WO2015059886A1 - 放射線撮影装置およびその制御方法、放射線画像処理装置および方法、並びに、プログラムおよびコンピュータ可読記憶媒体 - Google Patents

放射線撮影装置およびその制御方法、放射線画像処理装置および方法、並びに、プログラムおよびコンピュータ可読記憶媒体 Download PDF

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高橋　直人
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    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • the present invention relates to a technique for correcting radiation loss pixels present in a radiation image (for example, an X-ray image).
  • FPDs flat panel detectors
  • An X-ray imaging apparatus using such an FPD is configured to perform imaging in synchronization between X-ray irradiation by the X-ray generator and an imaging operation by the FPD.
  • Patent Document 1 proposes an FPD in which X-ray irradiation is detected on the FPD side and an accumulation operation is automatically started without providing an interface between the X-ray generator and the FPD.
  • this pixel a pixel whose charge is discharged and a loss occurs in X-ray information (hereinafter, this pixel is referred to as an X-ray defective pixel) and a pixel where the charge is not discharged (hereinafter, this pixel is referred to as a non-X-ray defective pixel
  • this pixel is referred to as a non-X-ray defective pixel
  • Patent Document 1 discloses a method of discarding data of an X-ray deficient line as a defect and correcting the defect by linear interpolation of surrounding pixels.
  • a method of obtaining an X-ray defect rate in an X-ray defect line from a non-X-ray defect line adjacent to an X-ray defect line and amplifying an output value digitally according to the defect rate Proposed As compared with the method of discarding the X-ray deficient line as a defect, the information of the X-ray deficient line can be effectively used, and therefore, more preferable correction result can be obtained.
  • X-rays including X-ray deficient pixels (X-ray deficient lines) and non-X-ray deficient pixels (non-X-ray deficient lines)
  • X-ray deficient pixels X-ray deficient lines
  • non-X-ray deficient pixels non-X-ray deficient lines
  • an embodiment of the present invention provides a correction method that can suppress the deterioration of the noise level that occurs when correcting a pixel.
  • a radiation imaging apparatus has the following configuration. That is, Acquisition means for acquiring an X-ray image from the X-rays detected by the radiation detection means; A correction unit configured to correct a first pixel to be corrected in the radiation image with reference to a second pixel other than the first pixel; Calculation means for calculating an evaluation value for evaluating an increase in noise level caused by correcting the first pixel by the correction means; And a reduction unit that performs processing to reduce the noise level of the first pixel after correction based on the evaluation value calculated by the calculation unit.
  • the present invention it is possible to reduce the deterioration of the noise level occurring at the time of the correction of the pixel.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a circuit configuration of an FPD.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a reduction rate of pixel values.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a reduction rate of pixel values.
  • the flowchart which shows the process sequence in 3rd Embodiment.
  • the present invention is applied to a radiation imaging apparatus that acquires a radiation image from a radiation dose detected by a radiation detection unit that detects radiation and performs radiation image processing, such as an X-ray imaging apparatus 100 as shown in FIG.
  • a radiation imaging apparatus 100 automatically detects X-ray irradiation and acquires an X-ray image, it corrects X-ray deficient pixels in the X-ray image which are generated by loss of X-rays by the reset operation.
  • the X-ray tube 101 irradiates the subject 103 with X-rays.
  • the X-ray generator 104 applies a high voltage pulse to the X-ray tube 101 by depressing an exposure switch (not shown) to generate X-rays.
  • the FPD 102 is controlled by the FPD control unit 105 to convert the X-rays transmitted through the object 103 into visible light by a phosphor and detect the visible light by a photodiode.
  • the detected electrical signal is AD converted and transmitted to the FPD control unit 105.
  • the FPD control unit 105 includes an image processing unit 109 and an image storage unit 108, and incorporates one or more computers (not shown).
  • the computer included in the FPD control unit 105 includes, for example, a main control unit such as a CPU, and a storage unit such as a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory). Further, the computer may be provided with a graphic control unit such as a GPU (Graphics Processing Unit), a communication unit such as a network card, an input / output unit such as a keyboard, a display or a touch panel, and the like. Each of these configurations is connected by a bus or the like, and is controlled by the main control unit executing a program stored in the storage unit.
  • the monitor 106 displays the received digital signal or the digital signal processed by the image processing unit 109 as an image.
  • the operation unit 107 inputs an instruction from the user to the image processing unit 109 and the FPD 102.
  • the image storage unit 108 stores the digital signal output from the FPD control unit 105 and the image data processed by the image processing unit 109.
  • the image processing unit 109 corrects X-ray defective pixels of the image captured by the FPD 102, and includes a correction coefficient calculation unit 110, a correction unit 111, a deterioration degree calculation unit 112, and a noise reduction unit 113.
  • the operation of the X-ray imaging apparatus 100 of the present embodiment having the above-described configuration will be specifically described using the flowchart shown in FIG.
  • a high voltage pulse is applied to the X-ray tube 101 by the X-ray generator 104, and the subject 103 is irradiated with X-rays.
  • the FPD 102 starts the accumulation operation by automatically detecting the X-ray irradiation, and acquires an X-ray image (S201).
  • the circuit configuration of the FPD 102 is shown in FIG.
  • the FPD 102 has pixels formed of the TFT 302 and the photodiode 303, and several thousand pixels are formed on the glass substrate 301 in the vertical and horizontal directions.
  • FIG. 3 shows an FPD composed of four pixels in the vertical and horizontal directions for the sake of explanation.
  • the scanning line control circuit 306 sequentially applies an on signal to G 1 to G 4 to turn on the switch of the TFT 302.
  • G1 to G4 are scanning lines, and when an on signal is applied to each scanning line, the TFT 302 is switched on, and the output charge of the photodiode 303 can be read out line by line.
  • S1 to S4 are signal lines, and the charge read out from the photodiode 303 is transmitted through the signal line and read by the signal detection circuit 305.
  • the signal detection circuit 305 holds the read signal, performs processing such as amplification and AD conversion, and outputs the processed signal to the FPD control unit 105 as a digital signal.
  • the power supply 304 supplies an operating voltage to each photodiode 303.
  • FIG. 4 shows a timing chart showing driving of the FPD 102 in the present embodiment.
  • the FPD 102 stands by in the X-ray detection drive.
  • the scanning line control circuit 306 sequentially drives the scanning lines by odd numbers such as G1, G3, and so on. Then, the dark charge of the pixel connected to the odd-numbered scan line is read and reset.
  • the scanning line control circuit 306 sequentially drives only the even-numbered scanning lines such as G2, G4... To reset the pixels connected to the even-numbered scanning lines.
  • the odd lines and the even lines are alternately reset by resetting the odd lines in the odd frame and resetting the even lines in the even frame.
  • the signal detection circuit 305 of the FPD control unit 105 monitors the reset electric charge in order to detect X-ray irradiation.
  • the charge is generated by the photodiode 303, and the output of the signal line is increased.
  • the FPD control unit 105 considers that X-rays have been emitted, and turns off all the TFTs 302 to start an accumulation operation.
  • the threshold value needs to be set to a relatively large value in consideration of such a malfunction.
  • a considerable time lag occurs between the start of X-ray irradiation and the detection of X-ray irradiation. Due to this time lag, the X-ray charges irradiated before the start of the accumulation operation can not contribute to the output value, and the value becomes smaller than the original output value. That is, a correction target line in which the correction target pixels (referred to as defective pixels in this specification) in which the X-ray is lost is arranged is generated.
  • FIG. 5 is a schematic view showing a decrease in output value when uniform X-rays are irradiated.
  • the image 5a of FIG. 5 represents one rectangle as one pixel.
  • 5b of FIG. 5 represents the sum of the output value of the pixel of each line of the image 5a with a bar graph.
  • the sum of the output value of each row becomes substantially the same.
  • the X-ray irradiation is started at the even line G4 and the X-ray irradiation is detected at the even line G8.
  • the reduction of the output value depends on the time lag from the start of X-ray irradiation to the execution of the reset operation, and the larger the time lag, the larger the reduction. Therefore, in the operation of the present embodiment, since the reset operation is sequentially performed from G1, the decrease in the output value becomes large from G4 to G6 and G8 at which the X-ray irradiation has been started as in the graph 5b.
  • the X-ray image obtained by the operation as described above has portions in which correction target lines in which correction target pixels are arranged and non-correction target lines in which non correction target pixels are arranged alternately exist. Then, such an X-ray image is transferred to the image processing unit 109, and the correction target line (hereinafter, referred to as an X-ray deficient line) whose output value is reduced is corrected.
  • the correction target line hereinafter, referred to as an X-ray deficient line
  • the correction coefficient calculation unit 110 calculates a correction coefficient for correcting the output value of the X-ray deficient line (S202).
  • the output value V of each pixel (hereinafter, the output value of each pixel may be referred to as a pixel value) is the sum of a gain component proportional to the X-ray dose X incident on the pixel and an offset component D due to dark current or the like. If the proportional constant is A, the relationship between the pixel value V and the X dose X is as follows.
  • the pixel values V d of the X-ray-deficient line part of the X-ray dose X that is incident on the pixel is lost by the reset operation, the X-ray dosage contributes to the pixel value is reduced to 1 / G times. Therefore, the relationship between the pixel values V d and X-ray dose X of the X-ray defective line is as follows.
  • equation (1) the relationship between the pixel value V d and the original pixel value V of the X-ray defective line from the formula (2) is as follows.
  • correction coefficients G and D are calculated by regression analysis using pixel values of adjacent non-X-ray deficient lines (that is, non-correction target lines) having high correlation with X-ray deficient lines. More specifically, as shown in FIG. 6, the pixel values of each column i of the X-ray deletion line are ⁇ x i
  • i 1, 2,..., N ⁇ , and each column of non-X-ray deletion lines adjacent above and below Let the pixel values of i be ⁇ y i, 1
  • i 1,2,..., n ⁇ and ⁇ y i, 2
  • i 1,2,. Then, assuming that the pixel values of each column have substantially the same value, the relationship between the pixel value x of the X-ray deficient line and the pixel value y of the non-X-ray deficient line is as follows.
  • the relationship between x and y is expressed by a linear equation of slope G and intercept D ⁇ (1-G) as in equation (4), and G and D can be calculated by linear regression analysis.
  • G and D can be calculated by linear regression analysis.
  • a slope a and an intercept b which minimize the error E represented by the equation (5) are determined, and correction is performed by the equation (6) from the determined slope a and the intercept b
  • the coefficients G and D may be calculated.
  • correction coefficients may be similarly calculated using known methods such as MA regression and RMA regression. It can be calculated.
  • the correction coefficient is determined on the assumption that the pixel values of the respective columns have substantially the same value, but in the case where a sharp edge or the like is present, there exist pixels for which this assumption does not hold. Therefore, known robust regressions such as M estimation, LMedS estimation and RANSAC can be used as measures against such outliers.
  • the method of calculating the correction coefficients G and D for one X-ray defect line has been described above, the same process is performed on all the X-ray defect lines, and the correction coefficients G and D for each X-ray defect line are calculated. calculate.
  • the timing when X-ray irradiation was started is unknown, it is unknown which line is the X-ray defect line. Therefore, in the present embodiment, it is determined whether or not the line is a correction target line as follows. That is, the correction target line (X-ray defect line) is selected by tracing back the line in which the reset operation is sequentially performed from the line in which the reset operation is performed at the timing when the X-ray irradiation is detected.
  • the correction coefficients of the selected correction target line may be obtained, and the correction coefficients G and D may be calculated until the correction coefficient G falls within a predetermined range, for example, a line which is approximately 1.
  • a predetermined range for example, a line which is approximately 1.
  • G6 and G4 and the correction coefficients G and D are sequentially determined from G8 where the reset operation is performed at the timing when X-ray irradiation is detected, and when the correction amount falls within a predetermined range Finish the calculation.
  • the calculation of the correction coefficient is finished at the line G2 where the correction coefficient G is approximately 1.
  • a predetermined number of lines may be traced back from the line on which the reset operation is performed at the timing when X-ray irradiation is detected, and may be set as the correction target line.
  • the predetermined number of lines may be obtained in advance by calculating or experimenting the number of sufficient lines.
  • the correction unit 111 corrects each defective pixel of the defective line using the obtained correction coefficients G and D (S203). Specifically, the pixel values of each column i of the X-ray deficient line are ⁇ V d (i)
  • i 1, 2,..., N ⁇ and the correction coefficients for that line are G and D, respectively.
  • the corrected pixel value V (i) is calculated for all X-ray deficient lines by (7).
  • the degree of deterioration of noise is calculated for each of all the corrected pixels in the degree of deterioration calculation unit 112 (S204).
  • the noise level in the X-ray dose corresponding to the pixel value of the correction target pixel before correction is increased by performing the correction as described above, and the X-ray dose corresponding to the pixel value after the correction
  • An evaluation value is calculated based on the noise level. Therefore, this evaluation value indicates the degree of deterioration of the noise level due to the correction.
  • the noise level superimposed on the output of each pixel is dominated by quantum noise proportional to the X-ray dose X incident on the pixel and system-specific system noise independent of the X-ray dose. Therefore, assuming that the standard deviation of quantum noise is ⁇ Q and the standard deviation of system noise is ⁇ S , the standard deviation ⁇ of noise superimposed on the output of each pixel is given by the following formula according to the additivity of dispersion.
  • the standard deviation ⁇ d of noise superimposed on the output of the pixel of the X-ray deficient line is as follows.
  • the signal component included in the output value of the pixel is multiplied by G and noise is also multiplied by G at the same time by the correction magnification G. That is, the standard deviation ⁇ C of the noise to be superimposed on the output value of the pixel of the X-ray deficient line after correction is the following equation (10).
  • the noise level included in the corrected output value of the pixel of the X-ray deficient line is ⁇ C / ⁇ with respect to the noise level included in the output value of the original pixel (the output value when X dose is X).
  • the noise level will be doubled. Therefore, for each pixel, this value is calculated as an evaluation value representing an increase in noise level (hereinafter, noise deterioration degree W).
  • a specific calculation method is the following equation (11).
  • the standard deviation ⁇ Q of the quantum noise and the standard deviation ⁇ S of the system noise are values uniquely determined in the imaging system, and values calculated in advance may be held in advance and the values may be used.
  • the incident X-ray dose X can be calculated by using the relationship of the above-mentioned equation (1). Specifically, assuming that the pixel value in the i-th row and j-th column of the corrected image V is V (i, j), the X-ray dose X (i, j) incident on each pixel is calculated by the following equation can do.
  • N is to determine the filter size for removing the influence of noise, and is set to 2, for example, in the present embodiment.
  • A is a proportionality constant for converting the X-ray dose X into a pixel value V, and is a value uniquely determined by the sensor. Therefore, the value calculated in advance may be held in advance, and the value may be used.
  • noise reduction is performed on all the corrected pixels in the noise reduction unit 113 (S205).
  • the noise levels in the adjacent pixels are the same, and the noise levels of the corrected X-ray deficient pixels are corrected so as to be substantially equivalent to the adjacent non-X-ray deficient pixels.
  • the noise of the X-ray deficient pixel corrected by the weighted addition (filtering) of the corrected X-ray deficient pixel and three points of the upper and lower non-X-ray deficient pixels adjacent to each other is reduced.
  • the noise of the X-ray deficient pixel is reduced by the following equation.
  • Equation (13) a is a weighting coefficient that determines the degree of noise reduction, and the pixels V (i ⁇ 1, j) and V (i) where the noise level of the corrected pixel V (i, j) is adjacent It is set to be approximately equivalent to the noise level of i + 1, j).
  • the method of determining a will be described.
  • ⁇ T be the standard deviation of the noise to be superimposed on the corrected X-ray deficient pixel output
  • ⁇ R the standard deviation of the noise to be superimposed on the adjacent pixel output.
  • the standard deviation ⁇ of noise is as follows.
  • the conditions for the noise level of the corrected pixel V (i, j) to be substantially equivalent to the noise levels of the adjacent pixels V (i-1, j) and V (i + 1, j) are as follows: It is.
  • ⁇ T and ⁇ R are expressed by the following equation based on the noise deterioration degree W described above.
  • Equation (15) and Equation (16) are substituted into Equation (14) and rearranged,
  • the weighting factor a is a value depending on the degree of deterioration W
  • a is calculated for each pixel based on the degree of deterioration of each pixel calculated by the degree of deterioration calculation unit 112 to perform noise correction.
  • the upper and lower two pixels are used to reduce the noise of the X-ray deficient pixel.
  • the present invention is not limited to this.
  • the noise reduction may be performed using six pixels including diagonal.
  • the present embodiment uses the method of performing noise reduction with a linear filter, the present invention is not limited to this.
  • a non-linear filter that preserves edges such as an ⁇ filter or a bilateral filter may be used. .
  • the present invention is not limited thereto.
  • the correction target pixel in which an X-ray loss occurs is an image that can be corrected by the non-correction target pixel in which an X-ray loss does not occur
  • the correction according to the above embodiment and the noise level reduction are applied. can do. Therefore, for example, the present invention may be applied to a configuration in which the reset is performed for each column instead of the configuration in which the reset is performed for each line.
  • a signal unrelated to the subject may be superimposed on the X-ray image.
  • an apparatus called a grid for removing scattered radiation generated when X-rays pass through the inside of a subject may be placed between the subject and the image receiving surface of radiation for imaging.
  • This grid removes scattered radiation by arranging radiation shielding substances such as lead and radiation transmitting substances such as aluminum and carbon alternately in a predetermined width.
  • placing a grid also removes some of the direct lines through the radiation shielding material, which results in the generation of periodic signals (also referred to as grid stripes) on the image.
  • the second embodiment provides an apparatus and method capable of determining whether a correction target pixel in which a loss occurs in radiation is properly corrected.
  • a radiation imaging apparatus that acquires a radiation image from a radiation dose detected by a radiation detection unit that detects radiation and performs radiation image processing, for example, an X-ray imaging apparatus 100 as shown in FIG.
  • a radiation imaging apparatus 100 automatically detects X-ray irradiation and acquires an X-ray image, it corrects X-ray deficient pixels in the X-ray image which are generated by loss of X-rays by the reset operation.
  • the X-ray imaging apparatus 100 is the same as the first embodiment (FIG. 1) except for the configuration of the image processing unit 109.
  • the image processing unit 109 of the second embodiment corrects X-ray deficient pixels of the image captured by the FPD 102, and the first correction coefficient calculation unit 710, the second correction coefficient calculation unit 711, the correction unit 712, The periodic signal removal unit 713 and the determination unit 714 are provided.
  • a high voltage pulse is applied to the X-ray tube 101 by the X-ray generator 104, and the subject 103 is irradiated with X-rays.
  • the FPD 102 starts the accumulation operation by automatically detecting the X-ray irradiation, and acquires an X-ray image (S801).
  • the drive for automatically detecting and determining the start of X-ray irradiation is as described above with reference to FIGS.
  • the reduction of the output value depends on the time lag from the start of the X-ray irradiation to the reset operation, but also depends on the imaging conditions. For example, as the X-ray dose irradiated increases, the rate at which the charge discharged for detecting X-ray irradiation contributes to the output value decreases, and depending on the imaging conditions, it can be neglected visually (correction of X-ray deficient pixels) May not be required) or the amount may decrease.
  • the correction coefficients G and D for each X-ray deficient line are calculated by equation (6), but since the timing at which X-ray irradiation is started is unknown, It is unknown if it is an X-ray deficient line.
  • the line subjected to the reset operation is traced back from the line subjected to the reset operation at the timing when the X-ray irradiation is detected, and the correction coefficient G for the line of ceil (total number of lines / 2) -1 , D is calculated. For example, in the graph 5b of FIG.
  • G6, G4, G2 and G2 which are not X-ray defect lines in fact are also sequentially from the G8 where the reset operation was performed at the timing when X-ray irradiation was detected for the total line number 10.
  • Correction coefficients G and D of four lines are calculated.
  • a predetermined number of lines may be traced back from the line on which the reset operation is performed at the timing when X-ray irradiation is detected, and may be set as the correction target line. In this case, the predetermined number of lines may be obtained in advance by calculating or experimenting the number of sufficient lines.
  • correction coefficients G and D are determined on the assumption that the pixel values of adjacent non-X-ray deficient lines having high correlation with X-ray deficient lines have substantially the same value after correction.
  • the correlation with adjacent non-X-ray deficient lines may be low, and this assumption does not hold. Therefore, the periodic signal of the grid is superimposed on the correction coefficient. Therefore, the second correction coefficient calculation unit 711 calculates a correction coefficient from which the influence of the periodic signal caused by the grid is removed from the correction coefficient obtained by the first correction coefficient calculation unit 710 (S803).
  • FIGS. 9A and 9B are graphs of correction coefficients G calculated retroactively from the line in which the reset operation is sequentially performed from the line in which the reset operation is performed at the timing when the X-ray irradiation is detected.
  • a line whose reset operation is performed at the timing when X-ray irradiation is detected is sequentially assigned a line number 0.
  • correct correction coefficient G should be calculated as shown in FIG. 9A. Can.
  • a i and b i in equation (19) are unknown, and these values are calculated by local regression centering on line number i. More specifically, when calculating the regression coefficients a i and b i for the line number i, a value is calculated error E i is the minimum of the following formula by a least square approximation.
  • w k is a weighting function as shown in FIG. 10, and the line number i is 1 and the value becomes smaller as the distance from i to the sample k referred to becomes longer, and becomes 0 when d is exceeded . Therefore, the correction coefficient Gc obtained as described above is obtained by linear approximation of the correction coefficient G for each line in the range of ⁇ d. Therefore, if d is set to a value somewhat larger than the period of the grid, the periodic signal of the grid can not be fitted to a straight line, so the periodic signal of the grid can be removed as shown in FIG. 9B.
  • the value of d is not particularly limited.
  • the value of d is set to five times the period of the grid.
  • the period of the periodic signal of the grid may be calculated in advance according to the density of the grid to be installed. Alternatively, it may be calculated from the power spectrum of the correction coefficient G.
  • Dc which removed the periodic signal of a grid is computed also by the same method also about correction coefficient D.
  • a linear equation is used as a regression equation in the present embodiment, the present invention is not limited to this, and a polynomial may be used as a regression equation. It is also possible to use Robust LOWESS or the like which is robust against outliers.
  • the periodic signal of the grid is removed by smoothing using local regression in the present embodiment
  • the periodic signal of the grid may be removed by smoothing using a low pass filter or the like.
  • the periodic signal of the grid may be removed by modeling the waveform of the correct correction coefficient and fitting the correction coefficient G to this model.
  • the correction unit 712 corrects the defective pixel in the X-ray image using the obtained correction coefficients Gc and Dc (S804).
  • the pixel values of each column i of the X-ray deficient line k are ⁇ V k (i)
  • i 1, 2,..., N ⁇ , and the correction coefficients for that line are Gc k and Dc k.
  • the corrected pixel value V ′ k (i) is calculated with respect to all X-ray deficient lines according to the following equation.
  • the periodic signal removing unit 713 removes the periodic signal of the grid to be superimposed on the image by filtering (S805). Specifically, assuming that the frequency of the grid on the image is fg (rad / sample), grid stripes are removed using the Nth-order FIR filter h calculated by the following equation (22).
  • the FIR filter calculated by equation (22) is a low pass filter that blocks frequencies above the grid frequency fg.
  • the density of the grid generally used is selected so as to have a high frequency on the image in consideration of the influence on the low frequency component which is the main structure of the image.
  • f g 0.5 ⁇
  • the grid is then removed using the FIR filter described above.
  • filtering since the purpose is to remove the grid of stripes parallel to the direction of the scanning line, filtering may be performed with the above-described FIR filter in the direction orthogonal to the scanning line on the image. Further, in the present embodiment, in order to use the images before and after correction in the subsequent stage, filtering is performed on both the image before correction and the image corrected by the correction unit 712.
  • the determination unit 714 determines whether the correction performed in S804 is appropriate (S806). Specifically, except for the periodic signal of the grid, assuming that the corrected pixel values of the X-ray defect line and the non-X-ray defect line close in distance take substantially the same value, whether the corrected image is appropriate or not judge.
  • the reduction rate of the pixel value is the largest at the line where the X-ray irradiation is detected, and the reduction rate decreases in order and becomes the minimum at the line where the X-ray irradiation is started. .
  • X-ray defect lines occur every other line.
  • the reduction rate of this pixel value is graphed, it becomes FIG. 11A (in FIG. 11A, FIG. 11B, the line number where X-ray irradiation was detected is described as 0).
  • the periodic signal removal described above vibration components with every other line having a peak at the Nyquist frequency are removed together with the periodic signal of the grid to form a bowl-like waveform as shown in FIG. 11B.
  • the pixel values of each column i of the line in which the X-ray irradiation has been detected are ⁇ x i
  • i 1, 2,..., N ⁇ , and m lines down (left in FIG. 11B) on the image.
  • the pixel values of each column i of the separated non-X-ray deficient lines are set as ⁇ y i, m
  • i 1,2,..., N ⁇ .
  • the slope a that minimizes the error E expressed by the following equation is determined by least squares approximation, and if the slope a is approximately 1, it can be determined that appropriate correction has been made.
  • m may be set to any value, and is not particularly limited, but is set to 10, for example, in the present embodiment.
  • the inclination a is calculated by equation (24), and the inclination after correction approaches 1 with respect to the inclination before correction, that is, the step becomes smaller. In this case, it is determined that the correction is appropriate. Specifically, if the tilt slope determined from the uncorrected line was determined from the corrected line in a o, S804 in S804 and a c, determines that the correction when the following condition is satisfied is appropriate Do.
  • the reason why the correction is not properly performed is when the influence of the periodic signal caused by the grid is large. That is, in the case where the correction coefficient obtained by the first correction coefficient calculation unit 710 is as shown in FIG. 9A, the correction is appropriately performed. Even when the periodic signal caused by the grid is superimposed as shown in FIG. 9B, the influence is small and the correction is appropriately performed if the amplitude or period of the grid is relatively smaller than the wedge-like waveform to be obtained. be able to. Therefore, the determination accuracy can be further enhanced if the determination by the equation (25) is performed only when the influence of the periodic signal caused by the grid is large.
  • the determination coefficient R 2 is calculated by the following equation.
  • the coefficient of determination R 2 takes a value between 0 and 1, in which the difference between the correction coefficient G and Gc a smaller value the larger. Therefore, it superimposed periodic signal due to the grid as shown in FIG. 9B, and the greater the impact difference is increased, determined as a result the coefficient R 2 takes a small value. Therefore, in the case of the following conditions, it is determined that the influence due to the grid is large.
  • TH is a threshold for determining the degree of influence of the grid, and is set to, for example, 0.95 in this embodiment.
  • the correction result is discarded, and the image before correction is stored in the image storage unit 108 as processed data.
  • This can reduce the possibility of deteriorating the image quality rather than the result of the correction.
  • the case where the correction can not be appropriately performed is a case where the amplitude and period of the grid are relatively large relative to the wedge-like waveform to be obtained as described above. This is because, in other words, the scaly waveform to be corrected is relatively very small, often at a visually negligible level even without correction.
  • the image before correction is stored as processed data in the image storage unit 108, and the operator is notified that the correction could not be performed via the monitor 106. It may be notified explicitly.
  • Third Embodiment The present invention is applied to, for example, an X-ray imaging apparatus 100 as shown in FIG.
  • the X-ray imaging apparatus 100 shown in FIG. 12 is configured to include a third correction coefficient calculation unit 1201 in addition to the X-ray imaging apparatus 100 shown in FIG.
  • the processing procedure of the image processing unit 109 is different from that of the second embodiment, and is performed according to the flowchart shown in FIG.
  • the third correction coefficient calculation unit 1201 calculates the correction coefficient again (S1301).
  • the reason why the correction is not properly performed is that, as described above, the influence of the periodic signal caused by the grid is large, and as a result, the second correction coefficient calculation unit 711 can not sufficiently remove the influence. Conceivable. Therefore, in the third correction coefficient calculation unit 1201, the correction coefficient is calculated by LOWESS as in the second correction coefficient calculation unit 711, but the parameters used at that time are changed to change the periodic signal caused by the grid.
  • the correction coefficient is calculated again by increasing d in the above-mentioned equation (20).
  • d is a parameter for setting the width for performing linear regression, and the effect of the periodic signal can be removed more strongly as the value is increased. Note that if this value is made too large, the true correction coefficient also worsens, so both are in a trade-off relationship.
  • d is successively increased to find an optimal solution that makes the correction appropriate.
  • the correction coefficient is calculated by increasing the width by 5%, for example, with respect to d set by the second correction coefficient calculation unit 711 (S1301).
  • the X-ray deficient line is corrected using the correction coefficient newly obtained in S804.
  • the correction result is determined in S805 to S806.
  • the width of d is further increased by 5% and the correction result is obtained again (S1301).
  • the above operation is repeatedly performed until it is determined that the correction result is appropriate. Thereby, even when the influence of the periodic signal caused by the grid is large, appropriate correction can be performed.
  • the second and third embodiments it is determined whether radiation deficient pixels that occur when radiation irradiation is automatically detected and a radiation image is acquired are appropriately corrected. It is possible to suppress the image quality deterioration due to the inability to correct appropriately.
  • the correction target line in which the correction target pixels are lined up and the non-correction target line in which the non-correction target pixels are lined up alternately exists, but the present invention is not limited to this. .
  • the correction target pixel in which an X-ray loss occurs is an image that can be corrected by the non-correction target pixel in which an X-ray loss does not occur
  • the correction according to the above embodiment and the noise level reduction are applied. can do. Therefore, for example, the present invention may be applied to a configuration in which the reset is performed for each column instead of the configuration in which the reset is performed in units of lines.
  • the present invention directly or remotely supplies a program of software (in the embodiment, a program corresponding to the flowchart shown in the drawing) for realizing the functions of the above-described embodiments to a system or an apparatus directly. May also be achieved by reading and executing the supplied program code.
  • the program code itself installed in the computer to realize the functional processing of the present invention by the computer also implements the present invention. That is, the present invention also includes a computer program itself for realizing the functional processing of the present invention.
  • Examples of computer readable recording media for supplying the program include a hard disk, an optical disk, a magneto-optical disk, an MO, a CD-ROM, a CD-R, a CD-RW, a magnetic tape, a non-volatile memory card, a ROM, a DVD There are DVD-ROM, DVD-R, etc.
  • a browser of a client computer is used to connect to a home page of the Internet, and the computer program of the present invention itself or a compressed file containing an automatic installation function is downloaded from the home page to a recording medium such as a hard disk Can also be supplied by
  • the present invention can also be realized by dividing the program code constituting the program of the present invention into a plurality of files and downloading each file from different home pages. That is, the present invention also includes a WWW server which allows a plurality of users to download program files for realizing the functional processing of the present invention by a computer.
  • the program of the present invention is encrypted, stored in a storage medium such as a CD-ROM, and distributed to users, and the user who clears the predetermined conditions downloads key information that decrypts encryption from the homepage via the Internet. It is also possible to execute an encrypted program by using the key information and install it on a computer.
  • an OS or the like operating on the computer is a part of the actual processing based on the instructions of the program.
  • the functions of the above-described embodiments can be realized by the processing.

Abstract

　放射線撮影装置は、放射線検出手段により検出された放射線から放射線画像を取得し、放射線画像における、補正対象である第一の画素を、第一の画素以外の第二の画素を参照して補正し、第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出し、算出された評価値に基づいて、補正後の第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う。

Description

放射線撮影装置およびその制御方法、放射線画像処理装置および方法、並びに、プログラムおよびコンピュータ可読記憶媒体
　本発明は、放射線画像（たとえばＸ線画像）中に存在する、放射線に損失が生じた画素を補正する技術に関する。
　近年、Ｘ線を電荷信号として蓄積し、それをデジタル信号に変換して診断画像を提供するフラットパネルディテクタ（以下、ＦＰＤ）が実用化されている。このようなＦＰＤを用いたＸ線撮影装置では、Ｘ線発生装置によるＸ線照射とＦＰＤによる撮影動作の間の同期をとって撮影を実行するように構成されている。
　これに対し、既存のモダリティのフィルムやイメージングプレート部分をＦＰＤに置き換えたいという市場要求も多くある。このような既存のモダリティの撮影部をＦＰＤに置き換えようとする場合、Ｘ線発生装置とＦＰＤ間を同期させるためのインターフェースの構築が困難なことがある。特許文献１ではＸ線発生装置とＦＰＤ間のインターフェースを設けずに、ＦＰＤ側でＸ線照射を検出し、自動的に蓄積動作を開始するＦＰＤが提案されている。
　しかしながら、ＦＰＤ側で自動的にＸ線照射を検出して蓄積動作を開始する場合、Ｘ線を検出して蓄積動作を開始するまではある程度のＸ線照射が必要であり、その間はリセット動作が行われてしまう。このため、実際にＸ線照射が開始されてからＸ線の検出により蓄積動作が開始するまでの間に照射されたＸ線による電荷は排出され、排出された電荷は出力値に寄与することはできない。従って、電荷が排出されてＸ線情報に損失が生じた画素（以後、この画素をＸ線欠損画素と呼ぶ）と電荷が排出されていない画素（以後、この画素を非Ｘ線欠損画素と呼ぶ）においては、同一の入射Ｘ線量であっても出力値に相違が生じるという課題がある。
　例えば、特許文献１ではＸ線検出時のリセット動作を１ラインごとに行い、フレーム毎に偶数ライン、奇数ラインを入れ替えてリセット動作を行うため、Ｘ線照射から蓄積動作開始までに電荷が排出されるのは１ライン置きとなる。その結果、電荷が排出されたライン（以後、このラインをＸ線欠損ラインと呼ぶ）と電荷が排出されていないライン（以後、このラインを非Ｘ線欠損ラインと呼ぶ）が交互に発生し、ライン間での出力値の相違が画像上において縞状に現れるという課題がある。なお、この課題について特許文献１ではＸ線欠損ラインのデータを欠陥として破棄し、周囲の画素の線形補間によって補正する方法が開示されている。
　また、上述以外の方法として、Ｘ線欠損ラインと隣接する非Ｘ線欠損ラインからＸ線欠損ラインにおけるＸ線の欠損率を求め、欠損率に応じてデジタル的に出力値を増幅する方法が近年提案されている。この方法では、Ｘ線欠損ラインを欠陥として破棄する方法に比べ、Ｘ線欠損ラインの情報を有効活用できるため、より好適な補正結果が得られる。
特開２０１１－２４９８９１号公報
　上述したようなＸ線の自動検出とＦＰＤのリセット動作に起因したものに限らず、Ｘ線欠損画素（Ｘ線欠損ライン）と非Ｘ線欠損画素（非Ｘ線欠損ライン）が存在するＸ線画像において、Ｘ線欠損画素（Ｘ線欠損ライン）を適切に補正することは重要である。Ｘ線画像におけるＸ線欠損画素あるいは不適切に補正されたＸ線欠損画素は、医師が行う読影に影響をおよぼすからである。
　しかしながら、上述のように、Ｘ線画像におけるＸ線欠損ラインの欠損率に応じて出力値を増幅する場合、信号だけでなく重畳するノイズもあわせて増幅されてしまう。そのため、特許文献１に記載のような駆動を用いた場合では、隣接するＸ線欠損ラインと非Ｘ線欠損ラインにおいて、入射Ｘ線量が略同等にも関わらず、ノイズレベルが異なることとなり、不自然な画像となってしまうという課題がある。
　そこで、本発明の一実施形態では、画素を補正する際に生じるノイズレベルの悪化を抑えることが可能な補正方法が提供される。
　本発明の一態様による放射線撮影装置は以下の構成を備える。すなわち、
　放射線検出手段により検出されたＸ線からＸ線画像を取得する取得手段と、
　前記放射線画像における、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を参照して補正する補正手段と、
　前記補正手段により前記第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出する算出手段と、
　前記算出手段により算出された評価値に基づいて、補正後の前記第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う低減手段と、を備える。
　本発明によれば、画素の補正の際に生じるノイズレベルの悪化を低減することができる。
　本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
　添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
第１実施形態によるＸ線撮影装置の構成例を示す図。 第１実施形態における処理手順を示すフローチャート。 ＦＰＤの回路構成を説明する図。 ＦＰＤの駆動を説明する図。 Ｘ線欠損ラインでの出力値の低下を説明する図。 補正係数の算出方法を説明する図。 第２実施形態によるＸ線撮影装置全体の構成図。 第２実施形態における処理手順を示すフローチャート。 グリッドの有無による補正係数の違いを説明する図。 グリッドの有無による補正係数の違いを説明する図。 局所回帰の重み関数を説明する図。 画素値の低下率を説明する図。 画素値の低下率を説明する図。 第３実施形態によるＸ線撮影装置全体の構成図。 第３実施形態における処理手順を示すフローチャート。
　＜第１実施形態＞
　以下、添付の図面を参照して本発明の好適な実施形態を説明する。本発明は、放射線を検出する放射線検出部により検出された放射線量から放射線画像を取得し、放射線画像処理を行う放射線撮影装置、例えば図１に示すようなＸ線撮影装置１００に適用される。Ｘ線撮影装置１００は、Ｘ線照射を自動的に検出してＸ線画像を取得した際に、リセット動作によってＸ線が損失することにより発生する、Ｘ線画像中のＸ線欠損画素を補正するためのＸ線画像処理を実行する機能を有する。
　上述のようなＸ線撮影装置１００において、Ｘ線管１０１は被検体１０３にＸ線を照射する。Ｘ線発生装置１０４は曝射スイッチ（不図示）の押下でＸ線管１０１に高電圧パルスを与え、Ｘ線を発生させる。ＦＰＤ１０２はＦＰＤ制御部１０５に制御されて、被検体１０３を透過したＸ線を蛍光体により可視光に変換し、フォトダイオードで検出する。検出された電気信号はＡＤ変換されてＦＰＤ制御部１０５に送信される。ＦＰＤ制御部１０５には画像処理部１０９、画像保存部１０８が備えられ、１又は複数のコンピュータ（不図示）が内蔵される。
　ＦＰＤ制御部１０５が有するコンピュータには、例えば、ＣＰＵ等の主制御部、ＲＯＭ（ReadOnly Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶部が具備されている。また、コンピュータには、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のグラフィック制御部、ネットワークカード等の通信部、キーボード、ディスプレイ又はタッチパネル等の入出力部等が具備されていてもよい。なお、これらの各構成は、バス等により接続され、主制御部が記憶部に記憶されたプログラムを実行することで制御される。モニタ１０６は受信されたデジタル信号や画像処理部１０９で処理したデジタル信号を画像として表示する。操作部１０７は画像処理部１０９やＦＰＤ１０２に対するユーザからの指示を入力する。画像保存部１０８はＦＰＤ制御部１０５から出力されたデジタル信号や画像処理部１０９で処理された画像データを保存する。また、画像処理部１０９は、ＦＰＤ１０２で撮影した画像のＸ線欠損画素を補正するものであり、補正係数算出部１１０、補正部１１１、悪化度算出部１１２、ノイズ低減部１１３を具備する。
以上のような構成を備えた本実施形態のＸ線撮影装置１００の動作について、図２に示すフローチャートを用いて具体的に説明する。まず、Ｘ線発生装置１０４により高電圧パルスをＸ線管１０１に印加し、Ｘ線を被検体１０３に照射する。ＦＰＤ１０２はＸ線照射が開始されたのち、Ｘ線照射を自動で検出することで蓄積動作を開始し、Ｘ線画像を取得する（Ｓ２０１）。
　ここで、Ｘ線の照射開始を自動で検出、判定するための駆動について図３～図５を用いて具体的に説明する。図３にＦＰＤ１０２の回路構成を示す。ＦＰＤ１０２は、ＴＦＴ３０２とフォトダイオード３０３から形成された画素を有し、ガラス基板３０１上には、縦横ともに数千個の画素が形成されている。なお、図３では説明のため縦横ともに４画素から構成されるＦＰＤを示している。走査線制御回路３０６はＧ１～Ｇ４に順次オン信号を印加してＴＦＴ３０２のスイッチをオンにする。Ｇ１～Ｇ４は走査線であり、各走査線にオン信号を印加するとＴＦＴ３０２がスイッチオンになり、１ラインずつフォトダイオード３０３の出力電荷を読み出せる。Ｓ１～Ｓ４は信号線であり、フォトダイオード３０３から読み出された電荷は信号線を伝達して、信号検出回路３０５で読み取られる。信号検出回路３０５は読み取られた信号を保持、増幅、ＡＤ変換などの処理を経てデジタル信号としてＦＰＤ制御部１０５に出力する。電源３０４は各フォトダイオード３０３に動作電圧を供給する。
　図４に本実施形態におけるＦＰＤ１０２の駆動を示すタイミングチャートを示す。ＦＰＤ１０２はＸ線が照射されていない場合、Ｘ線検出駆動で待機する。このとき、走査線制御回路３０６は第１フレームにおいて、走査線をＧ１、Ｇ３…というように奇数番目だけ順次駆動する。そして、奇数番目の走査線に接続された画素の暗電荷を読み取り、リセットする。次の第２フレームにおいて走査線制御回路３０６は走査線をＧ２、Ｇ４…というように偶数番目だけを順次駆動して、偶数番目の走査線に接続された画素をリセットする。こうして、奇数フレームでは奇数ラインをリセットし、偶数フレームでは偶数ラインをリセットすることで、奇数ラインと偶数ラインが交互にリセットされる。
　ここで、ＦＰＤ制御部１０５の信号検出回路３０５ではＸ線照射を検出するためにリセットされた電荷をモニタリングしている。Ｘ線が照射されると、フォトダイオード３０３により電荷が生成されるため、信号線の出力が上昇する。ＦＰＤ制御部１０５は、この出力があらかじめ決められた閾値を超えたとき、Ｘ線が照射されたとみなし、全てのＴＦＴ３０２をオフにすることで、蓄積動作を開始する。
　ところで、上述のＸ線照射を検出するための閾値が小さいほどＸ線照射を素早く検出できるが、ノイズなどによる誤検知が発生しやすくなる。したがって、閾値はそのような誤動作を考慮してある程度大きな値に設定する必要がある。その結果、Ｘ線照射が開始されてからＸ線照射を検出するまでに少なからずタイムラグが生じる。このタイムラグにより、蓄積動作に入るまでに照射されたＸ線による電荷は出力値に寄与することはできず、本来の出力値よりも値が小さくなる。すなわち、Ｘ線が損失した補正対象画素（本明細書では欠損画素と呼ぶ）が並ぶ補正対象ラインが生成されてしまう。
　図５は、均一なＸ線が照射された場合における出力値の低下を示した模式図である。ここで、図５の画像５ａは１つの矩形を１つの画素として表したものである。図５の５ｂは、画像５ａの各行の画素の出力値の和を棒グラフで表したものである。なお、均一なＸ線が照射された場合、Ｘ線照射を検出するまでにタイムラグがなければ各行の出力値の和は略同じになる。ここで、偶数ラインＧ４でＸ線の照射が開始され、偶数ラインＧ８でＸ線の照射が検出されたとする。この場合、グラフ５ｂのようにリセット動作が行われた偶数ラインＧ４、Ｇ６、Ｇ８においてＸ線が損失しており、本来の出力値よりも値が小さくなる。これらのラインＧ４、Ｇ６、Ｇ８は補正対象ラインである。一方、その他のラインには、リセット動作によるＸ線の損失が発生しておらず、これらのラインは補正の必要の無い画素（すなわち、補正対象の画素以外の画素、以下、非補正対象画素という）が並ぶ非補正対象ラインとなる。
　なお、出力値の低下はＸ線照射が開始されてからリセット動作が行われるまでのタイムラグに依存し、タイムラグが大きいほど低下も大きくなる。よって、本実施形態の動作では、Ｇ１から順次リセット動作を行うため、グラフ５ｂのようにＸ線照射が開始されたＧ４からＧ６、Ｇ８と出力値の低下は大きくなる。
　以上、説明したような動作によって得られたＸ線画像は、補正対象画素が並ぶ補正対象ラインと、非補正対象画素が並ぶ非補正対象ラインとが交互に存在する部分を有することになる。そして、そのようなＸ線画像は、画像処理部１０９に転送され出力値が低下した補正対象ライン（以下、Ｘ線欠損ラインと称する）の補正が行われる。以下に具体的な補正方法について説明する。
　まず、補正係数算出部１１０において、Ｘ線欠損ラインの出力値を補正するための補正係数を算出する（Ｓ２０２）。通常、各画素の出力値Ｖ（以後、各画素の出力値を画素値と呼ぶ場合がある）は画素に入射されるＸ線量Ｘに比例したゲイン成分と暗電流等によるオフセット成分Ｄとの和で決まり、比例定数をＡとおけば、画素値ＶとＸ線量Ｘとの関係は以下となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　これに対し、Ｘ線欠損ラインの画素値Ｖdでは、画素に入射されるＸ線量Ｘの一部がリセット動作により失われ、画素値に寄与するＸ線量は１／Ｇ倍に減少する。よって、Ｘ線欠損ラインの画素値ＶdとＸ線量Ｘとの関係は以下となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　したがって、式（１）、式（２）よりＸ線欠損ラインの画素値Ｖdと本来の画素値Ｖとの関係は以下となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
なお、式（３）のＧ，Ｄの値は未知であり、これら２つを補正係数として算出することで、Ｘ線欠損ラインの画素値Ｖdを本来の画素値Ｖに補正することができる。
　そこで、本実施形態では、Ｘ線欠損ラインと相関の高い隣接する非Ｘ線欠損ライン（すなわち非補正対象ライン）の画素値を利用して補正係数Ｇ，Ｄを回帰分析により算出する。より具体的には、図６のようにＸ線欠損ラインの各列ｉの画素値を{xi|i=1,2,…,n}、上下に隣接する非Ｘ線欠損ラインの各列ｉの画素値をそれぞれ{yi,1|i=1,2,…,n}、{yi,2|i=1,2,…,n}とする。そして、各列の画素値は略同じ値をとると仮定すれば、Ｘ線欠損ラインの画素値ｘと非Ｘ線欠損ラインの画素値ｙの関係は以下の式（４）となる。
　ここで、式（４）のようにｘとｙの関係は、傾きＧ、切片Ｄ・（１－Ｇ）の１次式で表され、直線回帰分析により、Ｇ，Ｄを算出することができる。例えば、直線回帰分析の方法として最小二乗回帰を用いる場合、式（５）で表わされる誤差Ｅを最小化する傾きａおよび切片ｂを求め、求めた傾きａと切片ｂから式（６）により補正係数Ｇ，Ｄを算出すれば良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、本実施形態では、最小二乗回帰を用いた方法を説明したが、この方法に限定されるものではなく、ＭＡ回帰やＲＭＡ回帰等の既に公知の方法を用いても同様に補正係数を算出することができる。また、本実施形態では各列の画素値は略同じ値をとることを仮定して補正係数を求めたが、急峻なエッジ等が存在する場合においては、この仮定が成り立たない画素が存在する。よって、このような外れ値の対策としてＭ推定、ＬＭｅｄＳ推定、ＲＡＮＳＡＣ等の公知のロバスト回帰を用いることもできる。
　以上、１つのＸ線欠損ラインに対する補正係数Ｇ，Ｄの算出方法について説明したが、すべてのＸ線欠損ラインに対して同様の処理を行い、各々のＸ線欠損ラインに対する補正係数Ｇ，Ｄを算出する。なお、Ｘ線照射が開始されたタイミングは未知であるため、どのラインまでがＸ線欠損ラインであるかは不明である。そこで、本実施形態では、補正対象ラインか否かの判定を以下のようにして行う。すなわち、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインから順次リセット動作がなされたラインをさかのぼって補正対象ライン（Ｘ線欠損ライン）を選択してく。そして、選択された補正対象ライン（Ｘ線欠損ライン）の補正係数を求め、補正係数Ｇが所定の範囲、たとえば略１となるラインまで補正係数Ｇ，Ｄを算出すればよい。例えば、グラフ５ｂでは、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたＧ８から順にＧ６、Ｇ４と補正係数Ｇ，Ｄを求めていき、その補正量が所定範囲となった場合に補正係数の算出を終了する。たとえば、補正係数Ｇが略１となるラインＧ２で補正係数の算出を終了する。なお、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインから所定のライン数分をさかのぼって補正対象のラインとしてもよい。この場合、所定のライン数とは、予め十分なライン数を計算あるいは実験により求めておけばよい。
　次に、補正部１１１において、求めた補正係数Ｇ，Ｄを用いて欠損ラインの各欠損画素の補正を行う（Ｓ２０３）。具体的には、Ｘ線欠損ラインの各列ｉの画素値をそれぞれ{Vd(i)|i=1,2,…,n}、そのラインに対する補正係数をＧ，Ｄとし、下記の式（７）により補正後の画素値Ｖ（ｉ）を全てのＸ線欠損ラインに対して算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　次に、悪化度算出部１１２において、補正がなされたすべての画素の各々に対し、ノイズの悪化の度合いを算出する（Ｓ２０４）。ここでは、補正前の補正対象画素の画素値に対応したＸ線量におけるノイズレベルが、上述のような補正を行ったことにより増加したノイズレベルと、その補正後の画素値に対応したＸ線量におけるノイズレベルとに基づいて評価値を算出する。したがって、この評価値は、補正によるノイズレベルの悪化度を示すものとなる。通常、各画素の出力に重畳されるノイズレベルは、画素に入射されるＸ線量Ｘに比例する量子ノイズとＸ線量に依存しないシステム固有のシステムノイズが支配的である。そこで、量子ノイズの標準偏差をσQ、システムノイズの標準偏差をσSとすれば、各画素の出力に重畳されるノイズの標準偏差σは分散の加法性により下記式となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　これに対し、Ｘ線欠損ラインの画素では、画素に入射されるＸ線量Ｘの一部がリセット動作により失われ、出力に寄与するＸ線量は１／Ｇ倍に減少する。よって、Ｘ線欠損ラインの画素の出力に重畳されるノイズの標準偏差σdは下記式となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　ここで、式（７）にて補正されたＸ線欠損ラインでは、補正の倍率であるＧにより、画素の出力値に含まれる信号成分がＧ倍されると同時に、ノイズもＧ倍される。すなわち、補正後のＸ線欠損ラインの画素の出力値に重畳されるノイズの標準偏差σCは、下記の式（１０）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　したがって、補正されたＸ線欠損ラインの画素の出力値に含まれるノイズレベルは、本来の画素の出力値（Ｘ線量がＸの場合の出力値）に含まれるノイズレベルに対し、σC／σ倍にノイズレベルが増加することとなる。よって、各画素に対してこの値をノイズレベルの増加を表す評価値（以下、ノイズ悪化度Ｗ）として算出する。具体的な算出方法は下記の式（１１）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　ここで、量子ノイズの標準偏差σQ、システムノイズの標準偏差σSは、撮影系で一意に決まる値であり、事前に算出した値を予め保持しておき、その値を用いれば良い。また、入射されるＸ線量Ｘは、上述した（１）式の関係を用いることで算出することができる。具体的には、補正された画像Ｖのｉ行ｊ列における画素値をＶ(i,j)とすれば、下記式にて各画素に入射されるＸ線量Ｘ(i,j)を各々算出することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　ここで、Nはノイズの影響を除去するためのフィルタサイズを決定するものであり、本実施の形態では、例えば２とする。また、ＡはＸ線量Ｘを画素値Ｖに変換するために比例定数であり、センサによって一意に決まる値である。よって、事前に算出した値を予め保持しておき、その値を用いれば良い。
　次に、ノイズ低減部１１３において、補正がなされたすべての画素に対し、ノイズ低減を行う（Ｓ２０５）。ここでは、隣接する画素におけるノイズレベルは同じであると仮定し、補正されたＸ線欠損画素のノイズレベルを隣接する非Ｘ線欠損画素と略等価となるように補正する。
　本実施形態では、補正されたＸ線欠損画素と隣接する上下の非Ｘ線欠損画素の３点の重み付け加算（フィルタリング）によって補正されたＸ線欠損画素のノイズを低減する。具体的には、補正された画像Ｖのｉ行ｊ列における画素値をＶ(i,j)とすれば、下記式にてＸ線欠損画素のノイズを低減する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　なお、式（１３）において、ａはノイズの低減度合を決定する重み係数であり、補正された画素Ｖ(i,j)のノイズレベルが隣接する画素Ｖ(i-1,j)、Ｖ(i+1,j)のノイズレベルと略等価となるように設定する。以下、ａの決定方法について説明する。
　まず、補正されたＸ線欠損画素の出力に重畳するノイズの標準偏差をσT、隣接する画素の出力に重畳するノイズの標準偏差をσRとすれば、ノイズ低減後に得られる出力に重畳するノイズの標準偏差σは下記式となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　ここで、補正された画素Ｖ(i,j)のノイズレベルが隣接する画素Ｖ(i-1,j)、Ｖ(i+1,j)のノイズレベルと略等価になるための条件は以下である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　また、σTとσRの関係は上述したノイズ悪化度Wから下記式となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　ここで、式（１５）と式（１６）を式（１４）に代入し、整理すると、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
となる。よって、（１７）式の条件を満たすように、すなわち、下記の式（１８）にてａを設定すれば良い。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　ここで、重み係数ａは悪化度Ｗに依存した値となるため、悪化度算出部１１２で算出した各画素の悪化度に基づいて各々の画素に対するａを算出し、ノイズ補正を行う。
　なお、上記実施形態では、Ｘ線欠損画素のノイズ低減に上下２画素を用いたが、これに限定されるものではなく、例えば、斜めも含む６画素を用いてノイズ低減を行ってもよい。また、本実施形態は、線形フィルタでノイズ低減を行う方法を用いたが、これに限定されるものではなく、例えばεフィルタやバイラテラルフィルタ等のエッジを保存する非線形なフィルタを用いても良い。
　さらに、上記実施形態では、補正対象画素が並ぶ補正対象ラインと、非補正対象画素が並ぶ非補正対象ラインとが交互に存在する場合を説明したが、これに限られるものではない。たとえば、Ｘ線の損失が生じている補正対象画素がＸ線の損失が生じていない非補正対象画素により補正可能に配置された画像であれば、上記実施形態による補正、ノイズレベルの低減を適用することができる。したがって、たとえば、ラインごとにリセットを行う構成ではなく、列ごとにリセットを行う構成に適用してもかまわない。また、たとえば補正対象画素と非補正対象画素が格子柄状に配置されるようなＸ線画像にも、上記処理を適用できることは明らかである。さらに、上記実施形態では、ライン単位でのリセット動作として、１ラインずつリセットを行う例を示したが、複数の偶数ラインまたは奇数ライン（例えば、図５の「Ｇ２とＧ４」、「Ｇ６とＧ８」を同時にリセットするようにしてもよい。
　＜第２実施形態＞
　Ｘ線画像には、上述したようなリセット動作によるＸ線の損失の他に、被検体とは関係の無い信号が重畳される場合がある。たとえば、Ｘ線が被検体内部を通る際に発生する散乱線を除去するグリッドと呼ばれる器具を被検体と放射線の受像面の間に配置し撮影を行う場合がある。このグリッドは、鉛等の放射線遮蔽物質と、アルミニウムやカーボン等の放射線透過物質とを、所定の幅で交互に並べて構成することで散乱線を除去する。しかしながら、グリッドを配置すると放射線遮蔽物質を通る直接線の一部も除去されるため、画像上に周期的信号（グリッド縞とも言う）が発生してしまう。
　リセット動作に限らず、上述したようなＸ線欠損ラインやＸ線欠損画素は画質を劣化させるものであり、これを補正することは適切な診断画像を得るために必要なものである。しかしながら、グリッド等により、さらに別の要因でＸ線情報が変化した場合に、そのようなＸ線情報の変化が上述したＸ線欠損画素の補正に悪影響を与え、補正により更に画像を劣化させる場合がある。たとえば、グリッドの縞目の方向と走査線の方向が並行となる条件でグリッドを配置した場合、Ｘ線を自動で検出する際に生じるＸ線欠損ラインによる縞目とグリッドの縞目の方向が一致することになる。特許文献１の方法では、このような場合に両者の縞目が干渉し、補正が適切に行えなくなり、補正を行うことで却って画質を悪くする可能性がある。なお、上述の課題はグリッドの縞目の方向と走査線の方向が垂直になるように配置すれば解決される。しかしながら、グリッドを誤って配置する可能性があり、その場合は補正が適切に行えなくなる可能性がある。
　そこで、第２実施形態では、放射線に損失が生じた補正対象画素が適切に補正されているかどうかを判定可能な装置、方法を提供する。
　第２実施形態においても、放射線を検出する放射線検出部により検出された放射線量から放射線画像を取得し、放射線画像処理を行う放射線撮影装置、例えば図７に示すようなＸ線撮影装置１００への適用例を説明する。Ｘ線撮影装置１００は、Ｘ線照射を自動的に検出してＸ線画像を取得した際に、リセット動作によってＸ線が損失することにより発生する、Ｘ線画像中のＸ線欠損画素を補正するためのＸ線画像処理を実行する機能を有する。
　第２実施形態によるＸ線撮影装置１００は、画像処理部１０９の構成以外は第１実施形態（図１）と同様である。第２実施形態の画像処理部１０９は、ＦＰＤ１０２で撮影した画像のＸ線欠損画素を補正するものであり、第一の補正係数算出部７１０、第二の補正係数算出部７１１、補正部７１２、周期信号除去部７１３、判定部７１４を具備する。
　以上のような構成を備えたＸ線撮影装置１００において、第二実施形態の特徴的な部分の動作について、図８に示すフローチャートを用いて具体的に説明する。まず、Ｘ線発生装置１０４により高電圧パルスをＸ線管１０１に印加し、Ｘ線を被検体１０３に照射する。ＦＰＤ１０２はＸ線照射が開始されたのち、Ｘ線照射を自動で検出することで蓄積動作を開始し、Ｘ線画像を取得する（Ｓ８０１）。
　Ｘ線の照射開始を自動で検出、判定するための駆動については図３～図５により上述したとおりである。第１実施形態でも述べたとおり、出力値の低下はＸ線照射の開始からリセット動作までのタイムラグに依存するが、撮影条件にも依存する。例えば、照射されるＸ線量が多いほど、Ｘ線照射を検出するために排出される電荷が出力値に寄与する割合は小さくなり、撮影条件によっては視覚的に無視可能（Ｘ線欠損画素の補正が不要）なレベルの低下量となる場合もある。
　第１実施形態で説明したように、（６）式により各々のＸ線欠損ラインに対する補正係数Ｇ，Ｄを算出するが、Ｘ線照射が開始されたタイミングは未知であるため、どのラインまでがＸ線欠損ラインであるかは不明である。第２実施形態ではＸ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインから順次リセット動作がなされたラインをさかのぼっていき、ceil（全ライン数／２）－１のラインに対して補正係数Ｇ，Ｄを算出する。例えば、図５のグラフ５ｂでは、全ライン数１０に対して、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたＧ８から順にＧ６、Ｇ４、Ｇ２と実際にはＸ線欠損ラインではないＧ２も含めて４ラインの補正係数Ｇ，Ｄを求めていく。なお、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインから所定のライン数分をさかのぼって補正対象のラインとしてもよい。この場合、所定のライン数とは、予め十分なライン数を計算あるいは実験により求めておけばよい。
　なお、ここでは、Ｘ線欠損ラインと相関の高い隣接する非Ｘ線欠損ラインの画素値は補正後において略同じ値をとると仮定して補正係数Ｇ，Ｄを求めた。しかしながら、グリッドの縞目の方向と走査線の方向が並行となる条件でグリッドを配置した場合では、隣接する非Ｘ線欠損ラインとの相関が低くなる場合があり、この仮定が成り立たない。そのため、グリッドの周期信号が補正係数に重畳することとなる。そこで、第二の補正係数算出部７１１は、第一の補正係数算出部７１０で求めた補正係数からグリッドに起因する周期信号の影響を除去した補正係数を算出する（Ｓ８０３）。
　ところで、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインから、順次リセット動作がなされたラインをさかのぼって計算した補正係数Ｇをグラフ化すると図９Ａ，図９Ｂとなる。なお、図９Ａ，図９Ｂでは、Ｘ線照射を検出したタイミングにリセット動作がなされたラインをライン番号０として、順次番号を付与している。ここで、グリッドが装着されていない場合やグリッドの縞目の方向と走査線の方向が直交となる条件でグリッドを配置した場合においては、図９Ａのように正確な補正係数Ｇを算出することができる。しかしながら、グリッドの縞目の方向と走査線の方向が並行となる条件でグリッドが配置された場合は、図９Ｂのように、グリッドに起因する周期信号が重畳し、補正係数Ｇが振動してしまい、正確な補正係数Ｇを算出することができない。なお、図示しないが補正係数Ｄについても同様である。そこで、このような周期信号を除去した補正係数を算出する。
　第２実施形態では、LOWESSを用いて、グリッドの周期信号を除去するものとし、図９Ａ、図９Ｂにおけるライン番号をｉとし、ライン番号ｉにおける補正係数をＧiとすると、下記のような一次式にてグリッドの周期信号を除去したＧｃiを各ラインで算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　ここで、式（１９）のａiおよびｂiは未知であり、これらの値をライン番号ｉを中心とした局所回帰にて算出する。より具体的には、ライン番号ｉに対する回帰係数ａiおよびｂiを算出する場合、下記式で表わされる誤差Ｅiが最小となる値を最小二乗近似にて算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　なお、ｗkは図１０に示すような重み関数であり、ライン番号ｉで１となり、ｉから参照するサンプルｋとの距離が離れるに従い値が小さくなり、ｄを超えると０となるものである。よって、上述で求められる補正係数Ｇｃは、各ラインに対する補正係数Ｇを±ｄの範囲で直線近似したものとなる。従って、ｄをグリッドの周期よりもある程度大きな値に設定すれは、グリッドの周期信号は直線に当てはめることができないため、図９Ｂに示すようにグリッドの周期信号を除去することができる。
　ここで、ｄの値について特に限定するものではないが、例えば本実施形態では、グリッドの周期の５倍に設定される。なお、グリッドの周期信号の周期は、設置されるグリッドの密度に応じて予め算出しておけばよい。また、補正係数Ｇのパワースペクトルから算出するようにしてもよい。
　以上、補正係数Ｇからグリッドの周期信号を除去したＧｃを算出する方法を説明したが、補正係数Ｄについても、同様の方法によりグリッドの周期信号を除去したＤｃを算出する。また、本実施形態では回帰式として１次式を用いたが、これに限定されるものではなく、多項式を回帰式として用いても良い。また、異常値に頑健なRobust LOWESS等を用いることも可能である。
　また、本実施の形態では局所回帰を用いた平滑化によりグリッドの周期信号を除去したが、それ以外にローパスフィルタ等を用いた平滑化によってグリッドの周期信号を除去してもよい。また、正しい補正係数の波形をモデル化し、補正係数Ｇをこのモデルにフィッティングすることでグリッドの周期信号を除去してもよい。
　次に、補正部７１２において、求めた補正係数Ｇｃ，Ｄｃを用いて、Ｘ線画像における欠損画素の補正を行う（Ｓ８０４）。具体的には、Ｘ線欠損ラインｋの各列ｉの画素値をそれぞれ{Vk(i)|i=1,2,…,n}、そのラインに対する補正係数をＧｃk、Ｄｃkとすれば、下記式にて補正後の画素値V’k(i)を全てのＸ線欠損ラインに対して算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
　次に、周期信号除去部７１３において、画像に重畳するグリッドの周期信号をフィルタリングにより除去する（Ｓ８０５）。具体的には画像上のグリッドの周波数をｆｇ（rad/sample）とすれば、下記の式（２２）で算出したＮ次のＦＩＲフィルタｈを用いて、グリッド縞を除去する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
　なお、（２２）式で算出されるＦＩＲフィルタはグリッドの周波数ｆｇ以上の周波数を阻止するローパスフィルタとなっている。ここで、一般的に使用されるグリッドの密度は画像の主要な構造である低周波成分への影響を考慮して画像上において高い周波数となるようなものを選択されるものであり、画像上において０．５π（rad/sample）以上の周波数となる。そこで、本実施形態では、ｆg＝０．５πとすることで、一般的に使用されるグリッドの密度に対応したＦＩＲフィルタを算出する。
　次に、上述のＦＩＲフィルタを用いてグリッドを除去する。なお、ここでは走査線の方向と並行な縞目のグリッドを除去することが目的であるため、画像上の走査線と直交する方向に対し上記のＦＩＲフィルタにてフィルタリングを行えばよい。また、本実施形態では、後段にて補正前後の画像を用いるため、補正前の画像および、補正部７１２にて補正された画像の両者に対して各々フィルタリングを行う。
　次に、判定部７１４において、Ｓ８０４で行った補正の適否を判定する（Ｓ８０６）。具体的には、グリッドの周期信号を除けば、Ｘ線欠損ラインと距離の近い非Ｘ線欠損ラインの補正後の画素値は略同じ値をとると仮定し、補正した画像が適切かどうかを判定する。
　ここで、本実施形態による駆動では、上述した通り、Ｘ線照射が検出されたラインで最も画素値の低下率が大きく、順に低下率は小さくなりＸ線照射が開始されたラインで最小となる。また、Ｘ線欠損ラインは１ライン置きに発生する。この画素値の低下率をグラフ化すると図１１Ａとなる（図１１Ａ，図１１ＢではＸ線照射が検出されたライン番号を０として表記している）。ここで、上述した周期信号除去を行った場合、ナイキスト周波数にピークをもつ１ライン置きの振動成分はグリッドの周期信号と共に除去され図１１Ｂのような楔状の波形となる。
　そこで、本実施の形態では、この楔状の波形の段差を評価することで補正が適切に行われたか否かを評価する。具体的には、Ｘ線照射が検出されたラインの各列ｉの画素値をそれぞれ{xi|i=1,2,…,n}、画像上において下（図１１Ｂでは左）にｍライン離れた非Ｘ線欠損ラインの各列ｉの画素値を{yi,m|i=1,2,…,n}とする。そして、両者の各列の画素値は補正が適切になされた場合に略同じ値をとると仮定すれば、Ｘ線欠損ラインの画素値ｘと非Ｘ線欠損ラインの画素値ｙの関係は以下となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
　よって、下記式で表わされる誤差Eを最小化する傾きaを最小二乗近似で求め、傾きａが略１であれば、適切な補正がなされたことが判定できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
　ここで、ｍは任意の値を設定すれば良く、特に限定するものではないが本実施の形態では例えば１０とする。
　なお、本実施形態は、補正を行うことで却って画質を悪くする可能性があるか否かを判定するものである。そこで、補正前後のＸ線照射が検出されたラインに対し、（２４）式にて傾きａを求め、補正後の傾きが補正前の傾きに対して１に近づいた場合、すなわち段差が小さくなる場合に補正が適切であると判定する。具体的には、Ｓ８０４における補正前のラインから求めた傾きをａo、Ｓ８０４における補正後のラインから求めた傾きをａcとすれば、下記の条件を満たす場合に補正が適切であると判定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
　また、補正が適切に行われない理由はグリッドに起因する周期信号の影響が大きい場合である。すなわち、第一の補正係数算出部７１０で求めた補正係数が図９Ａのような場合においては補正が適切に行われる。また、図９Ｂのようにグリッドに起因する周期信号が重畳する場合においても、求めるべき楔状の波形に対して相対的にグリッドの振幅や周期が小さい場合は、その影響は小さく補正を適切に行うことができる。よって、グリッドに起因する周期信号の影響が大きい場合にのみ（２５）式による判定を行えば、さらに判定精度を高めることができる。
　そこで、本実施形態では、第一の補正係数算出部７１０で算出した補正係数Ｇと第二の補正係数算出部７１１で算出した補正係数Ｇｃを用いてグリッドに起因する周期信号の影響が大きいか否かを判定する。具体的には、ライン番号ｉの補正係数をそれぞれＧi、Ｇｃiとすれば、下記式にて決定係数Ｒ２を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
　ここで、決定係数Ｒ２は０～１の値をとり、補正係数ＧとＧｃの差が大きいほど小さな値となるものである。よって、図９Ｂのようにグリッドに起因する周期信号が重畳し、かつ影響が大きいほど差が大きくなり、結果として決定係数Ｒ２は小さな値をとる。したがって、下記の条件の場合はグリッドに起因する影響が大きいと判定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
　ここで、ＴＨはグリッドの影響度合いを判定する閾値であり、本実施形態では例えば０．９５とする。
　以上、述べた２つの判定基準を用いて補正が適切か否かの判定を行う。具体的には、（２７）式を満たし、（２５）式を満たさない場合に補正が適切に行われなかったと判定し、それ以外の条件の場合は補正が適切に行われたと判定する。なお、たとえば、式（２５）、または式（２７）のいずれか一方のみを用いて補正の適否を判定するようにしてもよい。
　ここで、本実施の形態では、補正が適切に行われなかったと判定した場合は、補正結果を棄却し、補正前の画像を処理済みデータとして画像保存部１０８に保存する。これにより、補正の結果により却って画質を悪くする可能性を低減することができる。なお、補正が適切に行えないケースは、上述の如く求めるべき楔状の波形に対して相対的にグリッドの振幅や周期が大きい場合である。これは、言い換えれば補正対象である楔状の波形が相対的に非常に小さく、補正をしなくても視覚的に無視可能なレベルであることが多いものである。
　なお、補正が適切に行われなかったと判定された場合は、補正前の画像を処理済みデータとして画像保存部１０８に保存するとともに、補正が実行できなかった旨をモニタ１０６を介して、操作者に明示的に報知しても良い。
＜第３実施形態＞
　本発明は、例えば図１２に示すようなＸ線撮影装置１００に適用される。図１２に示されるＸ線撮影装置１００は、図７に示したＸ線撮影装置１００に対し、第三の補正係数算出部１２０１を備える構成としている。また、第３実施形態では、画像処理部１０９の処理手順を第２実施形態とは異なる、図１３に示したフローチャートに従った動作とする。
　なお、図１２のＸ線撮影装置１００において、図７のＸ線撮影装置１００と同様に動作する箇所は同じ符号を付し、その詳細は省略する。また、図１３に示すフローチャートにおいて、図８に示したフローチャートと同様に処理実行するステップは同じ符号を付し、ここでは、上述した第２実施形態とは異なる構成について具体的に説明する。Ｓ８０１～Ｓ８０６では、第２実施形態と同様の処理が実行され、Ｓ８０４における補正の適否が判定される。
　ここで、第２実施形態では、補正が適切に行われなかったと判定された場合は、補正前の画像を処理済みデータとして画像保存部１０８に保存した。これに対して本実施形態では、補正が適切に行われなかったと判定された場合に（Ｓ１３００でＮＯ）、第三の補正係数算出部１２０１が再度補正係数の算出を行う（Ｓ１３０１）。
ここで、補正が適切に行われなかった理由は、上述した通りグリッドに起因する周期信号の影響が大きく、結果として第二の補正係数算出部７１１にて、その影響を十分に除去できなかったと考えられる。そこで、第三の補正係数算出部１２０１では、第二の補正係数算出部７１１と同様にLOWESSにて補正係数を算出するが、その際に用いるパラメータを変更することでグリッドに起因する周期信号の影響をより強く除去した補正係数を算出する。
具体的には、上述した（２０）式のｄを大きくして再度補正係数を算出する。ここで、ｄは直線回帰を行う幅を設定するパラメータであり、この値を大きくするほど、周期信号の影響をより強く除去することができる。なお、この値を大きくしすぎると、正しい補正係数に対する当てはまりも悪くなるため両者はトレードオフの関係となる。
　そこで、本実施形態ではｄを逐次的に増加させ、補正が適切になるような最適解を求めていく。具体的には、第二の補正係数算出部７１１で設定されたｄに対し、幅を例えば５%増加させ、補正係数を算出する（Ｓ１３０１）。次に、Ｓ８０４にて新たに求めた補正係数を用いてＸ線欠損ラインの補正を行う。次に、Ｓ８０５～Ｓ８０６にて補正結果を判定する。ここで、補正結果が適切でない場合は（Ｓ１３００）、さらにｄの幅を５%増加して再度補正結果を求める（Ｓ１３０１）。
　以上の動作を補正結果が適切と判定されるまで、繰り返し実行する。これにより、グリッドに起因した周期信号の影響が大きい場合においても適切な補正を行うことができる。
　以上のように、第２、第３実施形態によれば、放射線照射を自動的に検出して放射線画像を取得した際に発生する放射線欠損画素が適切に補正されているかどうかを判定することで、適切に補正が行えないことによる画質劣化を抑えることができる。
　なお、第２、第３実施形態では、補正対象画素が並ぶ補正対象ラインと、非補正対象画素が並ぶ非補正対象ラインとが交互に存在する場合を説明したが、これに限られるものではない。たとえば、Ｘ線の損失が生じている補正対象画素がＸ線の損失が生じていない非補正対象画素により補正可能に配置された画像であれば、上記実施形態による補正、ノイズレベルの低減を適用することができる。したがって、たとえば、ライン単位でリセットを行う構成ではなく、列ごとにリセットを行う構成に適用してもかまわない。また、たとえば補正対象画素と非補正対象画素が格子柄状に配置されるようなＸ線画像にも、上記処理を適用できることは明らかである。さらに、上記実施形態では、ライン単位でのリセット動作として、１ラインずつリセットを行う例を示したが、複数の偶数ラインまたは奇数ライン（例えば、図５の「Ｇ２とＧ４」、「Ｇ６とＧ８」を同時にリセットするようにしてもよい。
　また、上記第２、第３実施形態では、グリッドの挿入により形成される周期信号を除去する場合を説明したが、これに限られるものではない。
　以上、本発明の好ましい実施形態について説明したが、本発明はこれらの実施形態に限定されないことはいうまでもなく、その要旨の範囲内で種々の変形及び変更が可能である。
　また、本発明は、前述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラム（実施形態では図に示すフローチャートに対応したプログラム）を、システムあるいは装置に直接あるいは遠隔から供給し、そのシステムあるいは装置のコンピュータが該供給されたプログラムコードを読み出して実行することによっても達成される場合を含む。
　従って、本発明の機能処理をコンピュータで実現するために、該コンピュータにインストールされるプログラムコード自体も本発明を実現するものである。つまり、本発明は、本発明の機能処理を実現するためのコンピュータプログラム自体も含まれる。
　プログラムを供給するためのコンピュータ可読記録媒体としては、例えば、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、MO、CD-ROM、CD-R、CD-RW、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ROM、DVD(DVD-ROM，DVD-R)などがある。
　その他、プログラムの供給方法としては、クライアントコンピュータのブラウザを用いてインターネットのホームページに接続し、該ホームページから本発明のコンピュータプログラムそのもの、もしくは圧縮され自動インストール機能を含むファイルをハードディスク等の記録媒体にダウンロードすることによっても供給できる。また、本発明のプログラムを構成するプログラムコードを複数のファイルに分割し、それぞれのファイルを異なるホームページからダウンロードすることによっても実現可能である。つまり、本発明の機能処理をコンピュータで実現するためのプログラムファイルを複数のユーザに対してダウンロードさせるＷＷＷサーバも、本発明に含まれるものである。
　また、本発明のプログラムを暗号化してCD-ROM等の記憶媒体に格納してユーザに配布し、所定の条件をクリアしたユーザに対し、インターネットを介してホームページから暗号化を解く鍵情報をダウンロードさせ、その鍵情報を使用することにより暗号化されたプログラムを実行してコンピュータにインストールさせて実現することも可能である。
　また、コンピュータが、読み出したプログラムを実行することによって、前述した実施形態の機能が実現される他、そのプログラムの指示に基づき、コンピュータ上で稼動しているOSなどが、実際の処理の一部または全部を行ない、その処理によっても前述した実施形態の機能が実現され得る。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１３年１０月２１日提出の日本国特許出願特願２０１３－２１８６７５、および２０１３年１０月２１日提出の日本国特許出願特願２０１３－２１８６７６を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。

Claims (40)

  1. 　放射線検出手段により検出された放射線から放射線画像を取得する取得手段と、
    　前記放射線画像における、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を参照して補正する補正手段と、
    　前記補正手段により前記第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出する算出手段と、
    　前記算出手段により算出された評価値に基づいて、補正後の前記第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う低減手段と、を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  2. 　前記補正手段は、前記第一の画素の画素値と、前記第一の画素に隣接する前記第二の画素の画素値の関係を回帰分析することにより補正係数を取得し、前記補正係数を用いて前記第一の画素を補正することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
  3. 　前記算出手段は、
    　前記第一の画素の補正前の画素値に対応した放射線量におけるノイズレベルが前記補正手段の補正により増加したノイズレベルと、前記第一の画素の補正後の画素値に対応した放射線量におけるノイズレベルとに基づいて前記評価値を算出することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影装置。
  4. 　前記ノイズレベルはノイズの標準偏差であることを特徴とする請求項３に記載の放射線撮影装置。
  5. 　前記算出手段は、σQを放射線量に依存した量子ノイズの標準偏差、σSを放射線量に依存しないシステムノイズの標準偏差、Ｇを前記補正手段による補正の倍率、Ｘを補正後の画素値に対応した放射線量とした場合に、
    Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
    により前記評価値を求めることを特徴とする請求項４に記載の放射線撮影装置。
  6. 　前記低減手段は、前記第一の画素の補正後のノイズレベルが、前記第一の画素に隣接する前記第二の画素のノイズレベルと等価になるように、前記ノイズレベルを低減することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  7. 　前記低減手段は、補正後の前記第一の画素に対して、前記評価値に基づいて決定されるフィルタを適用してノイズレベルの低減を行うことを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  8. 　前記低減手段は、補正後の前記第一の画素のノイズレベルを、隣接する複数の第二の画素とのフィルタリングによって行うことを特徴とする請求項７に記載の放射線撮影装置。
  9. 　前記第一の画素は、前記放射線検出手段のリセット動作により、放射線の情報に損失が生じた画素であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  10. 　前記放射線画像は、前記第一の画素が並ぶ補正対象ラインと、前記第二の画素が並ぶ非補正対象ラインとが交互に存在する部分を有することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  11. 　前記放射線検出手段をライン単位でリセットしながら、リセットの際に読み出された信号に基づいて放射線の照射開始を判定する判定手段を更に備え、
    　前記放射線検出手段に放射線が照射されてから前記判定手段が照射開始と判定するまでの間に前記リセットが繰り返されることにより、前記放射線画像における前記補正対象ラインと前記非補正対象ラインとが交互に存在する部分が生成されることを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮影装置。
  12. 　前記補正手段は、前記補正対象ラインごとに、隣接する非補正対象ラインとの関係を直線回帰分析することにより前記補正対象ラインの補正係数を決定し、前記補正係数を用いて前記補正対象ラインの画素を補正することを特徴とする請求項１１に記載の放射線撮影装置。
  13. 　前記判定手段により照射開始と判定されたラインから、前記リセットの実行の順をさかのぼって補正対象ラインを選択し、
    　前記補正係数が示す画素値の補正量が所定範囲となるラインまでを補正対象ラインとすることを特徴とする請求項１２に記載の放射線撮影装置。
  14. 　放射線画像における、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を参照して補正する補正手段と、
    　前記補正手段により前記第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出する算出手段と、
    　前記算出手段により算出された評価値に基づいて、補正後の前記第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う低減手段と、を備えることを特徴とする放射線画像処理装置。
  15. 　放射線検出手段により検出された放射線量に基づいて放射線画像を取得する取得手段と、
    　前記放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正する補正手段と、
    　前記補正手段による補正後の放射線画像と補正前の放射線画像のそれぞれから、周期信号を除去する除去手段と、
    　周期信号が除去された前記補正後の放射線画像と、周期信号が除去された前記補正前の放射線画像とに基づいて前記補正手段による補正の適否を判定する判定手段と、を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  16. 　前記補正手段は、
    　前記第一の画素を補正するための補正係数を前記第一の画素に隣接する前記第二の画素から算出する第１の算出手段と、
    　前記第１の算出手段により算出された前記補正係数から前記周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第２の算出手段と、を備え、
    　前記第２の算出手段により算出された補正係数を用いて前記第一の画素を補正することを特徴とする請求項１５に記載の放射線撮影装置。
  17. 　前記第１の算出手段は、前記第一の画素と隣接する前記第二の画素の画素値の関係を回帰分析することで前記補正係数を算出することを特徴とする請求項１６に記載の放射線撮影装置。
  18. 　前記判定手段において、補正が適切に行われていないと判定された場合は、前記補正手段の補正結果を棄却し、前記補正手段による補正を行わないことを特徴とする請求項１５乃至１７のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  19. 　前記判定手段において、補正が適切に行われていないと判定された場合は、その旨を報知することを特徴とする請求項１５乃至１９のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  20. 　前記第２の算出手段とは異なる方法で前記補正係数から前記周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第３の算出手段をさらに備え、
    　前記補正手段は、前記判定手段において補正が適切に行われないと判定された場合は、前記第３の算出手段で算出した補正係数を用いて前記第一の画素を補正することを特徴とする請求項１６または１７に記載の放射線撮影装置。
  21. 　前記第２の算出手段または前記第３の算出手段は、前記第１の算出手段で算出した前記補正係数を平滑化することで前記周期信号の影響を除去することを特徴とする請求項２０に記載の放射線撮影装置。
  22. 　前記第２の算出手段または前記第３の算出手段は、前記第１の算出手段で算出した前記補正係数を、モデル化された補正係数にフィッティングすることで前記周期信号の影響を除去することを特徴とする請求項２０に記載の放射線撮影装置。
  23. 　前記判定手段は、前記第一の画素の前記補正手段による補正前後の放射線画像を各々回帰分析し、両者の回帰分析の結果に基づいて前記補正手段による補正の適否を判定することを特徴とする請求項１５乃至２２のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  24. 　前記判定手段は、前記第１の算出手段で算出した補正係数と前記第２の算出手段で算出した補正係数との差に基づいて、前記補正手段による補正が適切に行われたか否かを判定することを特徴とする請求項１６または１７に記載の放射線撮影装置。
  25. 　前記第一の画素は、前記放射線検出手段のリセット動作により、放射線の情報に損失が生じた画素であることを特徴とする請求項１５乃至２４のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  26. 　前記放射線画像は、前記第一の画素が並ぶ補正対象ラインと、前記第二の画素が並ぶ非補正対象ラインとが交互に存在する部分を有する画像であることを特徴とする請求項１５乃至２５のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  27. 　前記放射線検出手段をライン単位でリセットしながら、リセットの際に読み出された信号に基づいて放射線の照射開始を判定する手段を更に備え、
    　前記放射線検出手段に放射線が照射されてから前記照射開始を判定する手段が照射開始と判定するまでの間に前記リセットが繰り返された結果、前記放射線画像における前記補正対象ラインと前記非補正対象ラインとが交互に存在する部分が生成されることを特徴とする請求項２６に記載の放射線撮影装置。
  28. 　前記取得手段によって取得される前記放射線画像に重畳される前記周期信号は、前記放射線検出手段と放射線発生部との間に配置されたグリッドにより生成されることを特徴とする請求項１５乃至２７のいずれか１項に記載の放射線撮影装置。
  29. 　放射線検出手段により検出された放射線量に基づいて放射線画像を取得する取得手段と、
    　前記放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を補正するための補正係数を、前記第一の画素に隣接する、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正するための補正係数を算出する第１の算出手段と、
    　前記第１の算出手段により算出された前記補正係数から周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第２の算出手段と、
    　前記第２の算出手段により算出された補正係数を用いて前記第一の画素を補正する補正手段と、を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
  30. 　放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正する補正手段と、
    　前記補正手段による補正後の放射線画像と補正前の放射線画像のそれぞれから、周期信号を除去する除去手段と、
    　周期信号が除去された前記補正後の放射線画像と、周期信号が除去された前記補正前の放射線画像とに基づいて前記補正手段による補正の適否を判定する判定手段と、を備えることを特徴とする放射線画像処理装置。
  31. 　放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を補正するための補正係数を、前記第一の画素に隣接する、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正するための補正係数を算出する第１の算出手段と、
    　前記第１の算出手段により算出された前記補正係数から周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第２の算出手段と、
    　前記第２の算出手段により算出された補正係数を用いて前記第一の画素を補正する補正手段と、を備えることを特徴とする放射線画像処理装置。
  32. 　放射線検出手段により検出された放射線から放射線画像を取得する取得工程と、
    　前記放射線画像における、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を参照して補正する補正工程と、
    　前記補正工程で前記第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出する算出工程と、
    　前記算出工程で算出された評価値に基づいて、補正後の前記第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う低減工程と、を有することを特徴とする放射線撮影装置の制御方法。
  33. 　放射線画像における、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を参照して補正する補正工程と、
    　前記補正工程で前記第一の画素を補正したことにより生じるノイズレベルの増加を評価する評価値を算出する算出工程と、
    　前記算出工程で算出された評価値に基づいて、補正後の前記第一の画素に対してノイズレベルを低減する処理を行う低減工程と、を有することを特徴とする放射線画像処理方法。
  34. 　放射線検出手段により検出された放射線量に基づいて放射線画像を取得する取得工程と、
    　前記放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正する補正工程と、
    　前記補正工程による補正後の放射線画像と補正前の放射線画像のそれぞれから、周期信号を除去する除去工程と、
    　周期信号が除去された前記補正後の放射線画像と、周期信号が除去された前記補正前の放射線画像とに基づいて前記補正工程による補正の適否を判定する判定工程と、を有することを特徴とする放射線撮影装置の制御方法。
  35. 　放射線検出手段により検出された放射線量に基づいて放射線画像を取得する取得工程と、
    　前記放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を補正するための補正係数を、前記第一の画素に隣接する、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正するための補正係数を算出する第１の算出工程と、
    　前記第１の算出工程で算出された前記補正係数から周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第２の算出工程と、
    　前記第２の算出工程で算出された補正係数を用いて前記第一の画素を補正する補正工程と、を有することを特徴とする放射線撮影装置の制御方法。
  36. 　放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正する補正工程と、
    　前記補正工程による補正後の放射線画像と補正前の放射線画像のそれぞれから、周期信号を除去する除去工程と、
    　周期信号が除去された前記補正後の放射線画像と、周期信号が除去された前記補正前の放射線画像とに基づいて前記補正工程による補正の適否を判定する判定工程と、を有することを特徴とする放射線画像処理方法。
  37. 　放射線画像に存在する、補正対象である第一の画素を補正するための補正係数を、前記第一の画素に隣接する、前記第一の画素以外の第二の画素を用いて補正するための補正係数を算出する第１の算出工程と、
    　前記第１の算出工程で算出された前記補正係数から周期信号の影響を除去した補正係数を算出する第２の算出工程と、
    　前記第２の算出工程で算出された補正係数を用いて前記第一の画素を補正する補正工程と、を有することを特徴とする放射線画像処理方法。
  38. 　コンピュータを、請求項１乃至１３、１５乃至２９のいずれか１項に記載された放射線撮影装置の各手段として機能させるためのプログラム。
  39. 　コンピュータを、請求項１４、３０、３１のいずれか１項に記載された放射線画像処理装置の各手段として機能させるためのプログラム。
  40. 　請求項３８または３９に記載されたプログラムを格納したことを特徴とするコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
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