WO2015068388A1 - 放射線画像処理装置および方法並びにプログラム - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to a radiation image processing apparatus and method for performing image processing including scattered radiation removal processing on a radiation image, and a program for causing a computer to execute the radiation image processing method.
- a scattered radiation removal grid (hereinafter simply referred to as a grid) is provided between the subject and the radiation detector so that the radiation detector for detecting the radiation and acquiring the radiation image is not irradiated with the scattered radiation. ) May be used for shooting.
- the radiation scattered by the subject is less likely to be applied to the radiation detector, so that the contrast of the radiation image can be improved.
- the grid is configured such that lead or the like that does not transmit radiation and interspace materials such as aluminum and fibers that easily transmit radiation are alternately arranged at a fine lattice density of, for example, about 4.0 pieces / mm. Therefore, it has become heavy. For this reason, in portable imaging performed in a hospital room using a round-trip car equipped with an imaging device, it is necessary to arrange a grid between the sleeping patient and the radiation detector, and as a result, the burden of the arrangement work, In addition, the burden on the patient at the time of photographing becomes large. In the case of a convergent grid, density unevenness may occur in the radiation image due to the oblique insertion of radiation. Further, in the radiographic image, a fine stripe pattern (moire) corresponding to the pitch of the grid is recorded together with the subject image, and the radiographic image may be difficult to see.
- interspace materials such as aluminum and fibers that easily transmit radiation
- Patent Documents 1 and 2 and Non-Patent Document 1 frequency-divide a radiographic image into a plurality of frequency components, and perform a scattered radiation removal process that controls contrast or latitude on a low-frequency component that can be regarded as a scattered radiation component. By synthesizing the processed frequency components, a radiation image from which scattered radiation components have been removed is obtained.
- Patent Document 1 performs scattered radiation removal processing by multiplying a low-frequency component by a gain corresponding to the low-frequency component hierarchy and the pixel value of the low-frequency component.
- the gain is a value less than 1, and the lower the frequency band, the smaller the brighter pixel value.
- a table for converting low-frequency components according to the pixel values is used so that the low-frequency band is largely suppressed in a geometric progression.
- Patent Documents 1 and 2 and Non-Patent Document 1 since a grid is not required at the time of photographing, the burden on the patient at the time of photographing can be reduced, and deterioration in image quality due to density unevenness and moire can be prevented. be able to.
- the thickness of the subject is roughly estimated based on various information such as the imaging condition and the signal value of the radiographic image, the histogram width of the signal value of the radiographic image, and the length of the subject in the predetermined direction in the radiographic image.
- Techniques have been proposed for changing image processing conditions such as scattered radiation removal processing on a captured radiographic image and imaging conditions applied to radiographic image capturing according to the thickness.
- Patent Document 3 discloses a correspondence that associates the relationship between the body thickness and the pixel value by measuring the pixel value of an image obtained by radiographing a simulated subject having a known thickness in advance under a known imaging condition. Prepare an attachment table, based on the correspondence table, estimate the approximate body thickness distribution according to the pixel value of the radiation image, estimate the scattering component of the radiation image according to the body thickness distribution of the radiation image, A technique for acquiring a post-processing image obtained by subtracting a scattering component from a radiation image is disclosed.
- Non-Patent Document 2 discloses a technique for estimating and removing the scattered component of a radiographic image according to the body thickness distribution of the human body. According to the image processing method of Non-Patent Document 2, an image of scattered radiation contained in a radiographic image by applying a predetermined function to the input radiographic image based on the body thickness distribution estimated from the pixel values of the radiographic image. An estimated scattered ray image that estimates the primary ray image from the input radiation image is generated by subtracting the estimated scattered ray image from the radiation image.
- Non-Patent Document 1 discloses a method of adjusting a predetermined function for estimating an image of scattered radiation included in a radiation image according to the body thickness.
- the imaging technique for example, imaging part, imaging direction (front and side), interpretation purpose, imaging condition radiation source target, filter type, etc.
- default imaging conditions tube voltage, tube current time product mAs value (ie, tube current x exposure time), source distance (SID), etc.
- SID source distance
- the imaging technique is stored together with the radiographic image.
- the shooting conditions set according to the shooting technique are modified according to the body shape of the subject.
- the imaging conditions may be modified so that the tube voltage and / or mAs value is increased for a thick subject and the tube voltage and / or mAs value is decreased for a thin subject.
- the shooting conditions actually used are often not acquired at the stage of image processing performed after shooting.
- the manufacturer of the imaging device and the image processing device are different, or if portable imaging is performed in a hospital room using a round-trip car, imaging conditions cannot often be acquired later.
- the imaging conditions used in the scattered radiation removal process described above are different from the actual imaging conditions used for imaging, the scattered components cannot be accurately removed. As a result, a desired radiographic image cannot be obtained.
- the actual imaging conditions are left as memos and the actual imaging conditions are input to the system during the scattered radiation removal process. However, such an operation is complicated for the operator, and the memo may be lost.
- the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to obtain a higher-quality radiographic image by accurately removing scattered radiation contained in the radiographic image.
- a radiographic image processing apparatus includes an image acquisition unit that acquires a radiographic image captured by irradiating a subject with radiation, Scattered ray removal processing means for performing processing to remove from the radiographic image a scattered component contained in radiation that has passed through the subject at the time of imaging, using at least imaging conditions;
- Correction information acquisition means for acquiring correction information for correcting the degree of removal of scattered components in accordance with a correction instruction for a radiation image subjected to scattered radiation removal processing, and changing imaging conditions based on the correction information;
- the scattered radiation removing unit is a unit that performs processing for removing the scattered component from the radiation image based on the changed imaging condition.
- imaging conditions are set according to the imaging technique.
- “Shooting conditions” means, for example, shooting conditions set in advance according to such a procedure.
- the correction information may be information related to the body shape of the subject.
- Information relating to the body shape is information representing the body shape of the subject, and for example, information such as thick and narrow can be used.
- the radiological image processing apparatus further includes body thickness distribution estimating means for estimating the body thickness distribution of the subject based on the radiographic image and the imaging conditions.
- the correction information acquisition means acquires information on the body thickness distribution as correction information, and changes the imaging conditions based on the correction information.
- the body thickness distribution estimating means may be a means for estimating the body thickness distribution based on the changed imaging conditions.
- the scattered radiation removal processing means may be a means for performing processing for removing scattered components based on the changed imaging conditions and body thickness distribution.
- the correction information acquisition unit acquires information related to the body shape of the subject based on the body thickness distribution, displays information related to the body shape, and accepts input of correction information. It is good also as a means to acquire information.
- the correction information acquisition unit may be a unit that detects the region of the implant from the radiographic image and acquires information on the body shape based on the body thickness distribution in the region other than the implant region in the radiographic image.
- Implant region is a region in a radiographic image corresponding to an implant of metal, silicon, or the like in a subject. Since the implant region has higher brightness than the tissue of the subject, the implant region can be extracted from the radiographic image by threshold processing.
- the radiological image processing method acquires a radiographic image taken by irradiating a subject with radiation, Using at least the imaging conditions, perform a process to remove the scattered components contained in the radiation that has passed through the subject during imaging from the radiographic image, According to the correction instruction for the radiation image subjected to the scattered radiation removal process, the correction information for correcting the degree of removal of the scattered component is acquired, and the imaging condition is changed based on the correction information. Based on the changed imaging condition, a process of removing the scattered component from the radiation image is performed.
- a correction instruction for a radiographic image that has been subjected to scattered radiation removal processing in which scattered components included in the radiographic image that have been transmitted through the subject at the time of radiography are removed using at least imaging conditions. Correction information is acquired. Then, the imaging condition is changed based on the correction information, and the scattered component is removed from the radiographic image based on the changed imaging condition. For this reason, a scattering component can be removed more appropriately according to correction information, and as a result, a higher-quality radiation image can be acquired.
- the body thickness distribution of the subject is estimated, information on the body thickness distribution is acquired as correction information in accordance with the correction instruction, the imaging conditions are changed based on the correction information, and the body thickness distribution based on the changed imaging conditions By estimating the body thickness distribution, the body thickness distribution can be estimated more appropriately.
- the scattering component can be more appropriately removed according to the estimated body thickness distribution by performing the process of removing the scattering component based on the changed imaging conditions and the body thickness distribution.
- a high-quality radiation image can be acquired.
- the information on the body shape can be acquired more accurately by acquiring the information on the body shape based on the body thickness distribution in the region other than the implant region in the radiographic image.
- FIG. 1 is a schematic block diagram showing the configuration of a radiographic imaging system to which a radiographic image processing apparatus according to a first embodiment of the present invention is applied.
- the block diagram which shows schematic structure inside the computer of the radiographic imaging system in 1st Embodiment.
- the figure which shows the table which matched various imaging techniques and imaging conditions
- the figure which shows the scattered radiation content distribution in the radiographic image of the chest
- the figure which shows the conversion coefficient computed in the case of showing the scattered-radiation content rate distribution shown in FIG. Figure showing an example of a confirmation screen
- the figure which shows the table which matched various correction information and imaging conditions The flowchart which shows the process performed in 1st Embodiment.
- the block diagram which shows schematic structure inside the computer of the radiographic imaging system in 2nd Embodiment.
- FIG. 1 is a schematic block diagram showing the configuration of a radiographic imaging system to which a radiographic image processing apparatus according to the first embodiment of the present invention is applied.
- the radiographic image capturing system 1 according to the present embodiment is a system including a mobile imaging device, and a control device 12 that controls the radiographic image capturing system 1 is mounted on a movable carriage 11.
- the control device 12 includes a computer 2, a display unit 3 and an input unit 4 connected to the computer 2.
- the computer 2, the display unit 3, and the input unit 4 are illustrated as being connected to the outside of the control device 12 for the sake of explanation, but are mounted on the control device 12. It is.
- the radiographic imaging system 1 is connected to a central console PC 5 installed in a hospital by a computer 2 via a network.
- the supporting carriage 13 is attached to the movable carriage 11 so as to be able to turn vertically with respect to the movable carriage 11.
- the column 13 is provided with a radiation source support arm 14 that can move in the vertical direction along the column 13 and in a direction perpendicular to the length direction of the column 13.
- the rotation of the radiation source support arm 14, the vertical direction, and the movement in the direction perpendicular to the column 13 are controlled by an arm controller 31 incorporated in the column 13.
- a radiation irradiation unit 15 is attached to the tip of the radiation source support arm 14.
- a radiation source 16 and a radiation source controller 32 are accommodated in the radiation irradiation unit 15.
- a collimator 17 for setting a radiation irradiation range is attached to the lower part of the radiation irradiation unit 15.
- the collimator 17 is provided with an irradiation field lamp (not shown). When positioning for preparation for photographing, the irradiation field lamp is turned on to set the radiation irradiation range on the subject. It is possible.
- the radiation source controller 32 controls the timing of irradiating radiation from the radiation source 16 and the imaging conditions (tube current, mAs value, etc.) in the radiation source 16.
- Such a mobile radiographic imaging system 1 is usually kept at a predetermined place in a hospital. Then, when radiography of the subject M sleeping on the bed 21 becomes necessary, the radiographic imaging system 1 is moved into the hospital room and used for radiography of the subject M on the bed 21.
- the radiation detector 20 is not fixedly supported, and the radiation detector 20 is mounted on the carriage by the photographer or carried alone and transported to the hospital room.
- the radiation detector 20 is installed between the subject M lying on the bed and the bed 21 when the radiographic image is taken.
- the radiation detector 20 detects the radiation emitted from the radiation irradiating unit 15 positioned at the imaging region of the subject M by the movement of the movable carriage 11 and transmitted through the subject M.
- the radiation detector 20 is placed on the bed 21 and the subject M is lying on the bed 21, but the radiation detector 20 may be built in the bed 21.
- the radiation detector 20 can repeatedly perform recording and reading of a radiation image, and may use a so-called direct type radiation detector that directly receives radiation to generate charges, or radiation. May be used as a so-called indirect radiation detector that converts the light into visible light and converts the visible light into a charge signal.
- a radiation image signal readout method a radiation image signal is read out by turning on and off a TFT (thin film transistor) switch, or a radiation image signal by irradiating reading light.
- TFT thin film transistor
- a scattered radiation removal grid for removing scattered radiation scattered by the subject M out of the radiation transmitted through the subject M is not disposed between the subject M and the radiation detector 20.
- the radiation detector 20 is connected to the control device 12 via a cable 26 or wirelessly.
- the control device 12 is provided with a detector controller 33 that controls reading of a charge signal from the radiation detector 20.
- the control device 12 includes a charge amplifier that converts the charge signal read from the radiation detector 20 into a voltage signal, a correlated double sampling circuit that samples the voltage signal output from the charge amplifier, a voltage A circuit board or the like provided with an AD conversion unit or the like for converting a signal into a digital signal is also installed.
- an imaging request is input to the radiographic imaging system 1.
- the imaging request includes information on the name of a patient who captures a radiographic image and an imaging technique (for example, chest front imaging, chest side imaging, etc.).
- the imaging request is sent from the central console PC 5 installed in the hospital or the radiation information system (hereinafter referred to as “RIS (Radiology Information System)”) that manages information such as medical appointments and diagnostic records in the radiology department of the hospital.
- RIS Radiology Information System
- the operator moves the radiographic image processing system 1 to the patient room where the patient is present based on the imaging request, installs the radiation detector 20 based on the imaging technique, and captures the radiographic image.
- the computer 2 includes a central processing unit (CPU), a semiconductor memory, a communication interface, a storage device such as a hard disk and an SSD, and the like. With these hardware, a control unit 41 and a characteristic acquisition unit 42 as shown in FIG.
- the scattered radiation information acquisition unit 43, the scattered radiation removal unit 44, the correction information acquisition unit 45, and the storage unit 46 are configured.
- the characteristic acquisition unit 42, the scattered radiation information acquisition unit 43, the scattered radiation removal unit 44, the correction information acquisition unit 45, and the storage unit 46 constitute the radiation image processing apparatus 40 of the present invention.
- the control unit 41 outputs predetermined control signals to the various controllers 31 to 33 to control the entire system.
- the characteristic acquisition unit 42 acquires a virtual grid characteristic that is a virtual grid characteristic that is assumed to be used for removing scattered radiation when capturing a radiation image.
- the scattered radiation information acquisition unit 43 acquires scattered component information representing a scattered component of radiation included in the radiation image.
- the scattered radiation removal unit 44 performs a scattered radiation removal process on the radiation image acquired by the radiation detector 20 based on the virtual grid characteristics acquired by the characteristic acquisition unit 42 and the scattered component information acquired by the scattered radiation information acquisition unit 43. Do.
- the correction information acquisition unit 45 acquires correction information for correcting the degree of removal of the scattered component, and changes the imaging conditions as will be described later based on the acquired correction information.
- the storage unit 46 stores various information such as a table in which default imaging conditions for various imaging techniques are associated.
- the display unit 3 includes a CRT, a liquid crystal display, and the like, and assists various inputs necessary for a radiation image acquired by photographing and a scattered radiation removal process described later.
- the input unit 4 includes a keyboard, a mouse, a touch panel, and the like.
- the radiation image processing apparatus 40 has the same scattered radiation as that obtained when an image is actually captured using a grid with respect to a radiographic image acquired by capturing an image without using a grid.
- the virtual grid characteristics are improved. Based on this, the scattered radiation removal process is performed. For this reason, the characteristic acquisition unit 42 acquires the virtual grid characteristic.
- the virtual grid characteristics include the scattered radiation transmittance Ts for the virtual grid, and the transmittance (primary radiation transmittance) Tp of the primary ray that passes through the subject M and is directly irradiated to the radiation detector 20. To do.
- the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp take values between 0 and 1.
- the characteristic acquisition unit 42 may acquire the virtual grid characteristic by directly receiving the values of the scattered radiation transmittance Ts and the primary ray transmittance Tp from the input unit 4. Based on this, the virtual grid characteristics, that is, the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp are acquired.
- the imaging conditions include at least an imaging distance (SID) at the time of imaging, a tube voltage, a mAs value (tube current time product), a source target and filter material, and a type of radiation detector used for imaging. Contains one.
- SID imaging distance
- a tube voltage a tube voltage
- a mAs value tube current time product
- a source target and filter material a source target and filter material
- a type of radiation detector used for imaging Contains one.
- imaging conditions are determined according to the imaging technique, and further, the type of grid used is determined according to the imaging conditions.
- the type of grid varies depending on the grid ratio, grid density, convergence type or parallel type, convergence distance in case of convergence type, interspace material (aluminum, fiber, bakelite, etc.), etc.
- the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp are different.
- FIG. 3 is a diagram showing a table in which various shooting techniques and shooting conditions are associated with each other.
- the table LUT1 associates various imaging techniques such as the front of the chest and the side of the chest with imaging conditions (tube voltage and mAs value).
- the characteristic acquisition unit 42 refers to the table LUT1 in which various shooting techniques and shooting conditions stored in the storage unit 46 are associated with each other, acquires the shooting conditions from the shooting technique, and associates the various shooting conditions with the virtual grid characteristics. With reference to the attached table, the virtual grid characteristics are acquired from the imaging conditions.
- the scattered radiation removal process is performed by frequency-decomposing the radiation image as will be described later.
- the virtual grid characteristic is acquired for each of a plurality of frequency bands of a radiation image obtained by frequency decomposition. For this reason, the virtual grid characteristics in the table in which various imaging conditions are associated with the virtual grid characteristics are associated with each of a plurality of frequency bands.
- the radiation image processing apparatus 40 performs scattered radiation removal processing based on not only virtual grid characteristics but also scattered component information. For this reason, the scattered radiation information acquisition part 43 acquires scattered component information.
- the scattered component information includes more scattered rays at the central portion of the radiographic image where the mediastinum exists, and scattered rays at the peripheral portion where the lung field exists. The scattered radiation content distribution in the radiographic image is small.
- the scattered radiation information acquisition unit 43 acquires scattered component information, that is, scattered radiation content distribution, by analyzing a radiographic image acquired by imaging.
- the analysis of the radiographic image is performed based on irradiation field information, subject information, and imaging conditions at the time of radiographic image capturing.
- the irradiation field information is information representing an irradiation field distribution related to the position and size of the irradiation field included in the radiation image when imaging is performed using the irradiation field stop.
- the subject information is information on the position of the subject on the radiographic image, the distribution of the composition of the subject, the size of the subject, the thickness of the subject, etc. in addition to the types of subjects such as the chest, abdomen, and head described above. is there.
- Imaging conditions include tube voltage, mAs value, imaging distance (total of distance from radiation source to subject and distance from subject to radiation detector), air gap amount (distance from subject to radiation detector) ), And information on the characteristics of the radiation detector.
- irradiation field information, subject information, and imaging conditions are factors that determine the distribution of scattered radiation contained in the radiation image.
- the size of the scattered radiation depends on the size of the irradiation field. The greater the thickness of the subject, the larger the number of scattered radiation. If air exists between the subject and the radiation detector, the scattered radiation decreases. Therefore, the scattered radiation content distribution can be obtained more accurately by using these pieces of information.
- the scattered radiation information acquisition unit 43 calculates a primary radiation image and a scattered radiation image according to the following formulas (1) and (2) from the distribution T (x, y) of the subject thickness in the radiographic image obtained by imaging. Based on the calculated primary ray image and scattered ray image, the scattered ray content distribution S (x, y) is calculated based on the equation (3).
- the scattered radiation content distribution S (x, y) takes a value between 0 and 1.
- (x, y) is the coordinates of the pixel position of the radiation image
- Icp (x, y) is the primary line image at the pixel position (x, y)
- Ics (x, y) is the pixel position (x, y).
- Io (x, y) is the incident dose to the object surface at the pixel position (x, y)
- ⁇ is the line attenuation coefficient of the object
- S ⁇ (T (x, y)) is the pixel position (x, y).
- This is a convolution kernel representing the scattering characteristic according to the subject thickness in y).
- Equation (1) is an equation based on a well-known exponential attenuation law
- Equation (2) is “JM Boon et al,“ An analytical model of the scattered radiation distribution in diagnostic radiolog ”, Med. Phys. 15 (5), This is a formula based on the method described in Sep / Oct 1988 (Reference 1).
- the incident dose Io (x, y) on the subject surface is canceled by division when calculating S (x, y) regardless of what value is defined. Any value can be used.
- the subject thickness distribution T (x, y) assumes that the luminance distribution in the radiographic image substantially matches the subject thickness distribution, and converts the pixel value of the radiographic image into a thickness based on the linear attenuation coefficient value. It may be calculated by doing so.
- the thickness of the subject may be measured using a sensor or the like, or approximated by a model such as a cube or an elliptic cylinder.
- * in the expression (2) is an operator representing a convolution operation.
- the nature of the kernel includes the distribution of the irradiation field, the distribution of the composition of the object, and the imaging conditions (that is, tube voltage, mAs value imaging distance, air gap amount, and radiation detector characteristics during imaging).
- the imaging conditions that is, tube voltage, mAs value imaging distance, air gap amount, and radiation detector characteristics during imaging.
- Etc. According to the technique described in Reference 1, scattered radiation can be approximated by convolution of a position extension function (point spread function, S ⁇ (T (x, y)) in equation (2)) with respect to the primary line. Note that S ⁇ (T (x, y)) can be obtained experimentally according to irradiation field information, subject information, imaging conditions, and the like.
- S ⁇ (T (x, y)) may be calculated based on the irradiation field information, subject information, and photographing conditions at the time of photographing, but various kinds of irradiation field information, various subject information, and various photographing conditions.
- S ⁇ (T (x, y)) are stored in the storage unit 46, and based on the irradiation field information, subject information, and shooting conditions at the time of shooting, this table is referred to and S ⁇ ( T (x, y)) is obtained. Note that S ⁇ (T (x, y)) may be approximated by T (x, y).
- the scattered radiation removal unit 44 performs scattered radiation removal processing by reducing frequency components in a frequency band that can be regarded as scattered radiation in the radiation image based on the virtual grid characteristics and the scattered component information. For this reason, the scattered radiation removal unit 44 frequency-decomposes the radiographic image to obtain frequency components for each of a plurality of frequency bands, performs a process of reducing the gain of at least one frequency component, and processes the processed frequency component and the frequency component.
- a frequency image other than the above is synthesized to obtain a radiation image that has been subjected to scattered radiation removal processing.
- a known arbitrary method such as a wavelet transform or a Fourier transform can be used in addition to a method of performing multiresolution conversion of a radiation image.
- the scattered radiation removing unit 44 converts the frequency component from the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp, which are virtual grid characteristics, and the scattered radiation content distribution S (x, y). ) Is calculated by the following equation (4).
- R (x, y) S (x, y) ⁇ Ts + (1-S (x, y)) ⁇ Tp (4) Since the scattered radiation transmittance Ts, the primary radiation transmittance Tp, and the scattered radiation content distribution S (x, y) are values between 0 and 1, the conversion coefficient R (x, y) is also between 0 and 1. It becomes the value of.
- the scattered radiation removal unit 44 calculates the conversion coefficient R (x, y) for each of a plurality of frequency bands.
- the pixel value of the radiation image is I (x, y)
- the frequency component image obtained by frequency decomposition is I (x, y, r)
- a conversion coefficient for each frequency band is represented by R (x, y, r)
- a scattered radiation transmittance and a primary radiation transmittance for each frequency band are represented by Ts (r) and Tp (r).
- I (x, y, r) is a frequency component image in a certain frequency band.
- the scattered radiation content distribution S (x, y) may be the same as that for the radiation image, but may be acquired for each frequency band in the same manner as the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp. .
- a conversion coefficient R (x, y, r) is calculated for each frequency component, and a corresponding frequency band conversion coefficient R (x, y) for the frequency component image I (x, y, r).
- R to convert the pixel value of the frequency component image I (x, y, r), and the frequency component image I (x, y, r) multiplied by the conversion coefficient R (x, y, r).
- I (x, y, r) ⁇ R (x, y, r) is frequency-synthesized to obtain a processed radiation image I ′ (x, y). Therefore, the process performed in the scattered radiation removal unit 44 is represented by the following formula (5).
- the conversion coefficient R (x, y, r) is a value between 0 and 1
- the pixel value, that is, the gain at the pixel position (x, y) of the frequency component is reduced.
- the scattered radiation transmittance Ts is a lower value. This is because the grid has a higher removal rate in the lower frequency band where the frequency component of the scattered radiation is dominant, but the frequency dependence of the removal rate is smaller for the primary line.
- FIG. 4 is a diagram showing the scattered radiation content distribution S (x, y) in the radiographic image of the chest.
- the content of scattered radiation is high around the mediastinum and the lung field in the chest image.
- FIG. 5 shows conversion coefficients calculated based on the equations (4) and (6) in the case of showing such a scattered radiation content distribution S (x, y).
- the lower the luminance the smaller the value and the larger the pixel value. Comparing FIG. 4 and FIG. 5, it can be seen that the value of the conversion coefficient is small around the mediastinum and lung field where the content of scattered radiation is high. Therefore, in the processed radiographic image obtained by performing the processing shown in Expression (5) using the conversion coefficient calculated in this way, the scattered component is removed according to the type of grid assumed to be used. It will be.
- the scattered radiation removing unit 44 may remove scattered radiation from the radiation image as described below.
- the scattered radiation removal unit 44 represents the frequency component image I (x, y, r) as follows:
- the scattered radiation content Ics (x, y, r) and the primary radiation component Icp (x, y, r) are decomposed.
- the scattered radiation removal unit 44 uses the following formula (8) to perform scattering that is a virtual grid characteristic for each of the scattered component Ics (x, y, r) and the primary component Icp (x, y, r).
- the image is converted by applying the line transmittance Ts (r) and the primary line transmittance Tp (r), and the converted scattering component Ics ′ (x, y, r) and the primary line component Icp ′ (x, y, r) are converted. ) Is calculated.
- Ics ′ (x, y, r) and primary line component Icp ′ (x, y, r) are frequency-synthesized, and a processed radiation image I (x, y) ′ is obtained. calculate.
- the scattered radiation removal process is performed using imaging conditions corresponding to the imaging technique.
- shooting may be performed by changing shooting conditions according to the body shape of the subject M.
- the tube voltage and mAs value may be increased for a fat patient, and the tube voltage and mAs value may be decreased for a thin patient.
- the imaging conditions according to the imaging technique are different from the imaging conditions actually used, when the scattered radiation removal process is performed using the imaging conditions according to the imaging technique, the scattered components are accurately removed. As a result, there is a possibility that a radiation image having a desired image quality cannot be obtained.
- the correction information acquisition unit 45 acquires correction information for correcting the degree of removal of scattered components.
- FIG. 6 is a view showing a confirmation screen for explaining acquisition of correction information.
- the confirmation screen 50 displayed on the display unit 3 includes an image display area 51 for displaying a processed radiation image, a body type selection area 52 for selecting the body shape of the subject M, and a confirmation completion button 53.
- a correction button 54 and a re-shooting button 55 are displayed.
- the body type selection area 52 five types of icons representing thick, slightly thick, normal, slightly narrow, and narrow body types are displayed in order to input the body type of the subject M.
- the operator selects the confirmation completion button 53 when there is no need for correction. Thereby, the apparatus 40 complete
- the operator moves the pointer 57 in the body type selection area 52 using the input unit 4 and selects the correction button 54 in a state where the icon of the desired body type is selected.
- the correction information acquisition unit 45 acquires information on the selected body type (thick, slightly thick, normal, slightly narrow, or narrow) as correction information. Then, based on the acquired correction information, the imaging conditions corresponding to the imaging technique are changed, and the changed imaging conditions are output to the characteristic acquisition unit 42, the scattered radiation information acquisition unit 43, and the scattered radiation removal unit 44.
- the storage unit 46 stores a table LUT2 in which correction information (that is, thick, slightly thick, normal, slightly thin, and thin) and shooting conditions are associated with each other.
- FIG. 7 is a diagram showing a table in which various correction information and shooting conditions are associated with each other. As shown in FIG. 7, in the table LUT2, correction information and shooting conditions are associated with each other. In the table LUT2, the correction information and the shooting conditions are associated with each shooting technique.
- the correction information acquisition unit 45 refers to the table LUT2 and acquires the changed shooting condition.
- the characteristic acquisition unit 42 acquires a virtual grid characteristic based on the changed shooting condition. Further, the scattered radiation removal unit 44 obtains the kernel S ⁇ (T (x, y)) based on the changed imaging condition, and uses the above formulas (1) to (3) to obtain a new scattered radiation content distribution S. (X, y) is calculated, and a new processed radiation image I ′ (x, y) is acquired using equations (4) and (5).
- FIG. 8 is a flowchart showing the processing performed in the first embodiment.
- the characteristic acquisition unit 42 responds to the photographing technique.
- the virtual grid characteristics that is, the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp are acquired (step ST2).
- the scattered radiation information acquisition unit 43 analyzes the radiation image (step ST3), and acquires the scattered component information, that is, the scattered radiation content distribution S (x, y) (step ST4).
- the scattered radiation removal unit 44 performs frequency decomposition on the radiation image (step ST5). Note that the processing of step ST2, the processing of steps ST3 and ST4, and the processing of step ST5 may be performed in parallel, the processing of steps ST3 and ST4 may be performed first, or the processing of step ST5 may be performed first. Good.
- the scattered radiation removal part 44 calculates the conversion coefficient R (x, y, r) for every frequency band by said Formula (4) (step ST6), and a frequency component by conversion coefficient R (x, y, r).
- the image I (x, y, r) is converted (step ST7).
- the converted frequency component image I ′ (x, y, r) is frequency-synthesized to obtain a processed radiographic image (step ST8) and displayed on the display unit 3 (step ST9).
- step ST10 determines whether or not there has been a body shape correction instruction. If step ST10 is affirmed, the correction information acquisition unit 45 acquires the correction information, and further changes the photographing condition based on the correction information (step ST11). Then, returning to step ST2, the characteristic information acquisition unit 42, the scattered radiation information acquisition unit 43, and the scattered radiation removal unit 44 perform the processing of steps ST2 to ST9 based on the changed imaging conditions. If step ST10 is negative, the control unit 41 determines whether or not the re-shooting button 55 is selected (step ST12). If step ST12 is affirmed, the process ends to perform re-shooting.
- step ST12 determines whether or not the confirmation completion button 53 is selected (step ST13), and if step ST13 is negative, the control unit 41 returns to step ST10. On the other hand, if step ST13 is affirmed, the process is terminated. The processed radiographic image is transmitted to the central console PC 5 and stored.
- the scattered component included in the radiation that has been transmitted through the subject at the time of imaging is removed based on the imaging conditions according to the imaging technique.
- the imaging condition is changed based on the correction information to remove the scattered component from the radiation image. For this reason, since a scattering component can be removed more appropriately according to correction information, a higher quality radiation image can be acquired.
- FIG. 9 is a block diagram showing a schematic configuration inside a computer of the radiographic image capturing apparatus according to the second embodiment. As shown in FIG. 9, the second embodiment is different from the first embodiment in that a body thickness estimation unit 47 that analyzes a radiographic image and estimates a body thickness distribution of the subject M is provided.
- a body thickness estimation unit 47 that analyzes a radiographic image and estimates a body thickness distribution of the subject M is provided.
- FIG. 10 is a schematic block diagram showing the configuration of the body thickness estimation unit.
- the body thickness estimation unit 47 includes a virtual model acquisition unit 61, an estimated image generation unit 62, a correction unit 63, and a body thickness distribution determination unit 64.
- the virtual model acquisition unit 61 acquires the virtual model K of the subject M having the initial body thickness distribution T0 (predetermined body thickness distribution).
- the estimated image generation unit 62 estimates an estimated primary line image Ip obtained by estimating a primary line image obtained by radiography of the virtual model and an estimation obtained by estimating a scattered ray image obtained by radiography of the virtual model.
- An image obtained by combining the scattered radiation image Is is generated as an estimated image Im obtained by estimating a radiographic image obtained by radiography of the subject M.
- the correction unit 63 corrects the initial body thickness distribution T0 of the virtual model K so that the difference between the estimated image Im and the radiographic image is reduced based on the estimated image Im and the radiographic image.
- the body thickness distribution determining unit 64 determines the corrected body thickness distribution Tn ⁇ 1 (n is a natural number) as the body thickness distribution Tk of the radiation image.
- the storage unit 46 stores the virtual model K of the subject M having the initial body thickness distribution T0 (x, y).
- the body thickness means the total thickness of the subject area excluding the air area on the path of the irradiated radiation.
- FIG. 11 is a flowchart showing processing performed in the second embodiment.
- the body thickness estimation unit 47 performs body thickness estimation processing (step ST22). ).
- FIG. 12 is a flowchart of the body thickness estimation process.
- the virtual model acquisition unit 61 of the body thickness estimation unit 47 acquires the virtual model K of the subject M having the initial body thickness distribution T0 (x, y) from the storage unit 46 (step ST31).
- the virtual model K is data that virtually represents the subject M in which the body thickness according to the initial body thickness distribution T0 (x, y) is associated with each position on the xy plane.
- the structure information anatomical structures such as lung fields, bones, and organs
- the arrangement of the structures, and the characteristic information indicating the characteristics of the structures with respect to the radiation are the comparison subjects. It is set based on the arrangement and composition of anatomical structures such as lung fields and bones in the chest and abdomen.
- the initial body thickness distribution T0 (x, y) of the virtual model K may be an arbitrary distribution, but in the present embodiment, the initial model thickness distribution T0 is generated and acquired by the virtual model acquisition unit 61.
- the virtual model acquisition unit 61 acquires imaging conditions such as the imaging dose, tube voltage, and SID of the subject M, and acquires a table in which pixel values and body thicknesses corresponding to the imaging conditions of the subject M are associated from the storage unit 46. To do.
- the shooting conditions in this case are shooting conditions according to the shooting technique.
- FIG. 13 shows an example of a table in which pixel values are associated with body thicknesses.
- the virtual model acquisition unit 61 acquires the body thickness distribution of the radiographic image by specifying the body thickness corresponding to the pixel value of each pixel of the radiographic image of the subject M based on the table shown in FIG. Then, the virtual model acquisition unit 61 acquires the body thickness distribution of the radiographic image as the initial body thickness distribution T0 (predetermined body thickness distribution) of the virtual model K.
- the initial body thickness distribution T0 may be generated during the virtual model K acquisition process as in the present embodiment, or may be set in advance prior to the virtual model K acquisition process.
- the above processing is expressed by the following equation (11). Note that I (x, y) represents the pixel value of each pixel in the radiographic image, and T0 (x, y) represents the initial body thickness distribution at each pixel position.
- the estimated image generation unit 62 obtains the estimated primary line image Ip obtained when the virtual model K is imaged under the imaging conditions equivalent to the radiographic image and the virtual model K acquired under the imaging conditions equivalent to the radiographic image.
- An estimated image Im obtained by synthesizing the estimated scattered radiation image Is is generated (step ST32).
- 14 and 15 are diagrams for explaining a method of generating the estimated image Im.
- (x, y) is the coordinates of the pixel position of the radiation image
- Ip (x, y) is the estimated primary line image at the pixel position (x, y)
- Is (x, y) is the pixel position (x, y).
- Is an estimated scattered radiation image Io (x, y) is a dose at a pixel position (x, y)
- Im (x, y) is an estimated image at a pixel position (x, y)
- ⁇ is a line attenuation coefficient of a subject
- Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) is a convolution kernel representing a point spread function (Point Spread Function) corresponding to the object thickness at the pixel position (x, y).
- the dose Io (x, y) is a dose of radiation detected by the radiation detector 20 when it is assumed that no subject exists, and the distance between the X-ray source 16 and the detection surface of the radiation detector 20 ( SID), tube voltage, and mAs value. Further, ⁇ x ′ and y ′ represent parameters specified by imaging conditions such as tube voltage and characteristic information of the virtual model K.
- the estimated image Im may be an image estimated to be obtained when the virtual model K is radiographed, and can be substantially regarded as an image obtained by combining the estimated primary line image Ip and the estimated scattered radiation image Is. If it is.
- the estimated image Im is obtained by convolving and integrating the kernel combining the primary component and the scattering component using the following equation (15) instead of the equations (12) to (14). It may be generated.
- Kp + s (x, y, Tn ⁇ 1 (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) is a kernel representing a point spread function that combines the primary line component and the scattering component. Any model function may be used as long as an estimated image obtained by synthesizing the estimated primary ray image and the estimated scattered ray image from the image obtained by radiography can be generated.
- Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′), Kp + s (x, y, Tn ⁇ 1 (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) are taken. It can be determined experimentally depending on conditions.
- the kernel Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′), Kp + s (x, y, Tn ⁇ 1 (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) may be calculated, but various imaging conditions and kernels Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′), Kp + s (x, y , Tn ⁇ 1 (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) are stored in the storage unit 46, and based on irradiation field information, subject information, and imaging conditions at the time of imaging, Referring to this table, kernels Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′), Kp + s (x, y, Tn ⁇ 1 (x ′, y ′), ⁇ x ′, ′,
- the body thickness distribution determining unit 64 determines whether or not the difference between the radiation image and the estimated image Im satisfies the termination condition (step ST33).
- an error value “Error” representing the difference between the following radiographic image and the estimated image Im is defined, and whether or not the error value “Error” is equal to or less than a threshold value as an end condition. Determine whether.
- the square sum of the pixel values of the difference image Id obtained by subtracting the estimated image Im from the radiation image is defined as an error function error. Note that any determination method that can determine that the difference between the radiation image and the estimated image Im has become sufficiently small to be acceptable can be applied as the end condition.
- error function “error” is not limited to the above example, and the error function “error” can be defined by any method that represents the difference between the radiation image and the estimated image Im. For example, as shown in the following equation (18), the sum of absolute values of the pixel values of the difference image Id obtained by subtracting the estimated image Im from the radiation image may be used as the error function error.
- any method that can acquire the correction value of each position of the body thickness distribution Tn-1 is applicable so that the difference between the radiation image and the estimated image Im is reduced. is there.
- the body thickness of the partial region that reduces the difference between the estimated image Im and the radiation image by changing the body thickness distribution Tn-1 of the virtual model K for each partial region of one or more pixels of the virtual model K.
- the process of calculating is performed.
- the body thickness distribution of the virtual model is corrected based on the calculated body thickness of each partial region.
- the correction value of the body thickness of the body thickness distribution Tn-1 is obtained using the steepest descent method.
- the body thickness of one specific coordinate is varied in Tn ⁇ 1 (x, y) among the pixels of the virtual model K, and the linear deviation of the error function “error” is calculated.
- the output value of the error function “error” can be minimized.
- the body thickness of one specific coordinate when the output value of the error function “error” is minimized is determined as the correction value of the body thickness of the specific coordinate.
- the body thickness distribution of each pixel is corrected by obtaining the correction value of the body thickness for the other pixels, and the corrected body thickness distribution Tn is acquired.
- ⁇ is an update coefficient that is a parameter representing the update speed of the body thickness.
- Equation (20) For example, when a very small value dt is added to Tn ⁇ 1 (x, y), the change in value is calculated by Equation (21). It can be set as the value of Kp + s of Formula (20).
- the same elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
- Any optimization method for minimizing the error value Verror indicating the difference between the radiation image and the estimated image Im can be applied. For example, a simplex method, a steepest descent method, or a conjugate gradient method can be used.
- Tn is acquired (step ST31).
- the estimated image generation unit 62 and the body thickness distribution determination unit 64 execute the processes of steps ST31 to ST33 in the same manner as described above.
- the correction processing of the body thickness distribution Tn (step ST34) and the virtual having the corrected body thickness distribution Tn are performed in the same manner as described above.
- step ST31 The difference between the acquisition process of the model K (step ST31), the generation process of the new estimated image Im using the body thickness distribution Tn (step ST32), and the newly generated estimated image Im and the radiation image is the end condition.
- step ST33 The process of determining whether it is satisfied (step ST33) is repeated.
- the body thickness distribution determining unit 64 determines that the error value “Error” satisfies the termination condition (step ST33: Yes), the body thickness used for the error value “Error” when the termination condition is satisfied.
- the distribution Tn is determined as the body thickness distribution Tk of the radiographic image, and the body thickness estimation process is terminated (step ST35).
- a scattered radiation removal process using the estimated body thickness distribution is performed (step ST23).
- the scattered radiation removal process is the same as the process from step ST2 to step ST8 of the flowchart shown in FIG. 8, and a detailed description thereof will be omitted here.
- the body thickness distribution T (x, y) in the equations (1) and (2) is calculated in the same manner as in the first embodiment.
- the processed radiographic image subjected to the scattered radiation removal process is displayed on the display unit 3 (step ST24).
- the body type selection area 52 is omitted from the confirmation screen shown in FIG. 6, and only the image display area 51, the confirmation completion button 53, the correction button 54, and the re-shooting button 55 are displayed. It will be.
- step ST25 determines whether or not there has been a body shape correction instruction. If step ST25 is positive, the correction information acquisition unit 45 acquires the body type of the subject M as correction information based on the body thickness distribution Tk (x, y) estimated by the body thickness estimation unit 47 (step ST26). Then, the photographing condition is changed based on the correction information (step ST27).
- the storage unit 46 stores a table in which various body thickness distributions and body types (thick, slightly thick, normal, slightly narrow, and narrow) are associated with each other, and the correction information acquisition unit 45 refers to this table.
- the body shape of the subject M is acquired as correction information, and the changed imaging conditions are acquired with reference to the table LUT2.
- the body thickness estimation process and the scattered radiation removal process in steps ST22 to ST23 are performed.
- the kernel Ks (x, y, Tn (x ′, y ′), ⁇ x ′, y ′), Kp + s (x, y, Tn ⁇ 1) is based on the changed imaging condition.
- (X ′, y ′), ⁇ x ′, y ′) are calculated, and a new body thickness distribution Tk is estimated.
- a kernel S ⁇ (T (x, y)) is obtained based on the changed imaging conditions, and a new scattered radiation content distribution S (x (x) is obtained using the above equations (1) to (3).
- Y) and a new processed radiation image I ′ (x, y) is obtained using equations (4) and (5).
- step ST25 the control unit 41 determines whether or not the re-shooting button 55 has been selected (step ST28). If step ST28 is affirmed, the process is terminated to perform re-shooting. If step ST28 is negative, the control unit 41 determines whether or not the confirmation completion button 53 has been selected (step ST29). If step ST29 is negative, the control unit 41 returns to step ST25. On the other hand, if step ST29 is affirmed, the process is terminated. The processed radiographic image is transmitted to the central console PC 5 and stored.
- the imaging conditions are changed using the body thickness distribution as correction information, and scattering is performed based on the changed imaging conditions.
- a process for removing the components is performed.
- the body thickness distribution can be estimated more appropriately.
- both the body thickness estimation process and the scattered radiation removal process are performed based on the changed imaging conditions.
- the changed imaging conditions Only the body thickness estimation process may be performed based on the above.
- the estimated body thickness distribution may be used as auxiliary information for body type selection on the confirmation screen.
- FIG. 16 is a diagram showing another example of the confirmation screen. As shown in FIG. 16, a body thickness display area 56 is displayed on the confirmation screen 50A in addition to the image display area 51, the body type selection area 52, the confirmation completion button 53, the correction button 54, and the re-photograph button 55. . In the body thickness display area, a representative value of the body thickness distribution Tk (x, y) estimated by the body thickness estimation unit 47 is displayed. In FIG. 16, a value of 27 cm is displayed.
- the representative value the maximum value, average value, weighted average value excluding a significantly deviated value, median value, body thickness at the center position of the radiographic image, or the like is used as the body thickness distribution Tk (x, y). it can. Further, instead of the representative value of the body thickness, a color map of the body thickness distribution in which each pixel position of the radiation image is associated with the body thickness may be displayed.
- the radiographic image may include an implant made of metal, silicon, or the like that is embedded in the body by surgery.
- the implant region included in the radiographic image has higher brightness than the tissue in the subject M, the body thickness distribution Tk (x, y) in the implant region is highly likely not accurate. For this reason, when the correction information acquisition part 45 calculates the representative value of body thickness, it is preferable to exclude an implant area
- a mark is added to the pixel position where the body thickness distribution has reached the maximum value on the radiographic image displayed in the image display area 51, for example. May be notified.
- the scattered radiation removal process is performed in a space in which the radiation image has a pixel value proportional to the incident dose to the radiation detector and is linear with respect to the radiation dose, and then logarithmically. It is preferable to perform conversion to a logarithmic linear space proportional to human vision.
- the characteristic acquisition unit 42 acquires the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation transmittance Tp as the virtual grid characteristics. However, the scattered radiation transmittance Ts and the primary radiation are acquired. Only one of the line transmittances Tp may be acquired.
- information regarding a desired body shape is input by selecting an icon corresponding to the body shape of the subject M on the confirmation screen, but instead of selecting an icon.
- Information on the body shape may be input using a slide bar.
- the slide bar can be selected at an arbitrary position between thick and thin, and the operator moves the position of the slide bar according to a desired body shape and selects the correction button 54.
- the correction information acquisition part 45 acquires the information of the body shape according to the position of a slide bar as correction information.
- a value corresponding to the body type is defined in advance on the confirmation screen, such as 50 for the standard body type, 10 for the body type that is the thinnest, and 90 for the body type that is the thickest. You just have to do it.
- imaging may be performed without using the scattered radiation removal grid. It is not preferable to perform the scattered radiation removal process of the first and second embodiments on a radiation image acquired by imaging such a part. For this reason, it is preferable to switch on / off of the scattered radiation removal process of this embodiment according to an imaging region according to the imaging region.
- the information on the imaging region may be acquired by an operator input, or may be automatically acquired from an imaging request input to a well-known console PC (not shown) that controls the imaging flow.
- the information stored by the system attached to the radiation image after imaging may be used. When such information cannot be acquired, it may be acquired by performing a part recognition process on the radiographic image. In this case, a table in which processing on / off is associated with each part may be stored in the storage unit 46, and processing on / off may be switched with reference to this table.
- both the processed radiographic image and the pre-processed radiographic image may be displayed so that it can be selected which radiographic image is used for diagnosis.
- the mAs value in the imaging conditions to be changed an acrylic model with a known thickness is photographed together with the subject, and the mAs value is acquired based on the density of the acrylic model portion in the acquired radiation image. Also good.
- a table in which the density of the acrylic model and the mAs value are associated with each other is stored in the storage unit 46, and the mAs value may be acquired by referring to this table based on the density of the acrylic model.
- the mAs value may be acquired based on the density of the missing radiation area.
- a table in which the density of the missing area and the mAs value are associated with each other is stored in the storage unit 46, and the mAs value may be obtained by referring to this table based on the density of the missing area.
- the radiation image acquired by performing imaging without using the scattered radiation removal grid (referred to as the first radiation image) and acquired by performing imaging using the scattered radiation removal grid.
- the first radiation image acquired by performing imaging without using the scattered radiation removal grid
- the scattered radiation removal processing condition of the form is corrected so that the image quality of the first and second radiographic images is matched.
- the scattered radiation removal process is performed using the radiation image acquired in the system that captures the radiation image of the subject using the radiation detector 20, but Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-266529, Radiation image information obtained by accumulating and recording radiographic image information of a subject on a stimulable phosphor sheet as a radiation detector disclosed in, for example, Kaihei 9-24039 and photoelectrically reading from the stimulable phosphor sheet was used.
- the present invention can also be applied.
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Abstract
被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得するとともに、散乱線除去部(44)が、少なくとも撮影条件を用いて、放射線画像から散乱成分を除去する放射線画像処理装置であって、修正情報取得部(45)が、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更し、散乱線除去部(44)は、変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分を除去する処理を行うことで、放射線画像に含まれる散乱線を精度良く除去して、より高画質の放射線画像を取得することができるようにする。
Description
本発明は、放射線画像に対して散乱線除去処理を含む画像処理を施す放射線画像処理装置および方法並びに放射線画像処理方法をコンピュータに実行させるためのプログラムに関する。
従来、被写体を透過した放射線により被写体の放射線画像を撮影する際、とくに被写体の厚さが大きいと、被写体内において放射線が散乱し、この散乱放射線(以下散乱線とする)により、取得される放射線画像のコントラストが低下するという問題がある。このため、放射線画像の撮影時には、放射線を検出して放射線画像を取得するための放射線検出器に散乱線が照射されないように、被写体と放射線検出器との間に散乱線除去グリッド(以下単にグリッドとする)を配置して撮影を行うことがある。グリッドを用いて撮影を行うと被写体により散乱された放射線が放射線検出器に照射されにくくなるため、放射線画像のコントラストを向上させることができる。
一方、グリッドを用いた撮影を行うと、被写体像とともにグリッドに対応した細かな縞模様(モアレ)が放射線画像に含まれてしまうため、画像が見難いものとなってしまう。このため、グリッドに起因する縞模様を放射線画像から除去する処理が知られている。
グリッドは、放射線を透過しない鉛等と、放射線を透過しやすいアルミニウムやファイバー等のインタースペース素材とが、例えば4.0本/mm程度の細かな格子密度で交互に配置されて構成されていることから、重量があるものとなっている。このため、撮影装置を搭載した回診車を用いて病室等において行うポータブル撮影では、寝ている患者と放射線検出器との間にグリッドを配置する必要があり、その結果、配置の作業の負担、および撮影時の患者の負担が大きいものとなる。また、収束型のグリッドの場合、放射線の斜入により放射線画像に濃度ムラが発生するおそれがある。また、放射線画像には被写体像とともにグリッドのピッチに対応した細かな縞模様(モアレ)が記録されてしまい、放射線画像が見難いものとなってしまうおそれもある。
このため、グリッドを使用することなく放射線画像の撮影を行い、グリッドによる散乱線の除去による画質改善の効果を、撮影条件に基づいて、画像処理により放射線画像に対して付与する処理が提案されている(特許文献1,2および非特許文献1参照)。特許文献1および非特許文献1の手法は、放射線画像を複数の周波数成分に周波数分解し、散乱線の成分と見なせる低周波成分に対して、コントラストまたはラチチュードを制御する散乱線除去処理を行い、処理後の周波数成分を合成することにより、散乱線の成分が除去された放射線画像を取得するものである。なお、上記特許文献1に記載された手法は、低周波成分の階層および低周波成分の画素値に応じたゲインを低周波成分に乗算することにより、散乱線除去処理を行っている。ここで、ゲインは1未満の値であり、低周波帯域ほど、また明るい画素値ほど小さな値となっている。また、非特許文献1に記載された手法では、低周波成分をその画素値に応じて変換するテーブルを用いて、低周波帯域ほど等比数列的に大きく抑制されるようにしている。
特許文献1,2および非特許文献1の手法によれば、撮影時にグリッドが不要となるため、撮影時の患者の負担を軽減することができ、かつ濃度ムラおよびモアレによる画質の低下を防止することができる。
一方、被写体を透過した放射線により被写体の放射線画像を撮影する際、被写体の厚さが大きいほど被写体内部における放射線の散乱の発生、放射線透過率の低下等の影響が大きくなり、取得される放射線画像の画質が変動することが知られている。このため、撮影条件と放射線画像の信号値、放射線画像の信号値のヒストグラム幅、放射線画像における被写体の所定方向の長さ等種々の情報によって大まかに被写体の厚さを推定し、推定した被写体の厚さに応じて、撮影された放射線画像に対する散乱線除去処理等の画像処理条件や、放射線画像の撮影に適用される撮影条件を変更する技術が提案されている。
例えば特許文献3には、あらかじめ既知の厚みを有する模擬被写体を既知の撮影条件で放射線撮影して得られた画像の画素値を測定することにより、体厚と画素値の関係を対応付けた対応付けテーブルを用意し、対応付けテーブルに基づいて、放射線画像の画素値に応じて概略的な体厚分布を推定し、放射線画像の体厚分布に応じた放射線画像の散乱成分を推定して、放射線画像から散乱成分を減算した処理後画像を取得する手法が開示されている。
また、非特許文献2には、人体の体厚分布に応じて放射線画像の散乱成分を推定して除去する手法が開示されている。非特許文献2の画像処理方法によれば、放射線画像の画素値から推定した体厚分布に基づいて、入力された放射線画像に所定の関数を適用することにより放射線画像に含まれる散乱線の像を推定した推定散乱線画像を生成し、放射線画像から推定散乱線画像を減算することにより、入力された放射線画像から一次線画像を推定した推定一次線画像を生成する。さらに、生成した推定一次線画像に所定の関数を適用することによりさらなる推定散乱線画像を生成し、放射線画像からさらなる推定散乱線画像を減算してさらなる推定一次線画像を生成する処理を所定の収束条件下で収束するまで繰り返して、収束した推定散乱線画像を算出し、この推定散乱線画像を放射線画像から減算することにより最終的に散乱成分を除去した処理後画像を取得することができる。また、非特許文献1には、放射線画像に含まれる散乱線の像を推定するための所定の関数を体厚に応じて調整する方法が開示されている。
一方、一般的な放射線画像撮影システムにおいては、撮影する被写体である患者の撮影手技(例えば撮影部位、撮影方向(正面や側面)、読影目的、撮影条件線源のターゲットおよびフィルタの種類等)をシステムに入力すると、撮影手技に応じたデフォルトの撮影条件(管電圧、管電流時間積であるmAs値(すなわち管電流×曝射時間)、線源距離(SID)等)が線源に設定され、デフォルトの撮影条件に問題がなければ、その撮影条件を用いて撮影を行うことにより、所望の放射線画像を取得することができる。このため、システムには、各種撮影手技に対するデフォルトの撮影条件が対応付けられてテーブルとして保存されている。撮影時には指定された撮影手技に対応した撮影条件が設定されて撮影が行われ、さらに撮影手技は放射線画像とともに保存されるため、撮影後に放射線画像に対して画像処理等を施す場合には、放射線画像とともに保存された撮影手技の情報を参照することにより、放射線画像を取得した際の撮影条件を取得することができる。
C. Fivez et al, "Multi-resolution contrast amplification in digital radiography with compensation for scattered radiation", 1996, IEEE, pp.339-342.
Trotter et al, "Thickness-dependent Scatter Correction Algorithm for Digital Mammography", Proc. SPIE, Vol.4682, 2002年5月, pp.469-478
一方、放射線画像から散乱線の影響を除去するために、放射線画像の撮影時に散乱線を除去するために使用が想定される仮想的なグリッドの特性である仮想グリッド特性を取得し、仮想グリッド特性に基づいて、放射線画像の散乱線除去処理を行うことも可能である。このような散乱線除去処理を行う場合、放射線画像の取得時の撮影条件に基づいて仮想グリッド特性を取得し、散乱線除去処理を行うことが可能である。例えば、撮影時に使用した撮影手技に応じた撮影条件を用いることにより、撮影部位、さらにはその撮影部位に対して使用が想定される仮想グリッドの特性を取得し、仮想グリッドの特性および撮影時の撮影条件に基づいて散乱線除去処理を行うことができる。
しかしながら、被写体の体型に応じて、撮影手技に応じて設定された撮影条件を修正する場合がある。例えば、太った被写体については管電圧および/またはmAs値を大きくし、痩せた被写体については管電圧および/またはmAs値を小さくするように撮影条件を修正する場合がある。ここで、実際に使用した撮影条件は、撮影後に行われる画像処理の段階において取得されないことが多い。とくに、撮影装置と画像処理装置とでメーカーが異なったり、回診車を用いて病室でポータブル撮影を行ったような場合には、撮影条件が後段で取得できない場合が多い。
このような場合、上述した散乱線除去処理において使用される撮影条件は、撮影に使用した実際の撮影条件とは異なるものとなってしまうため、精度良く散乱成分を除去することができず、その結果、所望とする画質の放射線画像を得ることができなくなってしまう。この場合、実際の撮影条件をメモ等により残しておき、散乱線除去処理時に実際の撮影条件をシステムに入力することが考えられる。しかしながら、そのような作業は操作者にとって煩雑であり、またメモを紛失するおそれもある。
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、放射線画像に含まれる散乱線を精度良く除去して、より高画質の放射線画像を取得することができるようにすることを目的とする。
本発明による放射線画像処理装置は、被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得する画像取得手段と、
少なくとも撮影条件を用いて、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を放射線画像から除去する処理を行う散乱線除去処理手段と、
散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更する修正情報取得手段とを備え、
散乱線除去手段は、変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分を除去する処理を行う手段であることを特徴とするものである。
少なくとも撮影条件を用いて、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を放射線画像から除去する処理を行う散乱線除去処理手段と、
散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更する修正情報取得手段とを備え、
散乱線除去手段は、変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分を除去する処理を行う手段であることを特徴とするものである。
ここで、放射線画像の撮影時には、撮影手技に応じて撮影条件が設定されている。「撮影条件」とは、例えばこのような手技に応じてあらかじめ設定された撮影条件を意味する。
なお、本発明による放射線画像処理装置においては、修正情報を、被写体の体型に関する情報としてもよい。
「体型に関する情報」とは、被写体の体型を表す情報であり、例えば太め、細め等の情報を用いることができる。
また、本発明による放射線画像処理装置においては、放射線画像および撮影条件に基づいて、被写体の体厚分布を推定する体厚分布推定手段をさらに備えるものとし、
修正情報取得手段を、修正指示に応じて、体厚分布の情報を修正情報として取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更する手段とし、
体厚分布推定手段を、変更された撮影条件に基づいて、体厚分布を推定する手段としてもよい。
修正情報取得手段を、修正指示に応じて、体厚分布の情報を修正情報として取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更する手段とし、
体厚分布推定手段を、変更された撮影条件に基づいて、体厚分布を推定する手段としてもよい。
この場合、散乱線除去処理手段を、変更された撮影条件および体厚分布に基づいて、散乱成分を除去する処理を行う手段としてもよい。
また、本発明による放射線画像処理装置においては、修正情報取得手段を、体厚分布に基づいて、被写体の体型に関する情報を取得し、体型に関する情報を表示して修正情報の入力を受け付けることにより修正情報を取得する手段としてもよい。
この場合、修正情報取得手段を、放射線画像から、インプラントの領域を検出し、放射線画像におけるインプラント領域以外の領域における体厚分布に基づいて体型に関する情報を取得する手段としてもよい。
「インプラント領域」とは、被写体内に金属、シリコン等のインプラントに対応する放射線画像内の領域である。インプラント領域は、被写体の組織と比較して高輝度となるため、しきい値処理により放射線画像からインプラント領域を抽出することが可能である。
本発明による放射線画像処理方法は、被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得し、
少なくとも撮影条件を用いて、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を放射線画像から除去する処理を行い、
散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更し、
変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分を除去する処理を行うことを特徴とするものである。
少なくとも撮影条件を用いて、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を放射線画像から除去する処理を行い、
散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更し、
変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分を除去する処理を行うことを特徴とするものである。
なお、本発明による放射線画像処理方法をコンピュータに実行させるためのプログラムとして提供してもよい。
本発明によれば、少なくとも撮影条件を用いて、放射線画像に含まれる、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分が除去され、散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、修正情報が取得される。そして、修正情報に基づいて撮影条件が変更され、変更された撮影条件に基づいて、放射線画像から散乱成分が除去される。このため、修正情報に応じてより適切に散乱成分を除去することができ、その結果、より高画質の放射線画像を取得することができる。
また、被写体の体厚分布を推定し、修正指示に応じて体厚分布の情報を修正情報として取得し、修正情報に基づいて撮影条件を変更し、変更された撮影条件に基づいて体厚分布を推定することにより、より適切に体厚分布を推定することができる。
この場合、変更された撮影条件および体厚分布に基づいて、散乱成分を除去する処理を行うことにより、推定された体厚分布に応じてより適切に散乱成分を除去することができるため、より高画質の放射線画像を取得することができる。
また、体厚分布に基づいて、被写体の体型に関する情報を取得し、これを表示して修正情報の入力を受け付けることにより、修正情報の入力が容易となるため、操作者の負担を軽減できる。
この場合、放射線画像におけるインプラント領域以外の領域における体厚分布に基づいて、体型に関する情報を取得することにより、より正確に体型に関する情報を取得することができる。
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。図1は本発明の第1の実施形態による放射線画像処理装置を適用した放射線画像撮影システムの構成を示す概略ブロック図である。図1に示すように、本実施形態による放射線画像撮影システム1は、移動型の撮影装置を備えたシステムであり、移動台車11の上に放射線画像撮影システム1の制御を行う制御装置12が搭載されている。制御装置12はコンピュータ2と、コンピュータ2に接続された表示部3および入力部4とを備えている。なお、図1においては、コンピュータ2、表示部3および入力部4は、説明のために制御装置12の外部に接続されているように示されているが、制御装置12に搭載されてなるものである。また、放射線画像撮影システム1は、病院内に設置された中央コンソールPC5とコンピュータ2によりネットワークを介して接続されている。
移動台車11には、支柱13が移動台車11に対して垂直に旋回可能に取り付けられている。支柱13には支柱13に沿って上下方向および支柱13の長さ方向に対して垂直方向へ移動可能な線源支持アーム14が設けられている。線源支持アーム14の回転、上下方向および支柱13に対する垂直方向の移動は、支柱13に組み込まれたアームコントローラ31により制御される。一方、線源支持アーム14の先端には放射線照射部15が取り付けられている。放射線照射部15内には放射線源16と、放射線源コントローラ32とが収納されている。また、放射線照射部15の下部には、放射線の照射範囲を設定するためのコリメータ17が取り付けられている。
なお、コリメータ17には照射野ランプ(不図示)が設けられており、撮影準備のためのポジショニングを行う際には照射野ランプを点灯することにより、被写体に対する放射線の照射範囲を設定することが可能となっている。
放射線源コントローラ32は、放射線源16から放射線を照射するタイミングと、放射線源16における撮影条件(管電流およびmAs値等)を制御するものである。
このような移動式の放射線画像撮影システム1は、通常は病院内の所定場所に留め置かれる。そして、ベッド21に寝ている被写体Mについて、放射線画像の撮影が必要となったときに、放射線画像撮影システム1は病室内へ移動され、ベッド21上の被写体Mの放射線撮影に供される。
放射線画像撮影システム1には、放射線検出器20が固定支持されておらず、放射線検出器20は撮影者によって台車に搭載され、もしくは単体で持ち運ばれ、病室へ搬送される。そして、放射線検出器20は、放射線画像の撮影時に、ベッドに横たわった被写体Mとベッド21との間に設置される。そして、放射線検出器20は、移動台車11の移動によって被写体Mの撮影部位へ位置決めされた放射線照射部15から発せられ、被写体Mを透過した放射線を検出する。
なお、図1においては、ベッド21上に放射線検出器20を載置し、その上に被写体Mを横臥させたが、放射線検出器20はベッド21に内蔵されていてもよい。
放射線検出器20は、放射線画像の記録と読み出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、TFT(thin film transistor)スイッチをオン・オフさせることによって放射線画像信号が読み出される、いわゆるTFT読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。
なお、本実施形態においては、被写体Mと放射線検出器20との間には、被写体Mを透過した放射線のうち、被写体Mにより散乱した散乱線を除去するための散乱線除去グリッドは配置されない。
放射線検出器20は、ケーブル26を介してあるいは無線により制御装置12と接続される。制御装置12には、放射線検出器20からの電荷信号の読み出しを制御する検出器コントローラ33が備えられている。また、制御装置12の内部には、放射線検出器20から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関2重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するAD変換部等が設けられた回路基板等も設置されている。
このような放射線画像撮影システム1を使用するに際し、放射線画像撮影システム1には、撮影依頼が入力される。撮影依頼は、放射線画像の撮影をする患者名および撮影手技(例えば胸部正面撮影、胸部側面撮影等)の情報を含む。撮影依頼は、病院に設置された中央コンソールPC5、あるいは病院の放射線科部門内における診療予約および診断記録等の情報管理を行う放射線情報システム(以下、「RIS(Radiology Information System)」)から、ネットワーク経由で送信される。操作者は、撮影依頼に基づいて放射線画像処理システム1を患者のいる病室へ移動し、撮影手技に基づいて放射線検出器20を設置して、放射線画像の撮影を行う。
コンピュータ2は、中央処理装置(CPU)、半導体メモリ、通信インターフェースおよびハードディスクやSSD等のストレージデバイス等を備えており、これらのハードウェアによって、図2に示すような制御部41、特性取得部42、散乱線情報取得部43、散乱線除去部44、修正情報取得部45および記憶部46が構成されている。なお、特性取得部42、散乱線情報取得部43、散乱線除去部44、修正情報取得部45および記憶部46が、本発明の放射線画像処理装置40を構成する。
制御部41は、各種のコントローラ31~33に対して所定の制御信号を出力し、システム全体の制御を行うものである。
特性取得部42は、放射線画像の撮影時に、散乱線を除去するために使用が想定される、仮想的なグリッドの特性である仮想グリッド特性を取得する。
散乱線情報取得部43は、放射線画像に含まれる放射線の散乱成分を表す散乱成分情報を取得する。
散乱線除去部44は、特性取得部42が取得した仮想グリッド特性および散乱線情報取得部43が取得した散乱成分情報に基づいて、放射線検出器20により取得された放射線画像の散乱線除去処理を行う。
修正情報取得部45は、散乱成分の除去の程度を修正するための修正情報を取得し、取得した修正情報に基づいて、後述するように撮影条件を変更する。
記憶部46は、各種撮影手技に対するデフォルトの撮影条件を対応付けたテーブル等の各種情報を記憶する。
なお、表示部3は、CRT、液晶ディスプレイ等からなり、撮影により取得された放射線画像および後述する散乱線除去処理に必要な各種入力の補助を行う。入力部4は、キーボード、マウス、タッチパネル等からなる。
本実施形態においては、放射線画像処理装置40は、グリッドを使用することなく撮影を行うことにより取得された放射線画像に対して、実際にグリッドを使用して撮影を行った場合と同様の散乱線を除去する効果を付与するように、放射線画像に対して散乱線除去処理を施すものであるが、上記特許文献1,2および非特許文献1に記載された手法とは異なり、仮想グリッド特性に基づいて散乱線除去処理を行うものである。このため、特性取得部42は仮想グリッド特性を取得する。本実施形態においては、仮想グリッド特性は、仮想グリッドについての散乱線透過率Ts、および被写体Mを透過して直接放射線検出器20に照射される一次線の透過率(一次線透過率)Tpとする。なお、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは0~1の間の値をとる。
特性取得部42は、入力部4から散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpの値の入力を直接受け付けることにより仮想グリッド特性を取得してもよいが、本実施形態においては、撮影条件に基づいて仮想グリッド特性、すなわち散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpを取得する。
撮影条件は、撮影時の撮影距離(SID)、管電圧、mAs値(管電流時間積)、線源のターゲットおよびフィルタの材質、並びに撮影に使用される放射線検出器の種類等のうちの少なくとも1つを含む。ここで、放射線画像の撮影時には、撮影手技に応じて撮影条件が定められており、さらに、撮影条件に応じて使用するグリッドの種類が定められている。また、グリッドは、グリッド比、グリッド密度、収束型か平行型か、収束型の場合の集束距離、インタースペース素材(アルミニウム、ファイバー、ベークライト等)等に応じて種類が異なり、グリッドの種類に応じて、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは異なるものとなる。このため、本実施形態においては、各種撮影手技と撮影条件とを対応付けたテーブル、および各種撮影条件と仮想グリッド特性とを対応付けたテーブルが記憶部46に記憶されている。図3は各種撮影手技と撮影条件とを対応付けたテーブルを示す図である。図3に示すようにテーブルLUT1は、胸部正面、胸部側面等の各種撮影手技と撮影条件(管電圧およびmAs値)とが対応付けられている。
特性取得部42は、記憶部46に記憶された各種撮影手技と撮影条件とを対応付けたテーブルLUT1を参照して、撮影手技から撮影条件を取得し、各種撮影条件と仮想グリッド特性とを対応付けたテーブルを参照して、撮影条件から仮想グリッド特性を取得する。
また、本実施形態においては,散乱線除去処理は、後述するように放射線画像を周波数分解することにより行われる。本実施形態においては、仮想グリッド特性は、周波数分解による得られる放射線画像の複数の周波数帯域のそれぞれについて取得される。このため、各種撮影条件と仮想グリッド特性とを対応付けたテーブルにおける仮想グリッド特性は、複数の周波数帯域のそれぞれに対応付けられたものとなっている。
また、本実施形態において放射線画像処理装置40は、仮想グリッド特性のみならず、散乱成分情報にも基づいて散乱線除去処理を行う。このため、散乱線情報取得部43は散乱成分情報を取得する。本実施形態においては、散乱成分情報は、例えば被写体Mが胸部であれば、縦隔が存在する放射線画像の中央部分ほど散乱線が多く、肺野が存在する周辺部ほど散乱線が散乱線が少ないという、放射線画像における散乱線含有率分布とする。
散乱線情報取得部43は、撮影により取得された放射線画像を解析することにより、散乱成分情報すなわち散乱線含有率分布を取得する。放射線画像の解析は、放射線画像の撮影時における照射野情報、被写体情報および撮影条件に基づいて行う。
照射野情報とは、照射野絞りを用いて撮影を行った場合における、放射線画像に含まれる照射野の位置および大きさに関する照射野分布を表す情報である。被写体情報とは、上述した胸部、腹部および頭部等の被写体の種類に加えて、被写体の放射線画像上での位置、被写体の組成の分布、被写体の大きさおよび被写体の厚さ等に関する情報である。撮影条件とは、管電圧、mAs値、撮影距離(放射線源から被写体までの距離と被写体から放射線検出器までの距離との合計)に加えて、エアギャップ量(被写体から放射線検出器までの距離)、および放射線検出器の特性等に関する情報を含む。これらの照射野情報、被写体情報および撮影条件は、放射線画像に含まれる散乱線の分布を決める要因となっている。例えば、散乱線の大小は照射野の大きさにより左右され、被写体の厚さが大きいほど散乱線は多くなり、被写体と放射線検出器との間に空気が存在すると散乱線が減少する。
したがって、これらの情報を用いることにより、より正確に散乱線含有率分布を取得することができる。
したがって、これらの情報を用いることにより、より正確に散乱線含有率分布を取得することができる。
散乱線情報取得部43は、撮影により取得した放射線画像内の被写体厚の分布T(x,y)から、下記の式(1)、(2)にしたがって一次線像および散乱線像を算出し、算出した一次線像および散乱線像から式(3)に基づいて、散乱線含有率分布S(x,y)を算出する。なお、散乱線含有率分布S(x,y)は0~1の間の値をとる。
Icp(x,y) = Io(x,y)×exp(-μ×T(x,y)) …(1)
Ics(x,y) = Io(x,y)*Sσ(T(x,y)) …(2)
S(x,y) = Ics(x,y)/(Ics(x,y)+Icp(x,y)) …(3)
ここで、(x,y)は放射線画像の画素位置の座標、Icp(x,y)は画素位置(x,y)における一次線像、Ics(x,y)は画素位置(x,y)における散乱線像、Io(x,y)は画素位置(x,y)における被写体表面への入射線量、μは被写体の線減弱係数、Sσ(T(x,y))は画素位置(x,y)における被写体厚に応じた散乱の特性を表す畳みこみカーネルである。式(1)は公知の指数減弱則に基づく式であり、式(2)は「J.M. Boon et al, “An analytical model of the scattered radiation distribution in diagnostic radiolog”, Med. Phys. 15(5), Sep/Oct 1988」(参考文献1)に記載された手法に基づく式である。なお、被写体表面への入射線量Io(x,y)は、どのような値を定義してもS(x,y)を算出する際に除算によってキャンセルされるため、例えば値を1とする等、任意の値とすればよい。
Ics(x,y) = Io(x,y)*Sσ(T(x,y)) …(2)
S(x,y) = Ics(x,y)/(Ics(x,y)+Icp(x,y)) …(3)
ここで、(x,y)は放射線画像の画素位置の座標、Icp(x,y)は画素位置(x,y)における一次線像、Ics(x,y)は画素位置(x,y)における散乱線像、Io(x,y)は画素位置(x,y)における被写体表面への入射線量、μは被写体の線減弱係数、Sσ(T(x,y))は画素位置(x,y)における被写体厚に応じた散乱の特性を表す畳みこみカーネルである。式(1)は公知の指数減弱則に基づく式であり、式(2)は「J.M. Boon et al, “An analytical model of the scattered radiation distribution in diagnostic radiolog”, Med. Phys. 15(5), Sep/Oct 1988」(参考文献1)に記載された手法に基づく式である。なお、被写体表面への入射線量Io(x,y)は、どのような値を定義してもS(x,y)を算出する際に除算によってキャンセルされるため、例えば値を1とする等、任意の値とすればよい。
また、被写体厚の分布T(x,y)は、放射線画像における輝度分布が被写体の厚さの分布と略一致するものと仮定し、放射線画像の画素値を線減弱係数値により厚さに変換することにより算出すればよい。これに代えて、センサ等を用いて被写体の厚さを計測してもよく、立方体あるいは楕円柱等のモデルで近似してもよい。
ここで、式(2)における*は畳みこみ演算を表す演算子である。カーネルの性質は、被写体の厚さの他に、照射野の分布、被写体の組成の分布、および撮影条件(すなわち撮影時の管電圧、mAs値撮影距離、エアギャップ量、および放射線検出器の特性等)によって変化する。参考文献1に記載された手法によれば散乱線は一次線に対する位置拡張関数(point spread function、式(2)におけるSσ(T(x,y)))の畳みこみにより近似することができる。なお、Sσ(T(x,y))は、照射野情報、被写体情報および撮影条件等に応じて実験的に求めることができる。
本実施形態においては、撮影時の照射野情報、被写体情報および撮影条件に基づいてSσ(T(x,y))を算出してもよいが、各種照射野情報、各種被写体情報および各種撮影条件とSσ(T(x,y))とを対応付けたテーブルを記憶部46に記憶しておき、撮影時の照射野情報、被写体情報および撮影条件に基づいて、このテーブルを参照してSσ(T(x,y))を求める。なお、Sσ(T(x,y))をT(x,y)にて近似するようにしてもよい。
散乱線除去部44は、仮想グリッド特性および散乱成分情報に基づいて、放射線画像における散乱線と見なせる周波数帯域の周波数成分を低減させることにより、散乱線除去処理を行う。このため、散乱線除去部44は、放射線画像を周波数分解して複数の周波数帯域毎の周波数成分を取得し、少なくとも1つの周波数成分のゲインを低減する処理を行い、処理済みの周波数成分およびこれ以外の周波数成分を合成して、散乱線除去処理済みの放射線画像を取得する。なお、周波数分解の手法としては、放射線画像を多重解像度変換する手法の他、ウェーブレット変換、フーリエ変換等、公知の任意の手法を用いることができる。
散乱線除去部44は、仮想グリッド特性である散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tp、並びに散乱線含有率分布S(x,y)から、周波数成分を変換する変換係数R(x,y)を下記の式(4)により算出する。
R(x,y) = S(x,y)×Ts + (1-S(x,y))×Tp …(4)
散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tp、並びに散乱線含有率分布S(x,y)は0~1の間の値となるため、変換係数R(x,y)も0~1の間の値となる。散乱線除去部44は、変換係数R(x,y)を複数の周波数帯域のそれぞれについて算出する。
散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tp、並びに散乱線含有率分布S(x,y)は0~1の間の値となるため、変換係数R(x,y)も0~1の間の値となる。散乱線除去部44は、変換係数R(x,y)を複数の周波数帯域のそれぞれについて算出する。
なお、以降の説明において、放射線画像の画素値をI(x,y)、周波数分解により得られる周波数成分画像をI(x,y,r)、周波数合成をI(x,y)=ΣrI(x,y,r)、周波数帯域毎の変換係数をR(x,y,r)、周波数帯域毎の散乱線透過率および一次線透過率をTs(r)、Tp(r)で表すものとする。なお、rは周波数帯域の階層を表し、rが大きいほど低周波であることを表すものとする。したがって、I(x,y,r)は、ある周波数帯域の周波数成分画像となる。散乱線含有率分布S(x,y)は放射線画像についてのものをそのまま用いればよいが、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpと同様に周波数帯域のそれぞれについて取得するようにしてもよい。
本実施形態においては、周波数成分毎に変換係数R(x,y,r)を算出し、周波数成分画像I(x,y,r)に対して対応する周波数帯域の変換係数R(x,y,r)を乗算して、周波数成分画像I(x,y,r)の画素値を変換し、変換係数R(x,y,r)が乗算された周波数成分画像I(x,y,r)(すなわち、I(x,y,r)×R(x,y,r))を周波数合成して処理済みの放射線画像I′(x,y)を取得する。したがって、散乱線除去部44において行われる処理は、下記の式(5)により表される。なお、変換係数R(x,y,r)は0~1の間の値となるため、周波数成分(x,y,r)に対して対応する周波数帯域の変換係数R(x,y,r)を乗算することにより、その周波数成分の画素位置(x,y)における画素値すなわちゲインが低減されることとなる。
I’(x,y)=Σr{I(x,y,r)×R(x,y,r)}
=Σr{I(x,y,r)×(S(x,y)×Ts(r)+(1-S(x,y))×Tp(r))} …(5)
ここで、本実施形態においては、放射線画像を6つの周波数帯域に周波数分解するものとし、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは6つの周波数帯域について取得されるものとする。この場合、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは、例えば下記式(6)に示す値となる。なお、式(6)では右側ほど低周波数帯域の値を表すものとする。
=Σr{I(x,y,r)×(S(x,y)×Ts(r)+(1-S(x,y))×Tp(r))} …(5)
ここで、本実施形態においては、放射線画像を6つの周波数帯域に周波数分解するものとし、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは6つの周波数帯域について取得されるものとする。この場合、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは、例えば下記式(6)に示す値となる。なお、式(6)では右側ほど低周波数帯域の値を表すものとする。
Ts={0.7, 0.7, 0.7, 0.7, 0.3, 0.2}
Tp={0.7, 0.7, 0.7, 0.7, 0.7, 0.7} …(6)
式(6)に示すように、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは、高周波数帯域(r=1~4)では同一の値であるが、低周波数帯域(r=5~6)においては、散乱線透過率Tsの方が低い値となる。これはグリッドは散乱線の周波数成分が支配的である低周波帯域ほどその除去率が高いが、一次線については除去率の周波数依存性が小さいからである。
Tp={0.7, 0.7, 0.7, 0.7, 0.7, 0.7} …(6)
式(6)に示すように、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpは、高周波数帯域(r=1~4)では同一の値であるが、低周波数帯域(r=5~6)においては、散乱線透過率Tsの方が低い値となる。これはグリッドは散乱線の周波数成分が支配的である低周波帯域ほどその除去率が高いが、一次線については除去率の周波数依存性が小さいからである。
図4は胸部の放射線画像における散乱線含有率分布S(x,y)を示す図である。図4においては、散乱線含有率分布S(x,y)が高いほど各画素位置における輝度が高くなっている。図4より胸部の画像においては縦隔部および肺野の周囲において散乱線の含有率が高いことが分かる。このような散乱線含有率分布S(x,y)を示す場合において、式(4)、(6)に基づいて算出した変換係数を図5に示す。図5において、輝度が低いほど値が小さく、より大きく画素値が低減されることとなる。図4および図5を比較すると、散乱線の含有率が高い縦隔部および肺野の周囲において、変換係数の値が小さくなっていることが分かる。したがって、このように算出した変換係数を用いて式(5)に示す処理を行うことにより取得された処理済みの放射線画像においては、使用が想定されるグリッドの種類に応じて散乱成分が除去されたものとなる。
なお、散乱線除去部44においては、下記のようにして放射線画像の散乱線を除去するようにしてもよい。まず、上記と同様に周波数合成をI(x,y)=ΣrI(x,y,r)で表すとすると、散乱線除去部44は、周波数成分画像I(x,y,r)を、下記の式(7)により、散乱線含有率分布S(x,y)を用いて、散乱成分Ics(x,y,r)と一次線成分Icp(x,y,r)とに分解する。
Ics(x,y,r)= S(x,y)×I(x,y,r)
Icp(x,y,r)=(1-S(x,y))×I(x,y,r) …(7)
さらに散乱線除去部44は、下記の式(8)により、散乱成分Ics(x,y,r)および一次線成分Icp(x,y,r)のそれぞれに対して、仮想グリッド特性である散乱線透過率Ts(r)および一次線透過率Tp(r)を適用して画像変換し、変換された散乱成分Ics′(x,y,r)および一次線成分Icp′(x,y,r)を算出する。
Icp(x,y,r)=(1-S(x,y))×I(x,y,r) …(7)
さらに散乱線除去部44は、下記の式(8)により、散乱成分Ics(x,y,r)および一次線成分Icp(x,y,r)のそれぞれに対して、仮想グリッド特性である散乱線透過率Ts(r)および一次線透過率Tp(r)を適用して画像変換し、変換された散乱成分Ics′(x,y,r)および一次線成分Icp′(x,y,r)を算出する。
Ics′(x,y,r)=Ics(x,y,r)×Ts(r)=S(x,y)×I(x,y,r)×Ts(r)
Icp′(x,y,r)=Icp(x,y,r)×Tp(r)=(1-S(x,y))×I(x,y,r)×Tp(r) …(8)
そして下記の式(9)により、Ics′(x,y,r)および一次線成分Icp′(x,y,r)を周波数合成して、処理済みの放射線画像I(x,y)′を算出する。
Icp′(x,y,r)=Icp(x,y,r)×Tp(r)=(1-S(x,y))×I(x,y,r)×Tp(r) …(8)
そして下記の式(9)により、Ics′(x,y,r)および一次線成分Icp′(x,y,r)を周波数合成して、処理済みの放射線画像I(x,y)′を算出する。
I′(x,y)=Σr{Ics′(x,y,r)+Icp′(x,y,r)}
=Σr{S(x,y)×I(x,y,r)×Ts(r)+(1-S(x,y))×I(x,y,r)×Tp(r)}
=Σr{I(x,y,r)×(S(x,y)×Ts(r)+(1-S(x,y))×Tp(r))} …(9)
ここで、本実施形態においては、撮影手技に応じた撮影条件を用いて散乱線除去処理を行っている。しかしながら、実際の撮影時には、被写体Mの体型に応じて撮影条件を変更して撮影を行う場合がある。例えば、太った患者の場合、管電圧およびmAs値を大きくし、痩せた患者の場合は管電圧およびmAs値を小さくすることがある。このような場合、撮影手技に応じた撮影条件は、実際に使用した撮影条件とは異なるため、撮影手技に応じた撮影条件を用いて散乱線除去処理を行うと、精度良く散乱成分を除去することができず、その結果、所望とする画質の放射線画像を得ることができなくなるおそれがある。
=Σr{S(x,y)×I(x,y,r)×Ts(r)+(1-S(x,y))×I(x,y,r)×Tp(r)}
=Σr{I(x,y,r)×(S(x,y)×Ts(r)+(1-S(x,y))×Tp(r))} …(9)
ここで、本実施形態においては、撮影手技に応じた撮影条件を用いて散乱線除去処理を行っている。しかしながら、実際の撮影時には、被写体Mの体型に応じて撮影条件を変更して撮影を行う場合がある。例えば、太った患者の場合、管電圧およびmAs値を大きくし、痩せた患者の場合は管電圧およびmAs値を小さくすることがある。このような場合、撮影手技に応じた撮影条件は、実際に使用した撮影条件とは異なるため、撮影手技に応じた撮影条件を用いて散乱線除去処理を行うと、精度良く散乱成分を除去することができず、その結果、所望とする画質の放射線画像を得ることができなくなるおそれがある。
修正情報取得部45は、散乱成分の除去の程度を修正するための修正情報を取得する。図6は修正情報の取得を説明するための確認画面を示す図である。図6に示すように表示部3に表示される確認画面50には、処理済みの放射線画像を表示する画像表示領域51、被写体Mの体型を選択するための体型選択領域52、確認完了ボタン53、修正ボタン54および再撮影ボタン55が表示されている。体型選択領域52は、被写体Mの体型を入力するため、太め、やや太め、普通、やや細め、細めの体型を表す5通りのアイコンが表示されている。
操作者は、修正の必要がない場合には確認完了ボタン53を選択する。これにより、装置40は散乱線除去処理を終了する。一方、修正の必要がある場合には、操作者は入力部4を用いてポインタ57を体型選択領域52において移動させ、所望とする体型のアイコンを選択した状態で修正ボタン54を選択する。これにより、修正情報取得部45は、選択された体型の情報(太め、やや太め、普通、やや細め、細め)を修正情報として取得する。そして、取得した修正情報に基づいて、撮影手技に応じた撮影条件を変更し、変更した撮影条件を特性取得部42、散乱線情報取得部43および散乱線除去部44に出力する。
具体的には、修正情報が「太め」の場合には、管電圧およびmAs値を大きくするように撮影条件を変更し、修正情報が「細め」の場合には、管電圧およびmAs値を小さくするように撮影条件を変更する。なお、本実施形態においては、修正情報(すなわち、太め、やや太め、普通、やや細め、細め)と撮影条件とを対応付けたテーブルLUT2が記憶部46に記憶されている。図7は各種修正情報と撮影条件とを対応付けたテーブルを示す図である。図7に示すように、テーブルLUT2は修正情報と撮影条件とが対応付けられている。なお、テーブルLUT2においては、修正情報と撮影条件との対応付けは、撮影手技毎になされている。修正情報取得部45は、このテーブルLUT2を参照して、変更された撮影条件を取得する。
特性取得部42は、変更された撮影条件に基づいて、仮想グリッド特性を取得する。また、散乱線除去部44は、変更された撮影条件に基づいてカーネルSσ(T(x,y))を求め、上記式(1)~(3)を用いて新たな散乱線含有率分布S(x,y)を算出し、式(4)および(5)を用いて、新たな処理済みの放射線画像I′(x,y)を取得する。
次いで、第1の実施形態において行われる処理について説明する。図8は第1の実施形態において行われる処理を示すフローチャートである。撮影依頼に基づいて、撮影手技に応じた撮影条件を用いての被写体Mの撮影が行われて、放射線画像がコンピュータ2に入力されると(ステップST1)、特性取得部42が撮影手技に応じた撮影条件に基づいて、仮想グリッド特性、すなわち散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpを取得する(ステップST2)。
また、散乱線情報取得部43が放射線画像を解析し(ステップST3)、散乱成分情報、すなわち散乱線含有率分布S(x,y)を取得する(ステップST4)。一方、散乱線除去部44は、放射線画像を周波数分解する(ステップST5)。なお、ステップST2の処理、ステップST3,ST4の処理およびステップST5の処理は並列に行ってもよく、ステップST3,ST4の処理を先に行ってもよく、ステップST5の処理を先に行ってもよい。
そして、散乱線除去部44は、上記式(4)により周波数帯域毎の変換係数R(x,y,r)を算出し(ステップST6)、変換係数R(x,y,r)により周波数成分画像I(x,y,r)を変換する(ステップST7)。そして変換された周波数成分画像I′(x,y,r)を周波数合成して、処理済みの放射線画像を取得し(ステップST8)、表示部3に表示する(ステップST9)。
次いで制御部41は、体型の修正指示があったか否かを判定する(ステップST10)。ステップST10が肯定されると、修正情報取得部45が修正情報を取得し、さらに修正情報に基づいて撮影条件を変更する(ステップST11)。そして、ステップST2に戻り、変更された撮影条件に基づいて、特性情報取得部42,散乱線情報取得部43および散乱線除去部44がステップST2~ステップST9の処理を行う。ステップST10が否定されると、制御部41は再撮影ボタン55が選択されたか否かを判定し(ステップST12)、ステップST12が肯定されると、再撮影を行うべく処理を終了する。ステップST12が否定されると、制御部41は確認完了ボタン53が選択されたか否かを判定し(ステップST13)、ステップST13が否定されるとステップST10に戻る。一方、ステップST13が肯定されると処理を終了する。なお、処理済みの放射線画像は中央コンソールPC5に送信されて保存される。
このように、第1の実施形態においては、撮影手技に応じた撮影条件に基づいて、放射線画像に含まれる、撮影時に被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を除去するが、散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報が取得されると、修正情報に基づいて撮影条件を変更して放射線画像から散乱成分を除去するようにしたものである。このため、修正情報に応じてより適切に散乱成分を除去することができるため、より高画質の放射線画像を取得することができる。
次いで、本発明の第2の実施形態について説明する。図9は第2の実施形態による放射線画像撮影装置のコンピュータ内部の概略構成を示すブロック図である。図9に示すように、第2の実施形態においては、放射線画像を解析して、被写体Mの体厚分布を推定する体厚推定部47を備えた点が第1の実施形態と異なる。
図10は体厚推定部の構成を示す概略ブロック図である。図10に示すように、体厚推定部47は、仮想モデル取得部61、推定画像生成部62、修正部63および体厚分布決定部64を備える。
仮想モデル取得部61は、初期体厚分布T0(所定の体厚分布)を有する被写体Mの仮想モデルKを取得する。
推定画像生成部62は、仮想モデルKに基づいて、仮想モデルの放射線撮影により得られる一次線画像を推定した推定一次線画像Ipと、仮想モデルの放射線撮影により得られる散乱線画像を推定した推定散乱線画像Isとを合成した画像を、被写体Mの放射線撮影により得られる放射線画像を推定した推定画像Imとして生成する。
修正部63は、推定画像Imと放射線画像とに基づいて、推定画像Imと放射線画像の違いが小さくなるように仮想モデルKの初期体厚分布T0を修正する。
体厚分布決定部64は、修正された体厚分布Tn-1(nは自然数)を放射線画像の体厚分布Tkに決定する。
また、第2の実施形態においては、記憶部46には、初期体厚分布T0(x,y)を有する被写体Mの仮想モデルKが記憶される。なお、体厚とは、照射された放射線の経路上における空気領域を除いた被写体領域の厚さの総計を意味する。
次いで、第2の実施形態において行われる処理について説明する。図11は第2の実施形態において行われる処理を示すフローチャートである。撮影手技に応じた撮影条件を用いての被写体Mの撮影が行われて、放射線画像がコンピュータ2に入力されると(ステップST21)、体厚推定部47が体厚推定処理を行う(ステップST22)。
図12は体厚推定処理のフローチャートである。体厚推定部47の仮想モデル取得部61は、記憶部46から、初期体厚分布T0(x,y)を有する被写体Mの仮想モデルKを取得する(ステップST31)。仮想モデルKは、初期体厚分布T0(x,y)に従った体厚がxy平面上の各位置に対応付けられた被写体Mを仮想的に表すデータである。また、仮想モデルKに含まれる構造物(ここでは肺野、骨、臓器等の解剖学的構造物)と構造物の配置と、構造物の放射線に対する特性等を示す特性情報は、比較用被写体の胸腹部の肺野、骨等の解剖学的構造物の配置および組成に基づいて設定されている。
また、仮想モデルKの初期体厚分布T0(x,y)は任意の分布とされてよいが、本実施形態においては、仮想モデル取得部61によって初期体厚分布T0が生成されて取得される。仮想モデル取得部61は、被写体Mの撮影線量、管電圧、SID等の撮影条件を取得し、記憶部46から被写体Mの撮影条件に応じた画素値と体厚とを対応付けたテーブルを取得する。なお、この場合の撮影条件は、撮影手技に応じた撮影条件である。図13に画素値と体厚とを対応付けたテーブルの例を示す。そして、仮想モデル取得部61は、図13に示すテーブルに基づいて、被写体Mの放射線画像の各画素の画素値に対応する体厚を特定することにより、放射線画像の体厚分布を取得する。そして、仮想モデル取得部61は、放射線画像の体厚分布を仮想モデルKの初期体厚分布T0(所定の体厚分布)として取得する。なお、初期体厚分布T0は、本実施形態のように仮想モデルKの取得処理の際に生成されてもよく、仮想モデルKの取得処理に先立ってあらかじめ設定されていてもよい。以上の処理は下記の式(11)により表される。なお、I(x,y)は、放射線画像における各画素の画素値、T0(x,y)は各画素位置における初期体厚分布を示す。
次いで推定画像生成部62は、放射線画像と同等の撮影条件で仮想モデルKを撮影した場合に得られる推定一次線画像Ipと、放射線画像と同等の撮影条件で仮想モデルKを撮影した場合に得られる推定散乱線画像Isとを合成した推定画像Imを生成する(ステップST32)。図14および図15は、推定画像Imの生成方法を説明するための図である。
図14に示すように、推定画像生成部62は、放射線画像と同等の撮影条件で仮想モデルKを撮影した場合に得られる推定一次線画像Ipを下記式(12)に従って生成し、生成した推定一次線画像Ipを用いて、式(13)に従って推定散乱線画像Isを生成する。そして、推定画像生成部62は、式(14)に示すように推定一次線画像Ipと推定散乱線画像Isとを合成することにより、推定画像Imを生成する(ステップST32)。なお、推定一次線画像Ipと推定散乱線画像Isとを1回目に作成する際には、推定式(12)、式(13)において初期体厚分布T0(x,y)が用いられる(式(12)、(13)においてn=1である)。
ここで、(x,y)は放射線画像の画素位置の座標、Ip(x,y)は画素位置(x,y)における推定一次線画像、Is(x,y)は画素位置(x,y)における推定散乱線画像、Io(x,y)は画素位置(x,y)における線量、Im(x,y)は画素位置(x,y)における推定画像、μは被写体の線減弱係数、Ks(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)は画素位置(x,y)における被写体厚に応じた点拡散関数(Point Spread Function)を表す畳みこみカーネルである。なお、線量Io(x,y)は、被写体が存在しないと仮定した際に放射線検出器20により検出される放射線の線量であり、X線源16と放射線検出器20の検出面との距離(SID)、管電圧およびmAs値に応じて変化する。また、θx’,y’は、管電圧等の撮影条件や仮想モデルKの特性情報によって特定されるパラメータを表している。
なお、推定画像Imは、仮想モデルKを放射線撮影した場合に得られると推定される画像であればよく、推定一次線画像Ipと推定散乱線画像Isとを合成した画像と実質的に見なせるものであればよい。例えば、図15に示すように、式(12)~(14)に替えて下記式(15)を用いて、一次線成分と散乱成分とを合わせたカーネルを畳みこみ積分して推定画像Imを生成してもよい。ここで、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)は、一次線成分と散乱成分とを合わせた点拡散関数を表すカーネルである。また、放射線撮影により得られた画像から推定一次線画像および推定散乱線画像を合成した推定画像を生成可能であれば、任意のモデル関数を用いてよい。
なお、Ks(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)は、撮影条件等に応じて実験的に求めることができる。
本実施形態においては、撮影時の撮影条件に基づいてカーネルKs(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)を算出してもよいが、各種撮影条件とカーネルKs(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)とを対応付けたテーブルを記憶部46に記憶しておき、撮影時の照射野情報、被写体情報および撮影条件に基づいて、このテーブルを参照してカーネルKs(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)を求める。
図12のフローチャートに従って、続く処理を説明する。続いて、体厚分布決定部64は、放射線画像と推定画像Imとの違いが終了条件を満たすか否かを判定する(ステップST33)。ここでは、式(16)および式(17)に示すように、下記の放射線画像と推定画像Imとの違いを表すエラー値Verrorを定義し、終了条件としてエラー値Verrorが閾値以下であるか否かを判定する。また、式(17)に示すように、放射線画像から推定画像Imを減算した差分画像Idの各画素値の2乗和をエラー関数ferrorとして規定する。なお、終了条件として、放射線画像と推定画像Imとの違いが許容可能な程度に十分小さくなったことを判定可能なあらゆる判定手法を適用可能である。
また、上記例に限定されず、エラー関数ferrorを、放射線画像と推定画像Imとの違いを表すあらゆる方法で規定することができる。例えば、下記式(18)に示すように、放射線画像から推定画像Imを減算した差分画像Idの各画素値の絶対値の総和をエラー関数ferrorとしてもよい。
体厚分布決定部64は、エラー値Verrorが終了条件を満たさない場合には(ステップST33:No)、体厚分布Tn-1(n=1の場合には、初期体厚分布T0)を修正する修正処理を行う(ステップST34)。
体厚分布Tn-1の修正処理を行うために、放射線画像と推定画像Imとの違いが小さくなるように体厚分布Tn-1の各位置の修正値を取得できる任意の方法を適用可能である。本実施形態では、仮想モデルKの一画素以上の部分領域毎に、仮想モデルKの体厚分布Tn-1を変動させて、推定画像Imと放射線画像との違いを小さくする部分領域の体厚を算出する処理を実施する。そして、算出された各部分領域の体厚によって仮想モデルの体厚分布を修正する。
具体的には、本実施形態は、最急降下法を用いて体厚分布Tn-1の体厚の修正値を求めるものとする。下記式(19)、(20)を用いて、仮想モデルKの画素のうち、Tn-1(x,y)において1つの特定の座標の体厚のみを変動させて、エラー関数ferrorの一次偏微分(勾配)に基づいて繰り返しdTn-1(x,y)を算出することにより、エラー関数ferrorの出力値を最小化することができる。そして、エラー関数ferrorの出力値を最小化した際の、1つの特定の座標の体厚を、その特定の座標の体厚の修正値として決定する。また、他の画素についても同様に、それぞれ体厚の修正値を求めることにより、各画素の体厚分布を修正し、修正した体厚分布Tnを取得する。
ただし、式(19)において、αは、体厚の更新速度を表すパラメータである更新係数である。式(20)に示すKp+sの微分値部分の算出方法の一例として、例えば、Tn-1(x,y)に極めて小さい値dtを加えたとき値の変化を式(21)によって算出して、式(20)のKp+sの値とすることができる。なお、式(11)~(21)において、同じ要素には同じ符号を付して、説明を省略する。放射線画像と推定画像Imとの違いを表すエラー値Verrorを最小化するあらゆる最適化手法を適用可能であり、例えば、シンプレックス法や最急降下法、共役勾配法を用いることができる。
修正された体厚分布Tnを取得すると、体厚分布決定部64は、nの値を1つ増加して更新し(n=n+1とする)、仮想モデル取得部61は修正された体厚分布Tnを取得する(ステップST31)。そして、取得された体厚分布Tnに対して、推定画像生成部62および体厚分布決定部64はステップST31~ステップST33の処理をそれぞれ上記と同様に実行する。そして、放射線画像と推定画像Imとの違いを示すエラー値Verrorが終了条件を満たすまで、上記同様に、体厚分布Tnの修正処理(ステップST34)と、修正された体厚分布Tnを有する仮想モデルKの取得処理(ステップST31)と、体厚分布Tnを用いた新たな推定画像Imの生成処理(ステップST32)と、新たに生成された推定画像Imと放射線画像との違いが終了条件を満たすかを判定する処理(ステップST33)の処理とが繰り返される。
一方、体厚分布決定部64は、エラー値Verrorが終了条件を満たしていることを判定した場合には(ステップST33:Yes)、終了条件を満たした際にエラー値Verrorに用いられた体厚分布Tnを放射線画像の体厚分布Tkとして決定して体厚推定処理を終了する(ステップST35)。
図11に戻り、体厚推定処理に続いて、推定された体厚分布を用いての散乱線除去処理が行われる(ステップST23)。散乱線除去処理は、図8に示すフローチャートのステップST2~ステップST8の処理と同一であるため、ここでは詳細な説明は省略する。なお、ここでは式(1)、(2)における体厚分布T(x,y)は、第1の実施形態と同様に算出される。散乱線除去処理が行われた処理済みの放射線画像は、表示部3に表示される(ステップST24)。なお、第2の実施形態における確認画面は、図6に示す確認画面において、体型選択領域52が省略され、画像表示領域51、確認完了ボタン53、修正ボタン54および再撮影ボタン55のみが表示されたものとなる。
次いで、制御部41は、体型の修正指示があったか否かを判定する(ステップST25)。ステップST25が肯定されると、修正情報取得部45は、体厚推定部47が推定した体厚分布Tk(x,y)に基づいて、被写体Mの体型を修正情報として取得し(ステップST26)、修正情報に基づいて撮影条件を変更する(ステップST27)。なお、記憶部46には各種体厚分布と体型(太め、やや太め、普通、やや細め、細め)とを対応付けたテーブルが記憶されており、修正情報取得部45はこのテーブルを参照して被写体Mの体型を修正情報として取得し、さらに上記テーブルLUT2を参照して変更された撮影条件を取得する。
そして、ステップST22に戻り、変更された撮影条件に基づいて、ステップST22~ステップST23の体厚推定処理および散乱線除去処理が行われる。なお、体厚推定処理においては、変更された撮影条件に基づいて、カーネルKs(x,y,Tn(x’,y’),θx’,y’)、Kp+s(x,y,Tn-1(x’,y’),θx’,y’)を算出して新たな体厚分布Tkが推定される。散乱線除去処理においては、変更された撮影条件に基づいてカーネルSσ(T(x,y))を求め、上記式(1)~(3)を用いて新たな散乱線含有率分布S(x,y)を算出し、式(4)および(5)を用いて、新たな処理済みの放射線画像I′(x,y)が取得される。
ステップST25が否定されると、制御部41は再撮影ボタン55が選択されたか否かを判定し(ステップST28)、ステップST28が肯定されると、再撮影を行うべく、処理を終了する。ステップST28が否定されると、制御部41は確認完了ボタン53が選択されたか否かを判定し(ステップST29)、ステップST29が否定されるとステップST25に戻る。一方、ステップST29が肯定されると処理を終了する。なお、処理済みの放射線画像は、中央コンソールPC5に送信されて保存される。
このように、第2の実施形態においては、被写体の体厚分布を推定し、修正指示があった場合、体厚分布を修正情報として撮影条件を変更し、変更された撮影条件に基づいて散乱成分を除去する処理を行うようにしたものである。これにより、推定された体厚分布に応じてより適切に散乱成分を除去することができるため、より高画質の放射線画像を取得することができる。
また、変更された撮影条件に基づいて体厚分布を推定することにより、より適切に体厚分布を推定することができる。
なお、上記第2の実施形態においては、修正指示がなされた場合に、変更された撮影条件に基づいて、体厚推定処理および散乱線除去処理の双方を行っているが、変更された撮影条件に基づいて体厚推定処理のみを行うようにしてもよい。
また、上記第2の実施形態において、推定された体厚分布を確認画面における体型選択のための補助情報として用いてもよい。図16は確認画面の他の例を示す図である。図16に示すように、確認画面50Aには、画像表示領域51、体型選択領域52、確認完了ボタン53、修正ボタン54および再撮影ボタン55に加えて、体厚表示領域56が表示されている。体厚表示領域には、体厚推定部47が推定した体厚分布Tk(x,y)の代表値が表示されている。図16においては27cmの値が表示されている。なお、代表値としては、体厚分布Tk(x,y)の最大値、平均値、大きく外れた値を除外した重み付け平均値、メディアン値および放射線画像の中央位置の体厚等を用いることができる。また、体厚の代表値に代えて、放射線画像の各画素位置と体厚とを対応付けた体厚分布のカラーマップを表示するようにしてもよい。
このように体厚分布の代表値を表示することにより、体型選択領域52における体型の選択を容易に行うことができるため、修正指示を行う際の操作者の負担を軽減することができる。
なお、放射線画像には、手術により体内に埋め込んだ金属、シリコン等のインプラントが含まれる場合がある。このような場合、放射線画像に含まれるインプラント領域は、被写体M内の組織と比較して高輝度となるため、インプラント領域における体厚分布Tk(x,y)は正確でない可能性が高い。このため、修正情報取得部45が体厚の代表値を算出する際には、インプラント領域を除外することが好ましい。
また、体厚分布の最大値を代表値として用いる場合、画像表示領域51に表示された放射線画像上において、体厚分布が最大値となった画素位置にマークを付与する等して、操作者に通知するようにしてもよい。
なお、上記第1および第2の実施形態において、放射線画像が放射線検出器への入射線量に比例した画素値を持つ、放射線量に対してリニアな空間において散乱線除去処理を行い、その後に対数変換を行って、人間の視覚と比例する対数リニアな空間に変換することが好ましい。
また、上記第1および第2の実施形態においては、特性取得部42において、仮想グリッド特性として、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpを取得しているが、散乱線透過率Tsおよび一次線透過率Tpの一方のみを取得するようにしてもよい。
また、上記第1および第2の実施形態においては、確認画面において、被写体Mの体型に応じたアイコンを選択することにより所望とする体型に関する情報を入力しているが、アイコンの選択に代えて、スライドバーを用いて体型に関する情報を入力するようにしてもよい。この場合、スライドバーは太めおよび細めの間の任意の位置を選択可能とされており、操作者は所望とする体型に応じてスライドバーの位置を移動し、修正ボタン54を選択する。これにより、修正情報取得部45がスライドバーの位置に応じた体型の情報を修正情報として取得する。また、体型を表す数値を入力するようにしてもよい。この場合、例えば標準体型を50、最も痩せた体型を10、最も太った体型を90というように、体型に応じた値をあらかじめ定義しておき、被写体Mの体型に応じた値を確認画面において入力するようにすればよい。
一方、撮影部位によっては、散乱線除去グリッドを使用しないで撮影を行う場合がある。このような部位を撮影することにより取得した放射線画像に対して、上記第1および第2の実施形態の散乱線除去処理を行うことは好ましくない。このため、撮影部位に応じて、本実施形態の散乱線除去処理のオン/オフを撮影部位に応じて切り替えるようにすることが好ましい。なお、撮影部位の情報は、操作者が入力することにより取得してもよく、撮影フローの制御を行う周知のコンソールPC(不図示)に入力される撮影依頼から自動的に取得してもよく、撮影後にシステムが放射線画像に付帯して保存する情報を利用してもよい。また、このような情報が取得できない場合には、放射線画像に対して部位認識処理を行うことにより取得してもよい。この場合、部位に応じて処理のオン/オフを対応づけたテーブルを記憶部46に記憶しておき、このテーブルを参照して処理のオン/オフを切り替えるようにすればよい。
また、上記第1および第2の実施形態において、処理済みの放射線画像および処理前の放射線画像の双方を表示し、いずれの放射線画像を診断に使用するかを選択できるようにしてもよい。
なお、変更する撮影条件のうちのmAs値について、厚さが既知のアクリルモデルを被写体とともに撮影し、取得された放射線画像におけるアクリルモデルの部分の濃度に基づいて、mAs値を取得するようにしてもよい。この場合、アクリルモデルの濃度とmAs値とを対応付けたテーブルを記憶部46に記憶しておき、アクリルモデルの濃度に基づいてこのテーブルを参照してmAs値を取得すればよい。また、放射線検出器20に直接X線が照射することにより得られる素抜け領域が放射線画像に含まれる場合、素抜け領域の濃度に基づいて、mAs値を取得するようにしてもよい。この場合、素抜け領域の濃度とmAs値とを対応付けたテーブルを記憶部46に記憶しておき、素抜け領域の濃度に基づいてこのテーブルを参照してmAs値を取得すればよい。
また、病気の治癒状況あるいは進行状況の診断を行うために、過去の放射線画像を用いて経時比較観察を行う場合がある。このような場合において、散乱線除去グリッドを使用せずに撮影を行うことにより取得した放射線画像(第1の放射線画像とする)と、散乱線除去グリッドを使用して撮影を行うことにより取得した放射線画像(第2の放射線画像とする)とを比較する場合には、第1の放射線画像に対してグリッドに起因する縞模様を除去する処理を施した際の処理条件に応じて、本実施形態の散乱線除去処理の条件を修正し、第1および第2の放射線画像の画質を一致させるようにすることが好ましい。
また、上記実施形態においては、放射線検出器20を用いて被写体の放射線画像を撮影するシステムにおいて取得した放射線画像を用いて散乱線除去処理を行っているが、特開平8-266529号公報、特開平9-24039号公報等に示される放射線検出体としての蓄積性蛍光体シートに被写体の放射線画像情報を蓄積記録し、蓄積性蛍光体シートから光電的に読み取ることにより取得した放射線画像を用いた場合においても、本発明を適用できることはもちろんである。
Claims (8)
- 被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得する画像取得手段と、
少なくとも撮影条件を用いて、前記撮影時に前記被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を前記放射線画像から除去する処理を行う散乱線除去処理手段と、
前記散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、前記散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、該修正情報に基づいて前記撮影条件を変更する修正情報取得手段とを備え、
前記散乱線除去手段は、前記変更された撮影条件に基づいて、前記放射線画像から前記散乱成分を除去する処理を行う手段であることを特徴とする放射線画像処理装置。 - 前記修正情報は、前記被写体の体型に関する情報であることを特徴とする請求項1記載の放射線画像処理装置。
- 前記放射線画像および前記撮影条件に基づいて、前記被写体の体厚分布を推定する体厚分布推定手段をさらに備え、
前記修正情報取得手段は、前記修正指示に応じて、前記体厚分布の情報を前記修正情報として取得し、該修正情報に基づいて前記撮影条件を変更する手段であり、
前記体厚分布推定手段は、前記変更された撮影条件に基づいて、前記体厚分布を推定する手段であることを特徴とする請求項1から3のいずれか1項記載の放射線画像処理装置。 - 前記散乱線除去処理手段は、前記変更された撮影条件および前記体厚分布に基づいて、前記散乱成分を除去する処理を行う手段であることを特徴とする請求項3記載の放射線画像処理装置。
- 前記修正情報取得手段は、前記体厚分布に基づいて、前記被写体の体型に関する情報を取得し、前記体型に関する情報を表示して前記修正情報の入力を受け付けることにより該修正情報を取得する手段であることを特徴とする請求項3または4記載の放射線画像処理装置。
- 前記修正情報取得手段は、前記放射線画像から、インプラントの領域を検出し、前記放射線画像における前記インプラント領域以外の領域における前記体厚分布に基づいて前記体型に関する情報を取得する手段であることを特徴とする請求項5記載の放射線画像処理装置。
- 被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得し、
少なくとも撮影条件を用いて、前記撮影時に前記被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を前記放射線画像から除去する処理を行い、
前記散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、前記散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、該修正情報に基づいて前記撮影条件を変更し、
前記変更された撮影条件に基づいて、前記放射線画像から前記散乱成分を除去する処理を行うことを特徴とする放射線画像処理方法。 - 被写体に放射線を照射することにより撮影された放射線画像を取得する手順と、
少なくとも撮影条件を用いて、前記撮影時に前記被写体を透過した放射線に含まれる散乱成分を前記放射線画像から除去する処理を行う手順と、
前記散乱線除去処理が行われた放射線画像に対する修正指示に応じて、前記散乱成分の除去の度合いを修正するための修正情報を取得し、該修正情報に基づいて前記撮影条件を変更する手順と、
前記変更された撮影条件に基づいて、前記放射線画像から前記散乱成分を除去する処理を行う手順とをコンピュータに実行させることを特徴とする放射線画像処理プログラム。
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