is preferable to use a smoothing process (moving average or the like) so that the inclination of the table of the joined portion of each region does not change abruptly.
  • the second table creation unit 643 (second table acquisition means) matches the image density and contrast of the other image with respect to the specific X-ray image that is the reference for the density contrast correction processing.
  • a standardized gradation conversion table ABC (second gradation conversion table) to be generated is created.
  • the reference image selection unit 643a selects a reference image serving as a starting point of density contrast correction processing.
  • the reference image to be selected may be any of the existing images 20, 21, and 22. Alternatively, another image obtained by correcting the density contrast of the images 20, 21, and 22 may be selected.
  • the selection criterion for the reference image is not particularly limited. For example, the minimum value based on the two-image gradation conversion table AB (see FIG. 6 (a)) or BC (see FIG. 6 (b)) created by the creation unit 642 is used.
  • An image having the maximum value may be selected as the reference image, or an image having the smallest average (high contrast) inclination of the conversion table when matched with the reference image may be selected as the reference image.
  • an image having the smallest average (high contrast) inclination of the conversion table when matched with the reference image may be selected as the reference image.
  • a standardized gradation conversion table of the image 21 for the image 20 is created. Since the image 20 is the reference image, the reverse lookup table BA (see FIG. 7) of the two-image gradation conversion table AB (see FIG. 6 (a)) created in S32 may be created and used. .
  • a standardized gradation table of image 22 for image 20 is created.
  • the homogenization processing unit 644 executes the homogenization processing of the images 21, 22 other than the image 20 that is the reference image, based on the created standardized gradation conversion table.
  • all the pixel values of the image 22 are converted into gradations based on the reverse lookup table CB created in S332 to obtain an image 22 '.
  • image 22 ' the density and contrast of the image 21 before gradation conversion and the image 22 'after gradation conversion adjacent to the downstream side thereof are matched (image 22 ⁇ image 22').
  • all the pixel values of the image 22 ' are converted into gradations based on the reverse lookup table BA created in S332 to obtain an image 22 "(image 22' ⁇ image 22").
  • the long image generation unit 65 joins the images 20, 21 ′, and 22 ′′ having the same density and contrast at the joining position set in S2. Create a long image that is one image.
  • the joining of the images may be performed after weighting and correcting arbitrary regions of the overlapping regions 20a, 21a, 21b, and 22a as in a known method, or adjacent images 20, 21 ′, or 21.
  • One of the images “, 22” may be used.
  • the created long image is output to an image output device, but this output device may be a monitor or a film printer, or may be stored as data on a server or a recording medium.
  • the created long image is output and displayed on the display unit 7, and the flow ends.
  • the display density and contrast of each image are made uniform before joining the plurality of X-ray images 20 to 22, there is no variation in density and contrast in the long X-ray image after joining. As a result, a long X-ray image that is easy to diagnose can be acquired.
  • 100 X-ray imaging device 1 X-ray tube (image imaging means), 4 X-ray detector (image imaging means), M subject, 6 image processing unit (image processing device), 61 image acquisition unit, 62 image memory ( Storage means), 63 joint position setting section (joint position setting means), 64 density contrast correction section (correction means), 641 logarithmic conversion processing section (logarithmic conversion processing means), 642 first table creation section (table acquisition means), 642a Histogram acquisition unit (histogram acquisition unit), 642b Feature amount acquisition unit (feature amount acquisition unit), 642c Table generation unit, 643 Second table creation unit (second table acquisition unit), 643a Reference image selection unit (reference image Selection means), 643b table generation unit, 644 homogenization processing unit (homogenization unit), 65 long image generation unit (long image acquisition unit), 7 display unit (display unit), 20-22 X-ray image, 20a , 21a, 21b, 22a Overlapping area, 21 ', 22' Toned image, 22 "gradation Re-converted

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Abstract

　複数のX線画像を接合した接合画像である長尺画像の濃度とコントラストのばらつきを抑制することができる画像処理装置を提供するために、画像処理装置6は、部分的に重複する複数のX線画像(20，21，22)のデータを記憶する画像メモリ62と、複数のX線画像の濃度とコントラストを揃える処理をする濃度コントラスト補正部64と、濃度コントラスト補正部64によって濃度とコントラストが揃えられた全てのX線画像(20，21'，22")を接合し、被検体Mの長尺撮影領域に対応する長尺X線画像を取得する長尺画像取得部65とを有する。濃度コントラスト補正部64は、複数のX線画像のうち隣り合う2つのX線画像(20，21又は21，22)の重複部分(20a，21a，21b，22a)の画像情報に基づいて、2つのX線画像(20，21又は21，22)の濃度とコントラストを揃えることを可能とする階調変換テーブル(AB，BC)を取得する第1テーブル作成部642と、階調変換テーブル(AB，BC)に基づいて、複数のX線画像(20～22)から選択した基準X線画像(20)と該基準X線画像以外の残X線画像(21，22)の濃度とコントラストを揃えることを可能とする第2の階調変換テーブル(BA，CB)を取得する第2テーブル作成部643と、第2の階調変換テーブル(BA，CB)に基づいて、残X線画像(21，22)の濃度とコントラストを揃える処理を実行する均一化処理部644とを有する。

Description

画像処理装置、Ｘ線撮影装置及び画像処理方法
　この発明は、画像処理装置、X線撮影装置及び画像処理方法に関する。
　部分的な重なりを持つ複数のX線画像を用いて接合画像である長尺画像を取得するに際し、接合前の各画像の表示濃度を揃えた後に結合して長尺画像を取得する技術が知られている。例えば特許文献1に開示されている技術は、まず、接合前の各画像を対数変換する。次に対数変換後の各画像に基づいて各画像のヒストグラムを取得する。次に、取得した各ヒストグラムの重心位置のずれを検出し、このずれを修正する。そしてずれ修正後の各画像を結合して接合画像である長尺画像を取得する、というものである。
特開2007-275228号公報
　しかしながら従来手法は、取得すべき接合画像全体の表示濃度を一律にするために、接合前の各画像の濃度を所定値に調整する技術であり、接合画像全体のコントラストの如何には注意が払われていない。
　一般に、X線撮影で得られるX線画像のコントラストは、撮影時に使用するX線の線質(エネルギーの大きさ)に依存する。従って、部分的な重なりを持つ複数の画像を撮影するに際し、各撮影ごとに線質を変えたX線を用いた場合、従来手法によって接合前の各画像の濃度を調整することはできるが、コントラストについては濃度調整後の各画像間で相違することがあった。各画像間でコントラストが相違する場合、ある骨部分を、ある画像でははっきりと確認できるが、別の画像では確認できないなどの不都合を生じうる。
　発明が解決しようとする課題は、複数のX線画像を接合した接合画像である長尺画像の少なくともコントラストのばらつきを抑制することができる画像処理装置と、この装置を含むX線撮影装置とを提供することである。
　この発明は、以下の解決手段によって上記課題を解決する。なお、下記解決手段では、発明の実施形態を示す図面に対応する符号を付して説明するが、この符号は発明の理解を容易にするためだけのものであって発明を限定する趣旨ではない。
　発明に係る画像処理装置(6)は、部分的に重複する複数のX線画像(20，21，22)のデータを記憶する記憶手段(62)と、複数のX線画像を接合し、被検体(M)の長尺撮影領域に対応する長尺X線画像を取得する長尺画像取得手段(65)とを有する。
　これに加え、複数のX線画像(20，21，22)のコントラスト(好ましくは濃度とコントラスト)を揃える処理をする補正手段(64)を有し、長尺画像取得手段(65)は、補正手段(64)によってコントラスト(好ましくは濃度とコントラスト)が揃えられたX線画像(20，21’，22”)を接合し、長尺X線画像を取得する。補正手段(64)は、複数のX線画像のうち隣り合う2つのX線画像(20，21又は21，22)の重複部分(20a，21a，21b，22a)の画像情報に基づいて、2つのX線画像(20，21又は21，22)のコントラスト(好ましくは濃度とコントラスト)を揃えることを可能とする階調変換テーブル(AB，BC)を取得するテーブル取得手段(642)と、階調変換テーブル(AB，BC)に基づいて、複数のX線画像(20～22)のコントラスト(好ましくは濃度とコントラスト)を揃える処理を実行する均一化手段(644)とを有する。
　発明に係るX線撮影装置(100)は、部分的に重複する複数のX線画像(20～22)のデータを取得する画像撮影手段(1，4)と、複数のX線画像を接合処理する画像処理手段(6)と、画像処理手段(6)による処理結果を表示する表示手段(7)とを有する。画像処理手段(6)は、上記発明に係る画像処理装置(6)を有する。表示手段(7)は長尺画像取得手段(65)で取得した長尺X線画像を表示する。
　上記発明によれば、接合画像である長尺画像のコントラストのばらつきを抑制することができる。その結果、診断し易い長尺X線画像が取得され、診断効率の向上に寄与する。
　また、従来、被検体厚みが厚い部位を長尺撮影領域に含む場合、撮影条件の制約から当該厚みが厚い部位の撮影については画質を犠牲にする必要があったが、上記発明によれば、X線の線質を変えて接合対象のX線画像を撮影することができるので、画質を犠牲にすることを回避することができ、しかも被検体(患者)被曝の観点からも有利である。
図1は本発明の一実施形態に係るX線撮影装置の全体構成を示すブロック図 図2(a)～図2(c)は長尺X線画像の元となる接合対象のX線画像の一例を示す図 図3は図1の画像処理部による動作手順を示すフローチャート 図4(a)は図2(a)に示す画像20の重複領域20aにおけるヒストグラムであり、図4(b)は図2(b)に示す画像21の重複領域21aにおけるヒストグラム 図5(a)は図4(a)のヒストグラムを累積した累積ヒストグラムを比率化したものであり、図5(b)は図4(b)のヒストグラムを累積した累積ヒストグラムを比率化したもの 図6(a)及び図6(b)は図3のステップ323で生成される2画像間階調変換テーブルの一例を示す図 図7は図3のステップ332で生成される標準化階調変換テーブルの一例を示す図 図8は図3のステップ332で生成される標準化階調変換テーブルの一例を示す図 図9は図3のステップ34の濃度コントラスト均一化処理の一例を示す図
　以下、上記発明の一実施形態を図面に基づいて説明する。
　図1に示す本実施形態のX線撮影装置100は、例えば病院などで診断に用いられる装置であり、X線照射用のX線管1(画像撮影手段)と、透過X線像検出用の2次元X線検出器であるフラットパネル型などのX線検出器4とを有する。これらX線管1及び検出器4は互いに同期し、被検体Mの体軸方向Zに沿って移動可能に構成されている。被検体Mを静止させた状態で、X線管1及び検出器4を被検体Mの体軸方向Zに移動させながら撮影を繰り返すことにより、被検体Mの体軸に沿った連続的で且つ部分的に重複する複数のX線画像を取得することができる。
　検出器4(画像撮影手段)は、撮影毎に、X線管1から照射され被検体Mを通過した透過X線像を検出し、その検出結果を電気信号(X線検出信号)に変換して画像処理部6に出力する。
　画像処理部6(画像処理装置)は、CPUやROM、RAMなどで構成してあり、検出器4から出力されるX線検出信号に従って次々に取得される複数のX線画像に基づき表示のための画像処理(階調変換、接合)を施し、被検体Mの長尺撮影領域(例えば腹部から下肢までの領域)に対応する1枚の長尺X線画像を生成する。
　表示部7(表示手段)は、画像処理部6からの出力を受けて長尺X線画像を表示する。
　なお、画像処理部6で生成する長尺X線画像は、デジタル画像データの状態で、光磁気ディスク装置などの記録装置に保管し、これをネットワークを介して外部の機器に転送するように構成することもできる。
　次に、画像処理部6の構成をブロック図で示した図1及び図3のフローチャートに基づいて、画像処理部6の動作(S1～S4)を説明する。
　《S1》
　まず、図3に示すステップ(以下「S」と略記する。)1にて、接合対象の複数のX線画像のデータが、X線検出器4から画像処理部6に供給される(接合対象の画像データの供給)。画像処理部6に供給される画像データは、X線検出器4から出力されるX線検出信号がA/D変換器(図示省略)を介してデジタル画像データに変換されたものである。
　本実施形態では、例えば図2(a)～図2(c)に示すような、被検体Mの体軸に沿った連続的で且つ部分的に重複する3つのX線画像20～22が供給されるものとする。また、画像20と画像21の一部が重複し、画像21と画像22の一部が重複するものとする。供給される画像数は3つに限定されず、2つ若しくは4つ以上でもよい。
　なお、ここでは接合対象のX線画像の枚数をNとして、その各々に1からNまでの識別番号を撮影順に割り当てるものとする。本実施形態では、接合対象の画像枚数は3枚であるので、撮影順に1から3までの識別番号が割り当てられる。識別番号は、図2(a)に示す画像20が1、図2(b)に示す画像21が2、図2(c)に示す画像22が3である。
　図1及び図3に戻る。画像処理部6に供給された画像20～22は、画像取得部61で取得され、画像メモリ62(記憶手段)に一旦記憶される。
　《S2》
　次にS2にて、メモリ62に記憶された3つのX線画像のデータは、接合位置設定部63(接合位置設定手段)に読み出され、ここで隣り合う画像それぞれの接合位置が設定される(接合位置の設定)。
　本実施形態では、上画像である画像20と中画像である画像21の接合位置を設定するとともに、画像21と下画像である画像22の接合位置を設定する。接合位置の設定は、ユーザからの入力に基づいて決定しても良く、あるいは公知の処理(例えば特開2008-67916号公報などに開示される接合部の判定処理)により決定することもできる。
　なお、図2(a)及び図2(b)中の符号20a，21aは、位置設定部63で設定した接合位置で画像20，21を接合した場合の画像20，21の重複領域を意味するものとする。図2(b)及び図2(c)中の符号21b，22aについても同様に、位置設定部63で設定した接合位置で画像21，22を接合した場合の画像21，22の重複領域を意味するものとする。
　《S3》
　ところで、画像処理部6の処理により得られる長尺X線画像は、全体で1枚の画像に見えるように、接合部を滑らかに繋げることが必要とされる。滑らかに繋げるには、画像ごとに階調(濃度)を調整し、表示濃度を揃える作業が必要である。得られた長尺X線画像の接合境界線の内と外で濃度差があると、読影し難く、診断能が劣る可能性があるからである。
　しかしながら、表示濃度を揃えるだけでは十分ではなく、接合前の各画像ごとのコントラストを調整し、表示濃度とともに表示コントラストも揃えることが重要である。濃度が同じでもコントラストが異なると、ある骨部分を、ある画像でははっきりと確認できるが、別の画像では確認できない可能性があり、診断し難い長尺X線画像となる。
　そこで本実施形態では、本発明の一実施形態として、接合前の複数のX線画像の表示濃度とコントラストのばらつきを抑制するために、画像処理部6に濃度コントラスト補正部64を設け、ここで、S2にて接合位置が設定された画像間の濃度コントラストのばらつき抑制のための処理(濃度コントラスト補正処理)を行うこととした(S3)。なお、本実施形態で以下説明する、濃度とコントラスト双方を補正する態様は、コントラストを補正する本発明の一態様として位置付けられる。
　本実施形態の濃度コントラスト補正処理は、基本的には、選定した基準画像を起点として、これに隣り合う画像の表示濃度とコントラストを基準画像のそれに揃える処理を行う。その後、濃度とコントラストが揃えられた各画像を、S2で設定した接合位置で接合し、長尺X線画像を生成する。
　以下、濃度コントラスト補正処理(S31～S34)の一例を説明する。
　　《S31》
　まず、接合位置が設定された各画像20～22が濃度コントラスト補正部64(濃度コントラスト補正手段)に供給されると、S31にて、対数変換処理部641(対数変換処理手段)にて各画像20～22が対数変換処理される。
　一般に、人体の撮影に使用するX線の光子エネルギーの帯域での、透過するX線量(X線検出器に入射される線量)は、透過した物質の厚さと減衰係数に対し対数的に減少する特性を持っている。そのため、対数変換処理を行うことで、X線検出器からの情報の対数的な減少傾向を相殺し、単純に透過した物質の厚さと減衰係数の積算情報に置き換えることができる。これが対数変換を行う理由である。
　　《S32》
　次にS32にて、第1テーブル作成部642(テーブル取得手段)にて隣り合うX線画像20，21の一方を他方の画像濃度とコントラストに一致させる2画像間階調変換テーブルAB(階調変換テーブル)を作成する。これとともに本実施形態では、隣り合うX線画像21，22の2画像間階調変換テーブルBC(階調変換テーブル)も作成する。
　以下に、テーブルAB(図6(a)参照)を作成する手法の一例(S321～S323)を説明する。なお、テーブルBC(図6(b)参照)も同様の手順で作成することができるので、その説明を省略する。
　　　《S321》
　まずS321にて、ヒストグラム取得部642a(ヒストグラム取得手段)にて、対数変換された画像20，21の重複領域20a，21aにおける画素信号の強度(濃度。横軸)と出現率(頻度。縦軸)の対応関係を示すヒストグラムを取得する。ここで導出されるヒストグラムA，Bの一例を図4(a)及び図4(b)に示す。
　図4(a)及び図4(b)のヒストグラムA，Bから以下のことが理解できる。まず、画像21の領域21aは、画像20の領域20aより画像濃度が高い。ヒストグラムBの濃度レンジ(波形開始位置(最小値)から終了位置(最大値)までの範囲)が、ヒストグラムAと比較して右寄りに、つまり高濃度側に位置しているからである。次に、画像20の領域20aは、画像21の領域21aよりコントラストが高い。ヒストグラムAの濃度レンジの幅W1が、ヒストグラムBのそれの幅W2と比較して広いからである。以上より、画像20は画像21と比較して、画像濃度は低いがコントラストは高いことが理解できる。濃度とコントラストの補正は、画像20，21のヒストグラムを一致させる処理である。
　　　《S322》
　図1及び図3に戻る。次にS322にて、特徴量抽出部642b(特徴量抽出手段)にて、取得部642aで導出した各ヒストグラムA，Bから特徴量A’，B’を抽出する。
　抽出する特徴量A’，B’の一例としては、ヒストグラムの、最小値、面積の平均値、最大値、中央値、最頻値の何れか一つあるいはこれらの組み合わせが挙げられる。また、各ヒストグラムを累積した累積ヒストグラムを求め、その累積ヒストグラムを比率化し(例えば図5(a)及び図5(b)参照)、複数の比率に対応する濃度を特徴量A’，B’とすることもできる。ここで、累積ヒストグラムを比率化したものとは、濃度値(画像20の濃度をA1、A2・・・An、画像21の濃度をB1、B2・・・Bnとする)を横軸に、その濃度値以下の濃度の出現率(頻度)を累積した値の比率(画像20，21ともにR1、R2・・・Rnとする)を縦軸にして表した図である。
　本実施形態では、各ヒストグラムA，Bから特徴量A’，B’を抽出する際に、上述した特徴量を複数(例えば最小値と最大値など)組み合わせ、その組み合わせ特徴量を抽出することが好ましい。こうすることで、より精度の高い階調変換テーブルの作成に寄与することが可能となる。
　　　《S323》
　次にS323にて、テーブル生成部642cにて、抽出部642bで抽出した各ヒストグラムA，Bの特徴量A’，B’に基づいて、処理部641で対数変換された画像20，21の一方を他方の画像濃度とコントラストに一致させる2画像間階調変換テーブルABを生成する。
　2つの画像20，21から得た特徴量A’，B’から、何れか一方の画像の特徴量が何れか他方の画像の特微量に対応することが分かるが、特徴量以外の画素値がどのように対応しているか不明である。このため、複数の特徴量を元に特徴量間の画素値を補間し、一方の画像の画素値を他方の画像の画素値に変換できる階調変換テーブルを作成する必要がある。
　本実施形態では、上記特徴量よりテーブルABを作成するに際し、複数の特徴量の近似直線を導出し、この導出された近似直線に基づいて階調変換テーブルの作成を行う。これにより図6(a)に示す、特徴量による2画像間階調変換テーブルABが作成される。近似直線式の導出には、2点のみであれば連立方程式を用いても良いし、テーブル作成に用いる特徴量の数が不定である場合は最小二乗法等を用いて導出してもよい。ここで、近似直線を用いる理由は、一般的に医用診断に使用されるX線の線質(管電圧30ｋＶ～200ｋＶ)の範囲で対象が人体の組織である場合、光電効果とコンプトン効果の和の減弱係数は指数関数で近似できるため、対数変換後の画像を用いる場合、指数関数部分は相殺され、画素値は減衰係数と厚みの積算に比例するため1次式の直線に近似できるためである(X線撮影手法では指数関数法則と呼ばれる)。
　ここで、テーブル作成に置いて全ての画素値を1つの近似直線で補間するのでは無く、重複領域20a，21aの画素値の範囲外を補間する場合においては、テーブルを、低画素領域と、重複領域の画素領域と、高画素領域とで、別の直線近似を用いて補間するのが好ましい。具体的には、低画素領域では、テーブルの低画素領域の補間するために低画素領域に近い特徴量(最低値、平均値、ヒストグラム累積率の低画素側に近い数％等の特徴量)のみを用いて近似直線を求める。重複領域の画素領域では、補間のために特徴量の全てか、低画素領域と高画素領域に近い特徴量を除いた特徴量を用いて近似直線を求める。
　高画素領域では、補間のために高画素領域に近い特徴量(最高値、平均値、ヒストグラム累積率の高画素値側数％等の特徴量)を用いて近似直線を求める。そして、各領域を各領域用に求めた近似直線で補間し繋ぎ合わせたテーブルとして作成する。このとき、各領域の繋ぎ合わせ部分のテーブルの傾きが急激に変化しないように平滑化処理(移動平均等)を使用するのが好ましい。
　　《S33》
　次にS33にて、第2テーブル作成部643(第2のテーブル取得手段)にて、濃度コントラスト補正処理の基準となる特定のX線画像に対して、他の画像の画像濃度とコントラストに一致させる標準化階調変換テーブルABC(第2の階調変換テーブル)を作成する。
　以下に、標準化階調変換テーブルABCを作成する方法の一例(S331，S332)を説明する。
　　　《S331》
　まずS331にて、基準画像選択部643a(基準画像選択手段)にて、濃度コントラスト補正処理の起点となる基準画像を選択する。選択する基準画像は、既に存在する画像20，21，22の何れかで良く、あるいは画像20，21，22を濃度コントラスト補正した別画像を選択することもできる。基準画像の選択基準は特に限定されず、例えば作成部642で作成した2画像間階調変換テーブルAB(図6(a)参照)，BC(図6(b)参照)に基づく、最小値又は最大値を持つ画像を基準画像に選択しても良く、あるいは基準画像に合わせた際の変換テーブルの傾きの平均が最も小さい(コントラストが高い)画像を基準画像に選択してもよい。以下、画像20を基準画像として選択する場合を例示する。
　　　《S332》
　次にS332にて、テーブル生成部643bにて、選択部643aで選択した基準画像としての画像20に対し、他の画像である画像21，22の画像濃度とコントラストを一致させる標準化階調変換テーブルを生成する。
　本実施形態では、第1段階としてまず、画像20に対する画像21の標準化階調変換テーブルを作成する。これは画像20が基準画像であるので、S32で作成した2画像間階調変換テーブルAB(図6(a)参照)の逆引きテーブルBA(図7参照)を作成し、これを用いればよい。
　第2段階としては、画像20に対する画像22の標準化階調テーブルを作成する。これは、S32で作成した2画像間階調変換テーブルBC(図6(b)参照)の逆引きテーブルCB(図8参照)を作成し、これと上記逆引きテーブルBAとの合成逆引きテーブルCBA(図示省略)を作成し、これを用いればよい。
　　《S34》
　次にS34にて、均一化処理部644(均一化手段)にて、作成した標準化階調変換テーブルに基づいて、基準画像である画像20以外の画像21，22の均一化処理を実行する。
　例えば、図9に示すように、まず画像21の全画素値を、S332で作成した逆引きテーブルBAに基づく階調に変換して画像21’とする。これにより、画像20と、その下流側に隣り合う階調変換後の画像21’の濃度とコントラストを一致させる(画像21→画像21’)。次に、画像22の全画素値を、S332で作成した合成逆引きテーブルCBAに基づく階調に変換して画像22”とする。これにより、階調変換後の画像21’と、その下流側に隣り合う階調再変換後の画像22”の濃度とコントラストを一致させる(画像22→画像22”)。
　なお、画像22→画像22”の階調変換は、2段階で行うこともできる。
　例えば、まず画像22の全画素値を、S332で作成した逆引きテーブルCBに基づく階調に変換して画像22’とする。これにより、階調変換前の画像21と、その下流側に隣り合う階調変換後の画像22’の濃度とコントラストを一致させる(画像22→画像22’)。次に、画像22’の全画素値を、S332で作成した逆引きテーブルBAに基づく階調に変換して画像22”とする(画像22’→画像22”)。
　以上のS31～S34を経ることで、濃度とコントラストが揃えられた画像20，21’，22”(図9参照)が得られる。
　《S4》
　次にS4にて、長尺画像生成部65(長尺画像取得手段)にて、濃度とコントラストが揃えられた画像20，21’，22”を、S2で設定した接合位置で接合し、一つの画像である長尺画像を作成する。
　各画像の接合は、公知である手法の様に、重複領域20a，21a，21b，22aの任意領域に重みをつけて補正した後に接合しても良く、あるいは隣り合う画像20，21’又は21’、22”の一方の画像を使用しても良い。
　なお、通常は、作成した長尺画像は、画像出力装置に出力されるが、この出力装置は、モニタ、フィルムプリンタでも良いし、データとしてサーバーや、記録媒体へ保存してもよい。
　本実施形態では、作成した長尺画像を表示部7に出力し表示させてフローを終了する。
　本実施形態によれば、複数のX線画像20～22を接合する前に、各画像の表示濃度とコントラストを揃えるので、接合後の長尺X線画像に濃度及びコントラストのばらつきが生じない。その結果、診断のし易い長尺X線画像を取得することができる。
　以上説明した実施形態は、上記発明の理解を容易にするために記載されたものであって、上記発明を限定するために記載されたものではない。したがって、上記の実施形態に開示された各要素は、上記発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。
　100　X線撮影装置、1　X線管(画像撮影手段)、4　X線検出器(画像撮影手段)、M　被検体、6　画像処理部(画像処理装置)、61　画像取得部、62　画像メモリ(記憶手段)、63　接合位置設定部(接合位置設定手段)、64　濃度コントラスト補正部(補正手段)、641　対数変換処理部(対数変換処理手段)、642　第1テーブル作成部(テーブル取得手段)、642a　ヒストグラム取得部(ヒストグラム取得手段)、642b　特徴量取得部(特徴量取得手段)、642c　テーブル生成部、643　第2テーブル作成部(第2のテーブル取得手段)、643a　基準画像選択部(基準画像選択手段)、643b　テーブル生成部、644　均一化処理部(均一化手段)、65　長尺画像生成部(長尺画像取得手段)、7　表示部(表示手段)、20～22　X線画像、20a，21a，21b，22a　重複領域、21’，22’　階調変換後の画像、22”　階調再変換後の画像、AB，BC　2画像間階調変換テーブル(階調変換テーブル)、BA，CB　逆引きテーブル(第2の階調変換テーブル)

Claims (11)

  1. 　部分的に重複する複数のX線画像のデータを記憶する記憶手段と、前記複数のX線画像を接合し、被検体の長尺撮影領域に対応する長尺X線画像を取得する長尺画像取得手段とを、有する画像処理装置において、
    　前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理をする補正手段を有し、前記補正手段は、前記複数のX線画像のうち隣り合う2つのX線画像の重複部分の画像情報に基づいて前記2つのX線画像のコントラストを揃えることを可能とする階調変換テーブルを取得するテーブル取得手段と、前記階調変換テーブルに基づいて前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理を実行する均一化手段とを有し、前記長尺画像取得手段は、前記補正手段によってコントラストが揃えられたX線画像を接合し、前記長尺X線画像を取得することを特徴とする画像処理装置。
  2. 　請求項1記載の画像処理装置において、
    　前記補正手段は、前記複数のX線画像の濃度をさらに揃える処理をすることを特徴とする画像処理装置。
  3. 　請求項1又は2記載の画像処理装置において、
    　前記テーブル取得手段は、前記隣り合う2つのX線画像を対数変換処理する対数変換処理手段と、対数変換された2つのX線画像の重複部分の画像から画素濃度と出現率の対応関係を示すヒストグラムを取得するヒストグラム取得手段と、前記ヒストグラムから少なくとも1つの特徴量を抽出する特徴量抽出手段とを有し、前記特徴量に基づいて、前記階調変換テーブルを生成することを特徴とする画像処理装置。
  4. 　請求項3記載の画像処理装置において、
    　前記特徴量抽出手段は、前記特徴量として、前記ヒストグラムの最小値、面積の平均値、中央値、最大値、最頻値の何れか1つ以上を抽出することを特徴とする画像処理装置。
  5. 　請求項3記載の画像処理装置において、
    　前記特徴量は、前記ヒストグラムの累積値の比率から抽出されることを特徴とする画像処理装置。
  6. 　請求項3記載の画像処理装置において、
    　前記テーブル取得手段は、前記階調変換テーブルを取得するに際し、前記重複部分以外の画像内の低画素領域と高画素領域を、最小二乗法を利用して算出した近似直線を用いて線形補間することを特徴とする画像処理装置。
  7. 　請求項1記載の画像処理装置において、
    　前記補正手段は、前記複数のX線画像から基準X線画像を選択する基準X線画像選択手段を備え、前記均一化手段は、前記基準X線画像以外の画像のコントラストを前記基準X線画像のコントラストに揃える処理を実行することを特徴とする画像処理装置。
  8. 　請求項7記載の画像処理装置において、
    　前記補正手段は、前記階調変換テーブルに基づいて、前記基準X線画像と前記基準X線画像以外の画像のコントラストを揃えることを可能とする第2の階調変換テーブルを取得する第2のテーブル取得手段を備え、前記均一化手段は、前記第2の階調変換テーブルに基づいて、前記基準X線画像以外の画像のコントラストを前記基準X線画像のコントラストに揃える処理を実行することを特徴とする画像処理装置。
  9. 　請求項1記載の画像処理装置において、
    　前記複数のX線画像の接合位置を設定する接合位置設定手段を有し、前記テーブル取得手段は、前記接合位置で前記隣り合う2つのX線画像を接合したときの重複部分の画像情報に基づいて、前記階調変換テーブルを取得することを特徴とする画像処理装置。
  10. 　部分的に重複する複数のX線画像のデータを取得する画像撮影手段と、前記複数のX線画像を接合処理する画像処理手段と、前記画像処理手段による処理結果を表示する表示手段とを、有するX線撮影装置において、
    　前記画像処理手段は、前記複数のX線画像のデータを記憶する記憶手段と、前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理をする補正手段と、前記補正手段によってコントラストが揃えられたX線画像を接合し、被検体の長尺撮影領域に対応する長尺X線画像を取得する長尺画像取得手段とを有し、前記補正手段は、前記複数のX線画像のうち隣り合う2つのX線画像の重複部分の画像情報に基づいて前記2つのX線画像のコントラストを揃えることを可能とする階調変換テーブルを取得するテーブル取得手段と、前記階調変換テーブルに基づいて前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理を実行する均一化手段とを有し、前記表示手段は、前記長尺画像取得手段で取得した前記長尺X線画像を表示することを特徴とするX線撮影装置。
  11. 　部分的に重複する複数のX線画像のデータを記憶する記憶ステップと、前記複数のX線画像を接合し、被検体の長尺撮影領域に対応する長尺X線画像を取得する長尺画像取得ステップと、を有する画像処理方法において、
    　前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理をする補正ステップを有し、前記補正ステップは、前記複数のX線画像のうち隣り合う2つのX線画像の重複部分の画像情報に基づいて前記2つのX線画像のコントラストを揃えることを可能とする階調変換テーブルを取得するテーブル取得ステップと、前記階調変換テーブルに基づいて前記複数のX線画像のコントラストを揃える処理を実行する均一化ステップと、を有し、前記長尺画像取得ステップは、前記補正ステップによってコントラストが揃えられたX線画像を接合し、
    　前記長尺X線画像を取得する長尺X線画像取得ステップを備えることを特徴とする画像処理方法。
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