WO2013005805A1 - 画像処理装置および方法、ｘ線診断装置 - Google Patents

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WO2013005805A1
WO2013005805A1 PCT/JP2012/067222 JP2012067222W WO2013005805A1 WO 2013005805 A1 WO2013005805 A1 WO 2013005805A1 JP 2012067222 W JP2012067222 W JP 2012067222W WO 2013005805 A1 WO2013005805 A1 WO 2013005805A1
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ray
noise
simulation
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坂口　卓弥
南部　恭二郎
白石　邦夫
高橋　徹
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B6/486—Diagnostic techniques involving generating temporal series of image data
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    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise

Definitions

  • the present disclosure relates to an image processing apparatus and method, and an X-ray diagnostic apparatus.
  • Ischemic heart disease is the world's leading disease.
  • endovascular treatment which is a minimally invasive treatment, has been increasing as a treatment method from the viewpoint of reducing the burden on the subject.
  • Endovascular treatment is usually performed under fluoroscopy, and the X-ray apparatus is used as an image guide tool.
  • the treatment time may be 2 to 3 hours.
  • long-term fluoroscopy is required, and as a result, exposure continues for a long time. Therefore, the amount of exposure to the subject and staff becomes a problem.
  • there is also a method of reducing the exposure amount by creating a simulated image from a phantom or the like and sequentially setting scan conditions based on the simulated image.
  • the imaging direction with respect to the subject changes sequentially, and the X-ray transmission state differs depending on the subject and the imaging region, so that an X-ray dose suitable for the imaging region cannot be set.
  • An object of the present disclosure is to provide an image processing apparatus and method and an X-ray diagnostic apparatus that can assist in reducing the exposure dose.
  • the X-ray diagnostic apparatus includes a storage unit, a calculation unit, a first generation unit, and a display unit.
  • the storage unit stores an X-ray image.
  • the calculation unit calculates a first noise amount of the X-ray image.
  • the first generation unit obtains the first X-ray dose corresponding to the first noise image indicated by the first noise amount based on the dependency of the X-ray dose on the noise amount of the noise image, and then the first X-ray dose is At least one second noise image corresponding to a different second X-ray dose is calculated, and a first simulation image is generated by adding the second noise image and the X-ray image.
  • the display unit displays the X-ray image and at least one first simulation image.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray diagnostic apparatus including an image processing apparatus according to a first embodiment.
  • 6 is a flowchart showing the operation of the image processing apparatus according to the first embodiment.
  • A The graph which shows the relationship between noise amount and X-ray dose
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of image display according to the first embodiment.
  • the block diagram which shows the image processing apparatus which concerns on the modification of 1st Embodiment.
  • An X-ray diagnostic apparatus 100 includes an imaging control unit 101, an arm driving unit 102, an arm 103, an X-ray generation unit 104, an X-ray detection unit 105, an interface unit 106, and an image processing device 120.
  • the image processing apparatus 120 includes an image receiving unit 107, an image storage unit 108, a noise calculation unit 109, a simulation image generation unit 110, and an image display unit 111.
  • the imaging control unit 101 generates a control signal for X-ray imaging of the subject 150 by an external trigger, and controls an X-ray generation unit 104, an X-ray detection unit 105, and an arm driving unit 102, which will be described later.
  • the control signal is a signal that determines the X-ray dose, the imaging direction, and the position when performing imaging.
  • the X-ray dose is an amount determined by any one of tube voltage, tube current, pulse width, pulse rate, and radiographic filter imaging conditions, or a combination thereof.
  • the determination of the imaging direction and position is, for example, determining the X-ray irradiation angle with respect to the subject 150, the distance between the X-ray detection unit 105 and the X-ray generation unit 104, and the X-ray imaging field of view from the X-ray generation unit 104. It is to be.
  • the arm drive unit 102 receives a control signal from the imaging control unit 101 and rotates the arm 103 according to the control signal.
  • the arm 103 supports the X-ray generation unit 104 at one end and the X-ray detection unit 105 at the other end so that the X-ray generation unit 104 and the X-ray detection unit 105 face each other.
  • the arm 103 can be driven to rotate by the arm driving unit 102.
  • the X-ray generation unit 104 is supported by one end of the arm 103 and generates X-rays according to a control signal from the imaging control unit 101.
  • the X-ray generation unit 104 may include an X-ray diaphragm unit (not shown) in order to limit the X-ray irradiation field on the subject 150.
  • the X-ray detection unit 105 is supported at one end of the arm 103 other than the X-ray generation unit 104, detects the X-rays generated from the X-ray generation unit 104, and generates an X-ray image.
  • the X-ray detection unit 105 may employ, for example, an FPD (Flat Panel Detector).
  • the interface unit 106 receives an X-ray image from the X-ray detection unit 105, and performs A / D (Analog-Digital) conversion, protocol conversion, and the like.
  • the image receiving unit 107 receives an X-ray image via the interface unit 106.
  • the image storage unit 108 receives the X-ray image from the image receiving unit 107 and stores it.
  • the noise calculation unit 109 receives the X-ray image from the image storage unit 108 and calculates the amount of noise included in the X-ray image.
  • the simulation image generation unit 110 receives the X-ray image and the amount of noise from the noise calculation unit 109, and based on the dependency of the X-ray dose on the noise amount of the noise image, the X-ray dose is different from the X-ray amount obtained by capturing the X-ray image. At least one simulation image indicating the case image is generated. That is, a simulation image is generated when the X-ray dose is less than the X-ray dose when the X-ray image is taken or when the X-ray dose is high.
  • the simulation image generation process will be described later with reference to FIGS.
  • the image display unit 111 receives an X-ray image and one or more simulation images from the simulation image generation unit 110, and displays the X-ray image and one or more simulation images.
  • step S201 the image receiving unit 107 receives an X-ray image.
  • step S202 the noise calculation unit 109 calculates the amount of noise of the X-ray image (hereinafter also referred to as a first noise amount).
  • step S203 the simulation image generation unit 110 obtains a first noise image corresponding to the noise amount based on the dependency of the X-ray dose on the noise amount of the noise image. Moreover, the simulation image generation unit 110 obtains the first X-ray dose corresponding to the first noise image and the first noise amount.
  • the dependency is a calculation formula based on the noise amount of the reference noise image, and the noise image corresponding to the first noise amount is calculated by applying the first noise amount to the calculation formula.
  • a noise image for example, a noise image (average 0, variance ⁇ 2 ) at an incident dose of 1 ⁇ R in the X-ray detection unit 105 may be used. Since the noise amount and the X-ray dose differ depending on the environment or the apparatus, it is desirable to generate the dependency of the X-ray dose on the noise amount from the reference noise image every time diagnosis is performed.
  • step S204 the simulation image generation unit 110 calculates a second noise image corresponding to a second X-ray dose different from the first X-ray dose.
  • noise follows a Poisson distribution. Therefore, when the image luminance is L, the standard deviation of noise is ⁇ L. Further, when dark current is taken into account, more accurate noise estimation can be performed. That is, when the X-ray dose is 1 / N, the amount of noise is 1 / N, so the smaller the X-ray dose, the smaller the noise amount.
  • the X-ray dose is reduced, the brightness of the entire image is also reduced, making it difficult to see the image.
  • the second noise image when the first X-ray dose is halved as the second X-ray dose ideally it corresponds to a noise amount that is ⁇ 2 times the noise amount of the first noise image.
  • a noise image to be calculated may be calculated.
  • it is necessary to generate images with different X doses such that the second X dose is 1/2, 1/4, 2 times, or 3 times the first X dose. Also good.
  • step S205 the simulation image generation unit 110 generates a simulation image by adding the second noise image and the X-ray image.
  • a plurality of second noise images are generated, a plurality of simulation images having different X-ray doses (different image noise amounts) are generated. For example, a simulation image is generated that is one half, one third, or one quarter of the X-ray dose when an X-ray image is taken.
  • step S206 the image display unit 111 displays the X-ray image and the simulation image at the same time.
  • the operation of the image processing apparatus 120 is finished.
  • an X-ray image assumed when the X-ray dose is reduced or increased can be generated in a simulated manner.
  • the amount of noise is calculated for each partial region in the X-ray image, the processing from step S203 to step S205 described above is performed, and a simulation image is generated by combining all the partial regions.
  • the noise uniformization process may be performed on the X-ray image to uniformize the noise of the entire image, and then the same process as the steps after step S203 may be performed.
  • the noise equalization process after the simulation image is generated, the inverse conversion of the noise equalization process may be performed.
  • Fig. 3 (a) is a graph showing the relationship between the amount of noise and the X-ray dose when the luminance of the image is made constant
  • Fig. 3 (b) is a diagram showing an example of a simulation image.
  • the first noise image 302 and the first X-ray dose 303 can be obtained.
  • a second noise amount 305 (as a result, ⁇ N of the first noise amount 301 corresponding to the second X-ray dose 304 when the obtained first X-ray dose 303 is set to 1 / N (N is an arbitrary integer). 2), the second noise image 306 can be calculated.
  • a simulation image corresponding to a desired X-ray dose can be generated by adding the X-ray image and the second noise image.
  • an X-ray image 401 and three simulation images 402 when the X-ray dose is set to one half, one third, and one quarter are displayed side by side.
  • the image quality of the X-ray image 401 can be instantaneously compared with the image quality of the simulation image 402 assuming that the X-ray dose is reduced. Therefore, it becomes easier for the user to determine the standard of the X-ray dose within the range in which the target can be visually recognized, and it can be determined how much the X-ray dose can be reduced, so that the reduction of the X-ray exposure can be supported.
  • the user determines, for example, whether or not the stent can be visually recognized by looking at the simulation image, and “the image quality of the simulation image with the X-ray dose of 1/4 is not visible, but the X-ray dose is 3 minutes. It can easily be determined that the stent can be visually recognized if the image quality of one simulation image is “1.
  • simulation images there are three simulation images, but the present invention is not limited to this, and more simulation images may be displayed simultaneously.
  • an X-ray image is displayed on the main monitor and a simulation image is displayed on the sub-monitor.
  • the X-ray image and the simulation image may be displayed as separate windows in the same monitor.
  • the timing for displaying the simulation image may be any time of continuous display, every time the image is stored in the image storage unit 108, every fixed interval (such as every 30 minutes), or every time the X-ray irradiation angle changes.
  • the image received by the image receiving unit 107 is a still image, but may be a moving image. At this time, it is desirable to display the simulation image as a moving image. However, the X-ray image and the simulation image may not be processed at the same frame rate. In the case of moving images, it is desirable to prepare several frames of reference noise images.
  • the X-ray dose is set as a relative value (1/2 or 1/3), but may be an absolute value (mGy or the like).
  • the imaging conditions may be changed so that the X-ray image becomes the selected simulation image by the user selecting the simulation image.
  • An image processing apparatus including an image selection unit will be described with reference to the block diagram of FIG.
  • An image processing apparatus 1200 illustrated in FIG. 12 includes an image selection unit 1201 in addition to the image processing apparatus 120 illustrated in FIG.
  • the image selection unit 1201 selects an image according to an instruction from the user.
  • a method for selecting an image for example, when a user touches a simulation image displayed on the image display unit 111, the image selection unit 1201 extracts coordinate information on the display screen. The image selection unit 1201 may determine that the simulation image displayed at the position corresponding to this coordinate information is the selected simulation image.
  • the image selection unit 1201 receives an X-ray amount corresponding to the noise amount of the simulation image selected from the noise calculation unit 109, and determines an imaging condition (for example, an X-ray dose) to be set in the imaging control unit 101. (Pulse width, tube current, rate)
  • the user can set the imaging conditions for obtaining a desired X-ray image simply by selecting a simulation image, so that the exposure dose can be adjusted more easily.
  • the standard X-ray image photographing conditions before selecting the simulation image may be held so that the standard X-ray image can be restored at any time.
  • a button such as “standard X-ray image” is displayed on the screen, and the user touches the button so that the image is captured under the standard X-ray image capturing condition.
  • a simulation image is generated using an image, and a simulation image with a different X-ray dose (noise amount) and a current X-ray image are displayed. Therefore, it is possible to easily determine to what extent the exposure dose can be reduced while ensuring the safety, and it is possible to support the reduction of the exposure dose.
  • the simulation image is generated based on the noise amount of the X-ray image.
  • the X-ray dose when the X-ray image is captured may be calculated.
  • FIG. 5 shows a block diagram of an image processing apparatus according to this modification.
  • An image processing apparatus 500 according to this modification includes an image receiving unit 107, an image storage unit 108, a dose calculation unit 501, a simulation image generation unit 502, and an image display unit 111. Since the operations of the image receiving unit 107, the image storage unit 108, and the image display unit 111 are the same as those in the first embodiment, the description thereof is omitted here.
  • the dose calculation unit 501 receives the X-ray image from the image storage unit 108, calculates the luminance of the X-ray image, and calculates the first X-ray dose. In addition, when the X-ray image data includes imaging information indicating imaging conditions (tube current, tube voltage, pulse width, etc.), the dose calculation unit 501 calculates the X-ray dose with reference to the imaging information. May be.
  • the simulation image generation unit 502 receives the first X-ray dose from the dose calculation unit 501, and based on the dependency of the X-ray dose on the noise amount of the noise image, generates a second noise image corresponding to a second X-ray dose different from the first X-ray dose. calculate. Thereafter, the second noise image and the X-ray image are added to generate a simulation image.
  • a simulation image can be generated similarly to the first embodiment while reducing the processing amount of the simulation image generation, and the reduction of the exposure amount can be supported. .
  • an image obtained by performing image processing on the simulation image may be presented. By doing so, the user can select a more easily viewable image.
  • the image processing apparatus 600 includes an image receiving unit 107, an image storage unit 108, a noise calculation unit 109, a first simulation image generation unit 601, a second simulation image generation unit 602, and an image display unit 603. Including. Note that the image reception unit 107, the image storage unit 108, and the noise calculation unit 109 perform the same processing as in the first embodiment, and thus description thereof is omitted here.
  • the first simulation image generation unit 601 performs substantially the same operation as the simulation image generation unit 110 according to the first embodiment.
  • the second simulation image generation unit 602 receives an X-ray image and one or more simulation images from the simulation image generation unit 601 and performs one or more image processing (for example, filter processing) on each of the one or more simulation images, A simulation image is obtained.
  • the simulation image generated by the first simulation image generation unit 601 is referred to as a first simulation image
  • the simulation image of the second simulation image generation unit 602 is referred to as a second simulation image.
  • the filter process may be a spatial filter related to general image processing such as edge enhancement and recursive filter.
  • the image display unit 603 receives the X-ray image and the plurality of second simulation images from the second simulation image generation unit 602, and displays the X-ray image and the plurality of second simulation images.
  • FIG. 7 an example of image display in the image display unit 603 is shown in FIG.
  • the image processing A, the image processing B, and the image processing C are respectively performed for the X-ray image 701 and the three first simulation images in which the X-ray dose is one half, one third, and one quarter.
  • Nine second simulation images 702 that have been subjected to the three filter processes are simultaneously displayed.
  • the user can select an image with a more suitable image quality due to a difference in image processing in addition to a difference in X-ray dose.
  • the user sees the display as shown in FIG. 7, “If the X-ray dose is halved, the image processing A is easy to see.
  • the image processing B is easy to see.
  • the image processing C is easy to see, but the stent cannot be seen. Therefore, the processing B in the case of 1/3 can be selected.
  • the second simulation image may be extracted not on the whole but on a part of the region and displayed on the display unit.
  • the first simulation image and the second simulation image may be displayed at the same time.
  • the image display unit 603 is configured with a touch panel or the like and one second simulation image is selected from the second simulation images
  • the selected X-ray dose is sent to the imaging control unit 101 and the selected image is selected.
  • the processing may be sent to the second simulation image generation unit 602.
  • a simulation image based on the X-ray dose and image processing is generated.
  • a simulation image in which imaging conditions related to the X-ray dose are changed may be used.
  • the first simulation image generation unit 601 generates a simulation image when the tube current is increased or decreased.
  • the second simulation image generation unit 602 generates a simulation image with the pulse width increased or decreased for the first simulation image.
  • the first simulation image generation unit 601 may refer to the dependency of the noise amount on the tube current
  • the second simulation image generation unit 602 may refer to the dependency of the noise amount on the pulse width.
  • the user can select an image that is easier to see among the simulation images. Reduction of exposure dose can be supported.
  • the third embodiment is different in that a target value is set in advance.
  • the target value is an index value related to the X-ray dose or image, and is one of noise amount (Noise SD (Standard Deviation)), image SNR (Signal to Noise Ratio), image LNR (Level to Noise Ratio), X-ray dose and exposure dose. If it is.
  • An image processing apparatus 800 according to the third embodiment includes an image reception unit 107, an image storage unit 108, a noise calculation unit 109, a target value setting unit 801, a simulation image generation unit 802, and an image display unit 803. Note that the image reception unit 107, the image storage unit 108, and the noise calculation unit 109 perform the same processing as in the first embodiment, and thus description thereof is omitted here.
  • a target value setting unit 801 sets a target value for an image based on a user input or a specified value.
  • the target value for example, a value determined for each facility, environment, or subject may be used.
  • the simulation image generation unit 802 performs substantially the same operation as the simulation image generation unit 110, receives the target value from the target value setting unit 801, and responds to the target value based on the dependency of the X-ray dose on the noise amount of the noise image.
  • a target image that is a simulation image obtained by adding the noise image and the X-ray image at the X-ray dose is generated. Since the simulation image generation method is the same as that of the above-described embodiment, the description thereof is omitted.
  • the image display unit 803 receives the X-ray image and the target image from the simulation image generation unit 802, and simultaneously displays the X-ray image, the target image, and the comment regarding the X-ray dose.
  • FIG. 9 shows a case where the target value is an X-ray dose, the left end has a small X-ray dose, and the right end has a high X-ray dose.
  • FIG. 9 shows a case where the target value is an X-ray dose, the left end has a small X-ray dose, and the right end has a high X-ray dose.
  • an X-ray image 901 at the current X-ray dose value current value “ ⁇ ” in the scroll bar 903
  • the target X-ray exposure value target value “ ⁇ ” in the scroll bar 903.
  • the target image 902 at “)” is shown.
  • the image processing apparatus 800 varies the target value of the target value setting unit 801 by sliding the target value on the scroll bar 903, and sequentially generates and displays a target image corresponding to the target value. May be.
  • the comment 904 displays the difference between the current value and the target value. For example, it is only necessary to display “I need to reduce it to one-half”. Further, instead of displaying the comment 904, notification may be given by voice, or both the comment display and voice may be used.
  • the image display unit 803 may display a simulation image at another X-ray irradiation amount in the above-described embodiment in addition to the target image. For example, a simulation image relating to the X-ray dose between the X-ray image and the target image may be displayed.
  • the X-ray dose to be reduced can be presented to the user in an easy-to-understand manner, and the reduction of the exposure dose can be supported.
  • the fourth embodiment is different in that an operation unit for operating a target value is provided, and an X-ray exposure control is performed by determining an X-ray exposure amount by the operation unit.
  • An image processing apparatus according to the fourth embodiment will be described with reference to FIG.
  • the image processing apparatus 1000 according to the fourth embodiment includes an image reception unit 107, an image storage unit 108, a noise calculation unit 109, a target value setting unit 801, a simulation image generation unit 802, an image display unit 803, an operation unit 1001, and a difference.
  • a calculation unit 1002 and an irradiation condition calculation unit 1003 are included. Note that the image receiving unit 107, the image storage unit 108, the noise calculation unit 109, the target value setting unit 801, the simulation image generation unit 802, and the image display unit 803 perform the same operations, and thus description thereof is omitted here.
  • the operation unit 1001 is, for example, a keyboard, a mouse, a touch panel, or the like, and receives an input of a target value from the user. Further, the operation unit 1001 generates an instruction signal after input from the user or after a specified time has elapsed.
  • the difference calculation unit 1002 receives the first noise amount of the X-ray image from the noise calculation unit 109, and the noise amount corresponding to the target value from the simulation image generation unit 802, and calculates the first noise amount and the noise amount of the target value. Calculate the difference.
  • the irradiation condition calculation unit 1003 receives a difference from the difference calculation unit 1002 and calculates an X-ray irradiation condition in X imaging based on the difference. Thereafter, the irradiation condition calculation unit 1003 sends the irradiation conditions to the imaging control unit 101.
  • FIG. 11 an example of image display in the image display unit 603 is shown in FIG.
  • an X-ray image 1101, a target image 1102, and a scroll bar 1103 are displayed simultaneously.
  • the operation unit 1001 inputs a target value to the target value setting unit 801 by sliding the target value indicated by the scroll bar 1103 using the scroll bar 1103 as the operation unit 1001.
  • the target image is generated by inputting the target value from the target value setting unit 801 to the simulation image generating unit 802.
  • By changing the target value in this manner it is possible to sequentially display a simulation image at the X-ray dose corresponding to the target value as the target image 1102, and the user can easily recognize the change in the image quality of the target image.
  • an instruction signal is generated in the operation unit 1001.
  • the instruction signal is generated when the user touches the target image 1102.
  • the instruction signal is generated after the target image is displayed on the image display unit 803 and a predetermined time has elapsed. Any method can be used as long as the target value can be determined, for example, the user presses the determination button or responds by voice.
  • the imaging control unit 101 of the X-ray diagnostic apparatus 100 as shown in FIG. 1 sends an X-ray irradiation condition from the irradiation condition calculation unit 1003 so that the X-ray image 1101 becomes the target image 1102. Is entered. X-ray imaging that becomes a target image can be performed under these irradiation conditions.
  • the target image is variably displayed by changing the target value, and an X-ray irradiation condition corresponding to the target value is calculated by inputting an instruction signal.
  • the X-ray dose can be easily reduced, and the exposure dose to the subject can be reduced.
  • the fifth embodiment is different from the above-described embodiment in that the amount of exposure to the subject is reduced by changing the pulse rate when irradiating X-rays.
  • An image processing apparatus 1300 illustrated in FIG. 13 includes an image reception unit 107, an image storage unit 108, an image display unit 111, a rate setting unit 1301, a simulation image generation unit 1302, and an image selection unit 1303. Since the image receiving unit 107, the image storage unit 108, and the image display unit 111 perform the same operations as those in the first embodiment, description thereof is omitted here.
  • the rate setting unit 1301 sets one or more pulse rate values different from the standard X-ray moving image.
  • the pulse rate value indicates a time interval for irradiating X-rays when imaging the subject.
  • the simulation image generation unit 1302 receives the pulse rate value from the rate setting unit 1301 and generates a simulation moving image corresponding to the pulse rate value. For example, a simulation moving image corresponding to a plurality of pulse rates is generated such as one half or one third of the normal pulse rate.
  • the image selection unit 1303 selects a moving image according to an instruction from the user, receives the pulse rate value of the selected simulation moving image from the rate setting unit 1301, and notifies the imaging control unit 101 of the pulse rate to be set. .
  • FIG. 14 shows X-ray dose pulses in time series.
  • the number of frames of a moving image shot at a normal pulse rate is (a) 30 frames per second, (b) is 15 frames per second with the pulse rate halved, and (c) is the pulse rate.
  • One third is 10 frames per second.
  • by reducing the pulse rate by reducing the frame rate of the moving image the absolute amount of the X-ray dose irradiated to the subject can be reduced although the smoothness as the moving image is lost. .
  • the pulse rate can be lowered within a range in which the user has no problem, and as a result, the exposure amount to the subject can be reduced.
  • the tomographic image in the case of the conventional method is three-dimensional data, whereas the projected two-dimensional data is used during endovascular treatment using an X-ray diagnostic apparatus. Therefore, only one type of “sample image” should be prepared as an input for CT, but 360 types for X-ray diagnostic apparatuses every other direction (for example, LAO (Left Anterior Oblique), RAO (Right Anterior Oblique)). ⁇ CRA (cranial), CAU (caudal) direction every other 360 degree sample images are required, which is not realistic.
  • sample image used in the conventional method is a phantom image or an image of another person and is different from the image of the patient, it is not realistic.
  • state of the subject to be treated such as endovascular treatment, is often different from the sample conditions. For example, when there is cardiac hypertrophy, the difference becomes large depending on the image density.
  • Problem 5 The conventional method does not assume an input of moving images as X-ray images, that is, input of new frames one after another almost in real time.
  • the present disclosure can be used in an X-ray apparatus that handles a two-dimensional projection image, can handle data of an object as an input, and can deal with real-time input, so that the above-described problems can be solved.
  • the present disclosure may be used in the field of image processing apparatuses or X-ray diagnostic apparatuses.
  • DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 ... X-ray diagnostic apparatus, 101 ... Imaging control part, 102 ... Arm drive part, 103 ... Arm, 104 ... X-ray generation part, 105 ... X-ray detection part, 106 ... Interface unit, 107 ... Image receiving unit, 108 ... Image storage unit, 109 ... Noise calculation unit, 110, 502, 802, 1302 ... Simulation image generation unit, 111, 403, 603 , 803 ... Image display unit, 120, 500, 600, 800, 1000 ... Image processing device, 150 ... Subject, 301 ... First noise amount, 302 ... First noise image, 303 ... 1st X-ray dose, 304 ... 2nd X-ray dose, 305 ...
  • 2nd noise amount 306 ... 2nd noise image, 401,701,901,1101 ... X-ray image, 402, 702 ... Simulation image, 501 ...
  • Dose calculation unit 601 ... First simulation image generation unit, 602 ... Second simulation image generation unit, 801 ... Target value setting unit, 902, 1102 ... Target image , 903, 1103 ... scroll bar, 904 ... comment, 1001 ... operation part, 1002 ... difference calculation part, 1003 ... irradiation condition calculation part, 1201, 1303 ... image selection part, 1301... Rate setting unit.

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Abstract

　被ばく量の低減を支援することができる。　画像処理装置は、記憶部、算出部、第１生成部、および表示部を含む。記憶部は、Ｘ線画像を記憶する。算出部は、前記Ｘ線画像の第１ノイズ量を算出する。第１生成部は、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記第１ノイズ量で示される第１ノイズ画像に対応する第１Ｘ線量を得たのち、前記第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を少なくとも１つ算出し、前記第２ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した第１シミュレーション画像を生成する。表示部は、前記Ｘ線画像と少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像とを表示する。

Description

画像処理装置および方法、Ｘ線診断装置
　本開示は、画像処理装置および方法、Ｘ線診断装置に関する。
　虚血性心疾患は世界を代表する病気であり、近年その治療方法として、被検体への負担軽減の観点から低侵襲治療である血管内治療が増えている。血管内治療は通常、Ｘ線透視下に行われ、Ｘ線装置はイメージガイドの道具として使われている。
特開２００９－２５３４３５号公報
　しかしながら、Ｘ線装置を用いたイメージガイド下での治療においては、症例が困難なケースでは治療時間が２、３時間に及ぶこともある。そのような場合は、長時間の透視が必要となるので、結果として長時間被ばくし続けることとなる。そのため、被検体およびスタッフへの被ばく量が問題となる。　
　そのため、ファントム等から模擬画像を作成し、模擬画像をもとにスキャン条件を逐次設定して被ばく量を低減する手法もある。しかし、血管内治療の場合は被検体に対する撮影方向は逐次変化し、被検体および撮影部位によってＸ線の透過状態が異なるため、撮影部位に適したＸ線量を設定することができない。　
　本開示の目的は、被ばく量の低減を支援することができる画像処理装置および方法、Ｘ線診断装置を提供することにある。
　本開示の一実施形態に係るＸ線診断装置は、記憶部、算出部、第１生成部、および表示部を含む。記憶部は、Ｘ線画像を記憶する。算出部は、前記Ｘ線画像の第１ノイズ量を算出する。第１生成部は、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記第１ノイズ量で示される第１ノイズ画像に対応する第１Ｘ線量を得たのち、前記第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を少なくとも１つ算出し、前記第２ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した第１シミュレーション画像を生成する。表示部は、前記Ｘ線画像と少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像とを表示する。
第１の実施形態に係る画像処理装置を含むＸ線診断装置を示すブロック図。 第１の実施形態に係る画像処理装置の動作を示すフローチャート。 （ａ）ノイズ量とＸ線量との関係を示すグラフと、（ｂ）シミュレーション画像の生成例を示す図。 第１の実施形態に係る画像表示の一例を示す図。 第１の実施形態の変形例に係る画像処理装置を示すブロック図。 第２の実施形態に係る画像処理装置を示すブロック図。 第２の実施形態に係る画像表示の一例を示す図。 第３の実施形態に係る画像処理装置を示すブロック図。 第３の実施形態に係る画像表示の一例を示す図。 第４の実施形態に係る画像処理装置を示すブロック図。 第４の実施形態に係る画像表示の一例を示す図。 画像選択部を備える画像処理装置を示すブロック図。 第５の実施形態に係る画像処理装置を示すブロック図。 レート設定部におけるパルスレート設定の概念図。
　以下、図面を参照しながら本実施形態に係る画像処理装置および方法、Ｘ線診断装置について詳細に説明する。なお、以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。
　本実施形態に係るＸ線診断装置について図１を参照して説明する。　
　本実施形態に係るＸ線診断装置１００は、撮影制御部１０１、アーム駆動部１０２、アーム１０３、Ｘ線発生部１０４、Ｘ線検出部１０５、インタフェース部１０６、および画像処理装置１２０を含む。　
　また、画像処理装置１２０は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、ノイズ算出部１０９、シミュレーション画像生成部１１０、および画像表示部１１１を含む。
　撮影制御部１０１は、外部からのトリガにより、被検体１５０をＸ線撮影するための制御信号を生成し、後述するＸ線発生部１０４とＸ線検出部１０５とアーム駆動部１０２とを制御する。制御信号は、撮影を行う際のＸ線量、撮影方向および位置を決定する信号である。Ｘ線量は、本実施形態では、管電圧、管電流、パルス幅、パルスレート、および線質フィルタのいずれかの撮影条件、またはこれらの組み合わせにより決定される量とする。撮影方向および位置の決定とは、例えば、被検体１５０に対するＸ線の照射角度、Ｘ線検出部１０５とＸ線発生部１０４との距離、Ｘ線発生部１０４からのＸ線の撮影視野を決定することである。
　アーム駆動部１０２は、撮影制御部１０１から制御信号を受け取り、制御信号に従ってアーム１０３を回転駆動させる。　
　アーム１０３は、Ｘ線発生部１０４とＸ線検出部１０５とが対向するように、一端にＸ線発生部１０４を支持し、もう一端にＸ線検出部１０５を支持する。また、アーム１０３は、アーム駆動部１０２によって回転駆動が可能である。　
　Ｘ線発生部１０４は、アーム１０３の一端に支持され、撮影制御部１０１からの制御信号によりＸ線を発生する。なお、Ｘ線発生部１０４は、被検体１５０に対するＸ線の照射野を制限するために、Ｘ線絞り部（図示せず）を含んでもよい。
　Ｘ線検出部１０５は、アーム１０３のＸ線発生部１０４とは別の一端に支持され、Ｘ線発生部１０４から発生したＸ線を検出し、Ｘ線画像を生成する。Ｘ線検出部１０５は、例えばＦＰＤ（Flat Panel Detector）を採用すればよい。　
　インタフェース部１０６は、Ｘ線検出部１０５からＸ線画像を受け取り、Ａ／Ｄ（Analog-Digital）変換、プロトコル変換などを行う。　
　画像受信部１０７は、インタフェース部１０６を介してＸ線画像を受け取る。
　画像記憶部１０８は、画像受信部１０７からＸ線画像を受け取って記憶する。　
　ノイズ算出部１０９は、画像記憶部１０８からＸ線画像を受け取り、Ｘ線画像に含まれるノイズ量を計算する。　
　シミュレーション画像生成部１１０は、ノイズ算出部１０９からＸ線画像およびノイズ量を受け取り、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、Ｘ線画像を撮影したＸ線量とは異なるＸ線量の場合の画像を示すシミュレーション画像を少なくとも１つ生成する。すなわち、Ｘ線画像を撮影したときのＸ線量よりも、Ｘ線量が少ない場合、またはＸ線量が多い場合のシミュレーション画像を生成する。シミュレーション画像生成処理については図２および図３を参照して後述する。
　画像表示部１１１は、シミュレーション画像生成部１１０から、Ｘ線画像と１以上のシミュレーション画像とを受け取り、Ｘ線画像と１以上のシミュレーション画像とを表示する。
　次に、画像処理装置１２０の動作について図２のフローチャートを参照して説明する。
　ステップＳ２０１では、画像受信部１０７が、Ｘ線画像を受信する。　
　ステップＳ２０２では、ノイズ算出部１０９が、Ｘ線画像のノイズ量（以下、第１ノイズ量ともいう）を算出する。　
　ステップＳ２０３では、シミュレーション画像生成部１１０が、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、ノイズ量に対応する第１ノイズ画像を得る。また、シミュレーション画像生成部１１０は、第１ノイズ画像および第１ノイズ量に対応した第１Ｘ線量を得る。　
　ここで、依存性とは、基準ノイズ画像のノイズ量を基にした計算式であり、第１ノイズ量を計算式に当てはめ、第１ノイズ量に対応するノイズ画像を算出する。基準ノイズ画像は、例えば、Ｘ線検出部１０５において入射線量１μＲでのノイズ画像（平均０、分散σ２）を用いればよい。なお、ノイズ量とＸ線量とは、環境または装置により異なるため、診断を行なうたびに、基準ノイズ画像からノイズ量に対するＸ線量の依存性を生成することが望ましい。
　ステップＳ２０４では、シミュレーション画像生成部１１０が、第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を算出する。　
　通常のＸ線画像では、ノイズはポアソン分布に従うため、画像輝度をＬとすると、ノイズの標準偏差は√Ｌとなる。また、暗電流を考慮した場合は、より正確なノイズ推定ができる。つまり、Ｘ線量をＮ分の１とした場合、ノイズ量は√Ｎ分の１なので、Ｘ線量が少ないほどノイズ量が少なくなる。しかし、実際には、Ｘ線量を減らすと画像全体の輝度も減少し画像が見にくくなる。よって、通常は、Ｘ線量を減らした分、ゲインをかけて画像の輝度をほぼ一定に保つようにする。Ｘ線量を２分の１とすると、ノイズ量は√２分の１となるが、元のＸ線量における画像の輝度を保つため、２倍のゲインをかける。すると、ノイズ量は２×１／√２＝√２となり、相対的にノイズが増大する。よって、画像輝度を一定とする条件下では、Ｘ線量が少ないほど画質が劣化した、すなわちノイズ量が相対的に多いＸ線画像となる。　
　具体的には、第２Ｘ線量として第１Ｘ線量を２分の１にしたときの第２ノイズ画像を得る場合は、理想的には第１ノイズ画像のノイズ量の√２倍のノイズ量に対応するノイズ画像を算出すればよい。なお、第２ノイズ画像を複数生成する場合は、第２Ｘ線量が第１Ｘ線量の２分の１、４分の１、または２倍、３倍といったようにそれぞれＸ線量が異なる画像を生成してもよい。
　ステップＳ２０５では、シミュレーション画像生成部１１０が、第２ノイズ画像とＸ線画像とを加算することによりシミュレーション画像を生成する。第２ノイズ画像が複数生成された場合は、Ｘ線量が異なる（画像のノイズ量が異なる）複数のシミュレーション画像が生成される。例えば、Ｘ線画像を撮影したときのＸ線量の２分の１、３分の１または４分の１となるようなシミュレーション画像が生成される。
　ステップＳ２０６では、画像表示部１１１が、Ｘ線画像とシミュレーション画像とを同時に表示する。以上で画像処理装置１２０の動作を終了する。このように、Ｘ線量を減らした場合、または増やした場合に想定されるＸ線画像を模擬的に生成することができる。
　なお、上記ステップでは、Ｘ線画像中の部分領域ごとにノイズ量を計算して、上述のステップＳ２０３からステップＳ２０５までの処理を行い、すべての部分領域を合わせることでシミュレーション画像を生成するような場合を想定しているが、これに限られない。例えば、Ｘ線画像についてノイズ均一化処理を行って画像全体のノイズを均一化してから、ステップＳ２０３以降のステップと同様の処理を行なってもよい。ノイズ均一化処理を行う場合は、シミュレーション画像を生成した後に、ノイズ均一化処理の逆変換を行えばよい。
　ここで、具体的なシミュレーション画像の生成例について図３を参照して説明する。
　図３（ａ）は、画像の輝度を一定にしたときのノイズ量とＸ線量との関係を示すグラフであり、図３（ｂ）は、シミュレーション画像の一例を示す図である。
　図３（ａ）に示すように、Ｘ線画像の第１ノイズ量３０１が得られると、第１ノイズ画像３０２および第１Ｘ線量３０３を得ることができる。続いて、得られた第１Ｘ線量３０３をＮ分の１（Ｎは任意の整数）にしたときの第２Ｘ線量３０４に対応する第２ノイズ量３０５（結果として、第１ノイズ量３０１の√Ｎ倍）から、第２ノイズ画像３０６を算出することができる。
　その後、図３（ｂ）に示すように、Ｘ線画像と第２ノイズ画像とを加算することにより、所望のＸ線量に相当するシミュレーション画像を生成することができる。
　次に、画像表示部１１１における画像表示の一例について図４を参照して説明する。　
　図４の例は、Ｘ線画像４０１と、Ｘ線量を２分の１、３分の１、４分の１にした場合の３つのシミュレーション画像４０２とを並べて表示する。このようにすることで、Ｘ線画像４０１の画質と、Ｘ線量を低減させたと仮定した場合のシミュレーション画像４０２の画質とを瞬時に比較することができる。よって、ユーザが、目標物を視認できる範囲のＸ線量の目安が判断しやすくなり、どこまでＸ線量を減らせるかを判断できるため、Ｘ線被ばく量の低減を支援することができる。　
　具体的には、ユーザが、例えばステントを視認できるかどうかをシミュレーション画像を見て判断し、「Ｘ線量が４分の１のシミュレーション画像の画質ではステントが見えないが、Ｘ線量が３分の１のシミュレーション画像の画質であればステントが視認できる」ということが容易に判断できる。
　なお、図４の例ではシミュレーション画像は３つであるが、これに限らず、さらに多くのシミュレーション画像を同時に表示してもよい。また、ここではメインモニタにＸ線画像を、サブモニタにシミュレーション画像を表示する例を想定しているが、同じモニタ内に別ウィンドウとしてＸ線画像とシミュレーション画像とを表示してもよい。　
　さらにシミュレーション画像を表示するタイミングは、常時表示、画像が画像記憶部１０８に記憶されるごと、一定間隔（３０分ごとなど）またはＸ線の照射角度が変わるごと、のいずれでもよい。
　また、本実施形態では、画像受信部１０７で受信される画像は静止画であるが、動画であってもよい。このとき、シミュレーション画像も動画で表示することが望ましい。ただし、Ｘ線画像とシミュレーション画像とは、同じフレームレートで処理しなくてもよい。また、動画の場合は、基準ノイズ画像を数フレーム用意することが望ましい。
　また、本実施形態では、Ｘ線量の設定は相対値（２分の１、３分の１など）で行なっているが、絶対値（ｍＧｙなど）でもよい。
　なお、ユーザがシミュレーション画像を選択することにより、Ｘ線画像が選択されたシミュレーション画像となるように撮影条件が変更されてもよい。
　画像選択部を備える画像処理装置について図１２のブロック図を参照して説明する。　
　図１２に示す画像処理装置１２００は、図１に示す画像処理装置１２０に加えて、画像選択部１２０１を含む。
　画像選択部１２０１は、ユーザからの指示により画像を選択する。画像を選択する方法としては、例えば、画像表示部１１１に表示されるシミュレーション画像をユーザがタッチすることにより、画像選択部１２０１が表示画面上の座標情報を抽出する。画像選択部１２０１は、この座標情報に対応する位置に表示されるシミュレーション画像を、選択されたシミュレーション画像と判定すればよい。　
　シミュレーション画像が選択された場合、画像選択部１２０１は、ノイズ算出部１０９から選択されたシミュレーション画像のノイズ量に対するＸ線量を受け取り、撮影制御部１０１へ設定すべき撮影条件（例えば、Ｘ線量を決定するパルス幅、管電流、レート）を通知する。
　こうすることで、ユーザはシミュレーション画像を選択するだけで、所望のＸ線画像となる撮影条件を設定することができるので、より簡単に被ばく量を調整することができる。なお、シミュレーション画像を選択する前の標準のＸ線画像の撮影条件を保持しておき、いつでも標準のＸ線画像に戻れるようにしてもよい。例えば、画面上に「標準のＸ線画像」といったボタンを表示しておき、ユーザがボタンにタッチすることにより、標準のＸ線画像の撮影条件で撮影するようにすればよい。
　以上に示した第１の実施形態によれば、Ｘ線画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、現在のＸ線画像の第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量と対応する第２ノイズ画像を用いてシミュレーション画像を生成し、Ｘ線量（ノイズ量）が異なったシミュレーション画像と現在のＸ線画像とを表示することにより、ユーザがノイズ量の異なるシミュレーション画像を見ることで、画像の視認性を確保しつつどの程度まで被ばく量を低減できるかを容易に判断でき、被ばく量の低減を支援することができる。
　（第１の実施形態の変形例）　 
　上述の画像処理装置１２０では、Ｘ線画像のノイズ量をもとにシミュレーション画像を生成したが、Ｘ線画像を撮像したときのＸ線量を算出してもよい。
　本変形例にかかる画像処理装置のブロック図を図５に示す。　
　本変形例にかかる画像処理装置５００は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、線量算出部５０１、シミュレーション画像生成部５０２、および画像表示部１１１を含む。　
　画像受信部１０７、画像記憶部１０８、および画像表示部１１１の動作については、第１の実施形態と同様の動作を行うためここでの説明は省略する。
　線量算出部５０１は、画像記憶部１０８からＸ線画像を受け取り、Ｘ線画像の輝度を計算して第１Ｘ線量を算出する。また、線量算出部５０１は、Ｘ線画像のデータ中に撮影条件（管電流、管電圧、パルス幅など）を示す撮像情報が含まれている場合は、撮像情報を参照してＸ線量を算出してもよい。
　シミュレーション画像生成部５０２は、線量算出部５０１から第１Ｘ線量を受け取り、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を算出する。その後、第２ノイズ画像とＸ線画像とを加算してシミュレーション画像を生成する。
　以上に示した第１の実施形態の変形例によれば、シミュレーション画像生成の処理量を軽減しつつ第１の実施形態と同様にシミュレーション画像を生成でき、被ばく量の低減を支援することができる。
　（第２の実施形態）　
　第２の実施形態として、シミュレーション画像にさらに画像処理を行った画像を提示してもよい。こうすることで、より見やすい画像をユーザが選択することができる。
　第２の実施形態に係る画像処理装置について図６のブロック図を参照して説明する。　
　第２の実施形態に係る画像処理装置６００は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、ノイズ算出部１０９、第１シミュレーション画像生成部６０１、第２シミュレーション画像生成部６０２、および画像表示部６０３を含む。なお、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、およびノイズ算出部１０９は、第１の実施形態と同様の処理を行うため、ここでの説明は省略する。
　第１シミュレーション画像生成部６０１は、第１の実施形態に係るシミュレーション画像生成部１１０とほぼ同様の動作を行う。　
　第２シミュレーション画像生成部６０２は、シミュレーション画像生成部６０１からＸ線画像および１以上のシミュレーション画像を受け取り、１以上のシミュレーション画像についてそれぞれ１以上の画像処理（例えばフィルタ処理など）を行い、複数のシミュレーション画像を得る。ここで便宜上、第１シミュレーション画像生成部６０１で生成されるシミュレーション画像を第１シミュレーション画像、第２シミュレーション画像生成部６０２のシミュレーション画像を第２シミュレーション画像と呼ぶ。例えば、３つの第１シミュレーション画像に対して、２つのフィルタ処理を行う場合は、３×２＝６の第２シミュレーション画像を得ることができる。　
　またフィルタ処理は、例えば、エッジ強調、リカーシブフィルタといった一般的な画像処理に関する空間フィルタであればよい。　
　画像表示部６０３は、第２シミュレーション画像生成部６０２からＸ線画像と複数の第２シミュレーション画像とを受け取り、Ｘ線画像と複数の第２シミュレーション画像とを表示する。
　次に、画像表示部６０３における画像表示の一例を図７に示す。　
　図７では、Ｘ線画像７０１と、Ｘ線量が２分の１、３分の１および４分の１となる３つの第１シミュレーション画像のそれぞれに対し画像処理Ａ、画像処理Ｂおよび画像処理Ｃの３つのフィルタ処理を行った９つの第２シミュレーション画像７０２とを同時に表示する。　
　このようにすることで、Ｘ線量の違いに加えて画像処理の違いにより、ユーザがより適した画質の画像を選択することができる。例えば、ユーザは、図７に示すような表示を見ることにより「Ｘ線量を２分の１にした場合は画像処理Ａが見やすい。Ｘ線量を３分の１にした場合は画像処理Ｂが見やすい。Ｘ線量を４分の１にした場合は画像処理Ｃが見やすいが、ステントが見えない。よって３分の１の場合の処理Ｂにしよう。」という選択をすることができる。
　なお、第２シミュレーション画像を全体ではなく、一部の領域のみ抽出して表示部に表示するようにしてもよい。また、比較のため、第１シミュレーション画像と第２シミュレーション画像とを同時に表示してもよい。　
　さらに、画像表示部６０３をタッチパネルなどで構成し、第２シミュレーション画像のうちの１つの第２シミュレーション画像を選択した場合に、選択されたＸ線量が撮影制御部１０１に送られ、選択された画像処理が第２シミュレーション画像生成部６０２へ送られるようにしてもよい。　
　なお、第２の実施形態は、Ｘ線量と画像処理とによるシミュレーション画像を生成するが、Ｘ線量に関する撮影条件を変動させたシミュレーション画像でもよい。例えば、第１シミュレーション画像生成部６０１では管電流を増減させた場合のシミュレーション画像を生成する。第２シミュレーション画像生成部６０２では、この第１シミュレーション画像についてパルス幅を増減させたシミュレーション画像を生成する。この場合、第１シミュレーション画像生成部６０１では、管電流に対するノイズ量の依存性を参照すればよく、第２シミュレーション画像生成部６０２では、パルス幅に対するノイズ量の依存性を参照すればよい。
　以上に示した第２の実施形態によれば、第１シミュレーション画像に画像処理を行った第２シミュレーション画像を表示することで、シミュレーション画像の中でより見やすい画像をユーザが選択することができ、被ばく量の低減を支援することができる。
　（第３の実施形態）　
　第３の実施形態では、予め目標値を設定する点が異なる。目標値はＸ線量または画像に関する指標値であり、ノイズ量（ノイズＳＤ（Standard Deviation））、画像ＳＮＲ（Signal to Noise Ratio）、画像ＬＮＲ（Level to Noise Ratio）、Ｘ線量および被ばく量のいずれかであればよい。
　第３の実施形態に係る画像処理装置について図８のブロック図を参照して説明する。　
　第３の実施形態に係る画像処理装置８００は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、ノイズ算出部１０９、目標値設定部８０１、シミュレーション画像生成部８０２、および画像表示部８０３を含む。なお、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、およびノイズ算出部１０９は、第１の実施形態と同様の処理を行うため、ここでの説明は省略する。
　目標値設定部８０１は、ユーザ入力または規定値により画像に関する目標値を設定する。目標値は、例えば施設、環境、または被検体ごとに定められた値を用いればよい。　
　シミュレーション画像生成部８０２は、シミュレーション画像生成部１１０とほぼ同様の動作を行い、目標値設定部８０１から目標値を受け取り、ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、目標値に対応するＸ線量でのノイズ画像とＸ線画像とを加算したシミュレーション画像である目標画像を生成する。シミュレーション画像の生成方法は、上述の実施形態と同様であるため説明を省略する。　
　画像表示部８０３は、シミュレーション画像生成部８０２から、Ｘ線画像と目標画像とを受け取り、Ｘ線画像と目標画像とＸ線量に関するコメントとを同時に表示する。
　次に、画像表示部８０３における画像表示の一例について図９に示す。　
　図９では、Ｘ線画像９０１、目標画像９０２、スクロールバー９０３、およびコメント９０４を同時に表示する。　
　スクロールバー９０３は、目標値の高低を示す。図９では、目標値をＸ線量として、左端はＸ線量が少なく、右端はＸ線量が高い場合を示す。また、現在のＸ線量の値（スクロールバー９０３中の現在値“○”）でのＸ線画像９０１が示され、目標値であるＸ線被ばく量の値（スクロールバー９０３中の目標値“□”）での目標画像９０２が示される。なお、画像処理装置８００は、スクロールバー９０３上の目標値をスライドさせることにより、目標値設定部８０１の目標値を可変させ、逐次、目標値に対応する目標画像を生成し、表示するようにしてもよい。
　また、コメント９０４には、現在値と目標値とを差を表示する。例えば「あと２分の１に減らす必要があります」と表示すればよい。さらに、コメント９０４を表示するかわりに、音声で通知してもよいし、コメント表示と音声とを共に用いてもよい。　
　画像表示部８０３は、目標画像に加え、上述した実施形態における他のＸ線照射量におけるシミュレーション画像を表示するようにしてもよい。例えば、Ｘ線画像と目標画像との間のＸ線量に関するシミュレーション画像を表示するようにしてもよい。
　以上に示した第３の実施形態によれば、目標値を設定することにより、ユーザに低減すべきＸ線量をわかりやすく提示することができ、被ばく量の低減を支援することができる。
　（第４の実施形態）　
　第４の実施形態では、目標値を操作する操作部を備え、操作部によりＸ線被ばく量を決定してＸ線撮影制御を行う点が異なる。　
　第４の実施形態に係る画像処理装置について図１０を参照して説明する。　
　第４の実施形態に係る画像処理装置１０００は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、ノイズ算出部１０９、目標値設定部８０１、シミュレーション画像生成部８０２、画像表示部８０３、操作部１００１、差分計算部１００２、および照射条件計算部１００３を含む。　
　なお、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、ノイズ算出部１０９、目標値設定部８０１、シミュレーション画像生成部８０２、および画像表示部８０３については同様の動作を行うためここでの説明は省略する。
　操作部１００１は、例えばキーボードやマウス、タッチパネルなどであり、ユーザからの目標値の入力を受け付ける。また、操作部１００１は、ユーザからの入力、または規定時間経過した後に指示信号が生成される。　
　差分計算部１００２は、ノイズ算出部１０９からＸ線画像の第１ノイズ量を、シミュレーション画像生成部８０２から目標値に対応するノイズ量をそれぞれ受け取り、第１ノイズ量と目標値のノイズ量との差を計算する。　
　照射条件計算部１００３は、差分計算部１００２から差を受け取り、差に基づいてＸ撮影におけるＸ線の照射条件を算出する。その後、照射条件計算部１００３が照射条件を撮影制御部１０１へ送る。
　次に、画像表示部６０３における画像表示の一例について図１１に示す。　
　図１１では、Ｘ線画像１１０１、目標画像１１０２、およびスクロールバー１１０３を同時に表示する。また、図１１に示す例では、スクロールバー１１０３を操作部１００１として、スクロールバー１１０３に示す目標値をスライドさせることにより、操作部１００１が目標値設定部８０１に目標値を入力する。そして目標値設定部８０１からシミュレーション画像生成部８０２に目標値が入力されることで、目標画像が生成されることになる。　
　このように目標値を変化させることで、逐次、目標値に対応するＸ線量におけるシミュレーション画像を目標画像１１０２として表示させることができ、目標画像の画質の変化をユーザが認識しやすくなる。
　また、ユーザが目標画像でＸ線撮影を行うと判断した場合には、操作部１００１において指示信号が生成される。図１１の例では、例えば、ユーザが目標画像１１０２をタッチすることで指示信号が生成される。または、目標画像が画像表示部８０３に表示され一定時間が経過した後で指示信号が生成される。なお、ユーザが決定ボタンを押す、または音声により応答するなど、目標値を決定できる手法であれば何でもよい。指示信号が生成された場合は、図１に示すようなＸ線診断装置１００の撮影制御部１０１に、照射条件計算部１００３からＸ線画像１１０１が目標画像１１０２となるようなＸ線の照射条件が入力される。この照射条件により目標画像となるようなＸ線撮影を行うことができる。
　以上に示した第４の実施形態によれば、目標値を可変させて目標画像を可変的に表示し、指示信号を入力することで目標値に対応するＸ線の照射条件を計算させて撮影制御部にフィードバックすることで、容易にＸ線量を減少させることができ、被検体への被ばく量を低減することができる。
　（第５の実施形態）　
　第５の実施形態では、Ｘ線を照射する際のパルスレートを変更することにより、被検体への被ばく量を低減する点が上述の実施形態と異なる。
　第５の実施形態に係る画像処理装置について図１３のブロック図を参照して説明する。　
　図１３に示す画像処理装置１３００は、画像受信部１０７、画像記憶部１０８、画像表示部１１１、レート設定部１３０１、シミュレーション画像生成部１３０２および画像選択部１３０３を含む。　
　画像受信部１０７、画像記憶部１０８および画像表示部１１１は、第１の実施形態と同様の動作を行うためここでの説明を省略する。
　レート設定部１３０１は、標準のＸ線動画像とは異なるパルスレート値を１つ以上設定する。パルスレート値は、被検体を撮影するときにＸ線を照射する時間間隔を示す。　
　シミュレーション画像生成部１３０２は、レート設定部１３０１からパルスレート値を受け取り、パルスレート値に応じたシミュレーション動画像を生成する。例えば、通常のパルスレートの２分の１、３分の１といったように、複数のパルスレートに応じたシミュレーション動画像を生成する。　
　画像選択部１３０３は、ユーザからの指示に応じて動画像を選択し、レート設定部１３０１から選択されたシミュレーション動画像のパルスレート値を受け取り、撮影制御部１０１へ設定すべきパルスレートを通知する。
　次に、レート設定部１３０１で設定されるパルスレートの概念図を図１４に示す。　
　図１４は、Ｘ線量のパルスを時系列で示したものである。例えば、通常のパルスレートにより撮影される動画像のフレーム数を（ａ）秒間３０フレームと仮定すると、（ｂ）はパルスレートを２分の１とした秒間１５フレーム、（ｃ）はパルスレートを３分の１とした秒間１０フレームとなる。図１４に示すように、パルスレートを下げて動画像のフレームレートを減らすことで、動画像としての滑らかさは失われるものの、被検体に照射されるＸ線量の絶対量を低減することができる。　
　以上に示した第５の実施形態によれば、Ｘ線画像を動画像で表示させる場合に、複数のパルスレートにおけるシミュレーション動画像を生成することで、動画像としての滑らかさが要求されない場合に、ユーザが問題のない範囲でパルスレートを下げることができ、結果として被検体への被ばく量を低減することができる。
　（比較例）　
　以下比較例として従来の手法と問題点とを説明する。　
　従来手法として、被ばく低減を目的としたＣＴに関するものがある。この従来手法は、ファントム等の「サンプル画像」および所望の「スキャン条件」を入力すると、そのノイズ量になるようにサンプル画像を処理して「模擬画像」を生成する。ユーザは模擬画像を目視しながら、病変が確認できる限界までスキャン条件を逐次再設定することにより被ばくを低減することが可能である。しかし、この従来手法をＸ線診断装置を用いた血管内治療時に採用すると、以下のような問題が生じる。
　問題１：「模擬画像」を目視しながら「スキャン条件」を逐次再設定する必要があるため、試行錯誤が必要であり、設定完了までに時間がかかってしまう。血管内治療とは数分を争う治療のため、こうした試行錯誤に要する時間は好ましくない。
　問題２：従来手法の場合の断層画像は３次元データであるのに対し、Ｘ線診断装置を用いた血管内治療時に使用されるのは投影された２次元データである。よって入力として用意すべき「サンプル画像」は、ＣＴでは１種類でよいが、Ｘ線診断装置では全方向（例えばＬＡＯ（Left Anterior Oblique）、ＲＡＯ(Right Anterior Oblique）方向に１度おきとして３６０種類×ＣＲＡ（cranial）、ＣＡＵ（caudal）方向に１度おきとして３６０種類＝１２９６００種類）のサンプル画像が必要となってしまい、現実的ではない。
　問題３：従来手法で用いる「サンプル画像」とは、ファントム画像もしくは他人の画像のため、当該患者の画像とは異なるため、現実味に欠ける。特に、血管内治療のように治療しようとする被検体の様子はサンプル条件とは異なることが多く、例えば心肥大などがあると、画像濃度などで異なりが大きくなってしまう。
　問題４：上述の問題３を解消しようとして、「サンプル画像」ではなく、被検体の画像をＸ線画像としようとすると、その画像の「画像ＳＤ」の値が得られないため、シミュレーションができない。
　問題５：従来手法は、Ｘ線画像として動画、すなわち略リアルタイムに次々と新しいフレームが入ってくるような入力を想定していない。
　問題６：見たいものの視認性を論じて画質（およびＳＮＲ、被ばく量）を調整する場合、静止画と動画ではノイズの見え方は異なる。従来手法は静止画を対象としたものであり、動画の画質は考慮されていない。
以上のように、血管内治療中とは異なる環境かつ異なるニーズで用いられるものであり、高速に自動にリアルタイムにという観点では上述の問題がある。
　本開示は、２次元投影画像を扱うＸ線装置において使用可能であり、被検体のデータを入力として扱うことができ、かつリアルタイム入力に対応できるので、上述の問題点を解消することができる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更をおこなうことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　本開示は、画像処理装置またはＸ線診断装置の分野に利用可能性がある。
　１００・・・Ｘ線診断装置、１０１・・・撮影制御部、１０２・・・アーム駆動部、１０３・・・アーム、１０４・・・Ｘ線発生部、１０５・・・Ｘ線検出部、１０６・・・インタフェース部、１０７・・・画像受信部、１０８・・・画像記憶部、１０９・・・ノイズ算出部、１１０，５０２，８０２，１３０２・・・シミュレーション画像生成部、１１１，４０３，６０３，８０３・・・画像表示部、１２０，５００，６００，８００、１０００・・・画像処理装置、１５０・・・被検体、３０１・・・第１ノイズ量、３０２・・・第１ノイズ画像、３０３・・・第１Ｘ線量、３０４・・・第２Ｘ線量、３０５・・・第２ノイズ量、３０６・・・第２ノイズ画像、４０１，７０１，９０１，１１０１・・・Ｘ線画像、４０２，７０２・・・シミュレーション画像、５０１・・・線量算出部、６０１・・・第１シミュレーション画像生成部、６０２・・・第２シミュレーション画像生成部、８０１・・・目標値設定部、９０２，１１０２・・・目標画像、９０３，１１０３・・・スクロールバー、９０４・・・コメント、１００１・・・操作部、１００２・・・差分計算部、１００３・・・照射条件計算部、１２０１，１３０３・・・画像選択部、１３０１・・・レート設定部。

Claims (15)

  1. 　Ｘ線画像を記憶する記憶部と、
    　前記Ｘ線画像の第１ノイズ量を算出する算出部と、
    　ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記第１ノイズ量で示される第１ノイズ画像に対応する第１Ｘ線量を得たのち、前記第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を少なくとも１つ算出し、前記第２ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した第１シミュレーション画像を生成する第１生成部と、
    　前記Ｘ線画像と少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像とを表示する表示部と、を具備することを特徴とする画像処理装置。
  2. 　Ｘ線画像を記憶する記憶部と、
    　前記Ｘ線画像を撮影したときの第１Ｘ線量を算出する算出部と、
    　ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応するノイズ画像を少なくとも１つ算出し、前記第２Ｘ線量に対応するノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した第１シミュレーション画像を生成する第１生成部と、
    　前記Ｘ線画像と少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像とを表示する表示部と、を具備することを特徴とする画像処理装置。
  3. 　少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像について、それぞれ少なくとも１つの画像処理を行い、第２シミュレーション画像を得る第２生成部をさらに具備し、
    　前記表示部は、前記Ｘ線画像と前記第２シミュレーション画像とを表示することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の画像処理装置。
  4. 　Ｘ線量または画像に関する目標値を設定する設定部をさらに具備し、
    　前記第１生成部は、前記目標値の設定があった場合には、前記依存性に基づいて前記目標値に対応するＸ線量における第３ノイズ画像を抽出し、該第３ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した目標画像を少なくとも生成し、
    　前記表示部は、前記目標値の設定があった場合には、少なくとも前記Ｘ線画像と前記目標画像とを表示することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の画像処理装置。
  5. 　前記生成部は、複数の前記第１シミュレーション画像を生成する場合、それぞれＸ線量が異なる第１シミュレーション画像を生成することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の画像処理装置。
  6. 　指示信号の入力があった場合、前記Ｘ線画像のノイズ量と前記目標画像のノイズ量との差を計算する第１計算部と、
    　前記Ｘ線画像が前記目標画像となるように、前記差よりＸ線の照射条件を計算する第２計算部と、をさらに具備することを特徴とする請求項４に記載の画像処理装置。
  7. 　ユーザの指示により前記第１シミュレーション画像を選択し、該選択された第１シミュレーション画像の撮影条件を通知する画像選択部をさらに具備する請求項１に記載の画像処理装置。
  8. 　Ｘ線画像を記憶する記憶部を用意し、
    　前記Ｘ線画像の第１ノイズ量を算出し、
    　ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記第１ノイズ量で示される第１ノイズ画像に対応する第１Ｘ線量を得たのち、前記第１Ｘ線量とは異なる第２Ｘ線量に対応する第２ノイズ画像を少なくとも１つ算出し、前記第２ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した第１シミュレーション画像を生成し、
    　前記Ｘ線画像と少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像とを表示することを具備することを特徴とする画像処理方法。
  9. 　少なくとも１つの前記第１シミュレーション画像について、それぞれ少なくとも１つの画像処理を行い、第２シミュレーション画像を得ることをさらに具備し、
    　前記表示することは、前記Ｘ線画像と前記第２シミュレーション画像とを表示することを特徴とする請求項８に記載の画像処理方法。
  10. 　Ｘ線量または画像に関する目標値を設定することをさらに具備し、
    　前記シミュレーション画像を生成することは、前記目標値の設定があった場合には、前記依存性に基づいて前記目標値に対応するＸ線量における第３ノイズ画像を抽出し、該第３ノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した目標画像を少なくとも生成し、
    　前記表示することは、前記目標値の設定があった場合には、少なくとも前記Ｘ線画像と前記目標画像とを表示することを特徴とする請求項８に記載の画像処理方法。
  11. 　前記シミュレーション画像を生成することは、複数の前記第１シミュレーション画像を生成する場合、それぞれＸ線量が異なる第１シミュレーション画像を生成することを特徴とする請求項８に記載の画像処理方法。
  12. 　指示信号の入力があった場合、前記Ｘ線画像のノイズ量と前記目標画像のノイズ量との差を計算し、
    　前記Ｘ線画像が前記目標画像となるように、前記差よりＸ線の照射条件を計算することをさらに具備することを特徴とする請求項１０に記載の画像処理方法。
  13. 　ユーザの指示により前記第１シミュレーション画像を選択し、該選択された第１シミュレーション画像の撮影条件を通知することをさらに具備する請求項１に記載の画像処理方法。
  14. 　Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
    　該Ｘ線発生部から照射され、被検体を透過したＸ線を検出してＸ線画像を得るＸ線検出部と、
    　前記被検体に対する前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とのＸ線の照射角度、位置、および範囲を制御する制御部と、
    　前記Ｘ線画像を記憶する記憶部と、
    　前記Ｘ線画像の第１ノイズ量を算出する算出部と、
    　Ｘ線量または画像に関する目標値を設定する設定部と、
    　ノイズ画像のノイズ量に対するＸ線量の依存性に基づいて、前記目標値に対応するＸ線量または前記目標値に対応する第２ノイズ量におけるノイズ画像を算出し、前記第２ノイズ量におけるノイズ画像と前記Ｘ線画像とを加算した目標画像を生成する生成部と、
    　前記Ｘ線画像と前記目標画像とを表示する表示部と、
    　指示信号の入力があった場合、前記第１ノイズ量と前記第２ノイズ量との差を計算する第１計算部と、
    　前記Ｘ線画像が前記目標画像となるように、前記差よりＸ線の照射条件を計算する第２計算部と、を具備し、
    　前記制御部は、前記照射条件でＸ線撮影を行うように制御することを特徴とするＸ線診断装置。
  15. 　Ｘ線動画像を記憶する記憶部と、
    　前記Ｘ線動画像を撮影するときのＸ線を照射する時間間隔を示すパルスレート値を少なくとも１つ設定する設定部と、
    　前記パルスレート値に応じて前記Ｘ線動画像のフレームレートを変更したシミュレーション動画像を生成する生成部と、
    　前記Ｘ線動画像と少なくとも１つの前記シミュレーション動画像とを表示する表示部と、を具備することを特徴とする画像処理装置。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016189831A (ja) * 2015-03-30 2016-11-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線画像撮影装置
WO2022172506A1 (ja) * 2021-02-15 2022-08-18 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像処理方法、機械学習方法、学習済みモデル、機械学習の前処理方法、放射線画像処理モジュール、放射線画像処理プログラム、及び放射線画像処理システム

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5543194B2 (ja) * 2009-12-24 2014-07-09 キヤノン株式会社 情報処理装置、処理方法及びプログラム
US9323896B2 (en) 2013-10-07 2016-04-26 Mentice Inc. Systems and methods for simulation-based radiation estimation and protection for medical procedures
US9962134B2 (en) * 2015-10-28 2018-05-08 Medtronic Navigation, Inc. Apparatus and method for maintaining image quality while minimizing X-ray dosage of a patient
JP2017086762A (ja) * 2015-11-16 2017-05-25 キヤノン株式会社 画像処理装置
US20180333129A1 (en) * 2017-05-17 2018-11-22 Carestream Health, Inc. Automatic exposure control setup
JP7271999B2 (ja) * 2019-02-22 2023-05-12 コニカミノルタ株式会社 画像処理装置、放射線撮影システム、プログラム
JP2021145735A (ja) * 2020-03-17 2021-09-27 コニカミノルタ株式会社 線量管理装置及びプログラム
EP4344644A1 (en) * 2022-09-29 2024-04-03 Siemens Healthineers AG Computer-implemented method for providing a first x-ray image and a second x-ray image acquired by an x-ray imaging system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004057831A (ja) * 2002-07-29 2004-02-26 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像形成システムの低線量画像シミュレーションのための方法及びシステム
JP2006043144A (ja) * 2004-08-04 2006-02-16 Toshiba Corp ディジタルｘ線断層撮影装置
JP2007014755A (ja) * 2005-06-06 2007-01-25 Toshiba Corp 医用画像表示装置、医用画像生成プログラム、及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
WO2007114470A1 (ja) * 2006-04-04 2007-10-11 Hitachi Medical Corporation Ｘ線ｃｔスキャンシミュレータ装置、ｘ線ｃｔ装置、及びｘ線ｃｔスキャンシミュレータプログラム

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3977972B2 (ja) * 1999-12-13 2007-09-19 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 断層撮影用スキャン条件決定方法、断層撮影方法およびｘ線ｃｔ装置
US7039163B2 (en) * 2003-09-11 2006-05-02 Siemens Aktiengesellschaft Method for automatically setting an X-ray dosage for producing an X-ray tomographic image
EP1731100B9 (en) * 2005-06-06 2013-01-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image display apparatus and medical image display system

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004057831A (ja) * 2002-07-29 2004-02-26 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像形成システムの低線量画像シミュレーションのための方法及びシステム
JP2006043144A (ja) * 2004-08-04 2006-02-16 Toshiba Corp ディジタルｘ線断層撮影装置
JP2007014755A (ja) * 2005-06-06 2007-01-25 Toshiba Corp 医用画像表示装置、医用画像生成プログラム、及びｘ線コンピュータ断層撮影装置
WO2007114470A1 (ja) * 2006-04-04 2007-10-11 Hitachi Medical Corporation Ｘ線ｃｔスキャンシミュレータ装置、ｘ線ｃｔ装置、及びｘ線ｃｔスキャンシミュレータプログラム

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2016189831A (ja) * 2015-03-30 2016-11-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線画像撮影装置
WO2022172506A1 (ja) * 2021-02-15 2022-08-18 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像処理方法、機械学習方法、学習済みモデル、機械学習の前処理方法、放射線画像処理モジュール、放射線画像処理プログラム、及び放射線画像処理システム

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