WO2019043901A1 - 画像処理装置 - Google Patents

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WO2019043901A1
WO2019043901A1 PCT/JP2017/031527 JP2017031527W WO2019043901A1 WO 2019043901 A1 WO2019043901 A1 WO 2019043901A1 JP 2017031527 W JP2017031527 W JP 2017031527W WO 2019043901 A1 WO2019043901 A1 WO 2019043901A1
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WO
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image
scattered radiation
noise
reduced
ratio
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PCT/JP2017/031527
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English (en)
French (fr)
Inventor
遼 武田
Original Assignee
株式会社島津製作所
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Publication date
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Priority to PCT/JP2017/031527 priority patent/WO2019043901A1/ja
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Priority to US16/642,331 priority patent/US11494878B2/en
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    • G06T5/70
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5282Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to scatter
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00Image enhancement or restoration
    • G06T5/20Image enhancement or restoration by the use of local operators
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10Image acquisition modality
    • G06T2207/10116X-ray image
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20Special algorithmic details
    • G06T2207/20172Image enhancement details
    • G06T2207/20182Noise reduction or smoothing in the temporal domain; Spatio-temporal filtering

Definitions

  • the present invention relates to an image processing apparatus, and more particularly to an image processing apparatus that performs processing to reduce noise contained in a radiation image.
  • the radiation image includes a component by a direct ray (primary radiation) which is transmitted through the subject from the radiation source and detected directly by the detector, a component by scattered radiation which is scattered within the subject and is detected by the detector, and noise Contains ingredients.
  • the noise component includes statistical noise (quantum noise) caused by statistical fluctuation when the radiation photons are detected by the detector.
  • the image processing apparatus disclosed in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 2017-12445 comprises an estimation means for estimating a scattered radiation component contained in a radiation image, a noise reduction means for reducing a noise component contained in the radiation image, and an output means And
  • a scattered radiation reduced image is obtained by subtracting the scattered radiation component estimated by the estimation unit from the radiation image.
  • the noise reduction means obtains a first noise statistic from the radiation image and a second noise statistic from the scattered radiation reduced image.
  • the noise statistic is a standard deviation for each pixel based on the pixel value of each image, and the correlation between a certain pixel and the noise statistic included in the pixel is obtained in advance and stored in a storage device (look-up table) Be done.
  • the noise reduction means performs image processing to reduce the noise component based on the first noise statistic and the second noise statistic. Thereby, the image after correction
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and one object of the present invention is to simplify processing and perform noise reduction processing at high speed with low calculation cost (calculation load). It is possible to provide a possible image processing device.
  • an image processing apparatus is a scattered radiation reducing means for reducing a scattered radiation component contained in a radiation image obtained by irradiating a subject with radiation from the radiation image;
  • Noise reduction means for reducing noise components included in the scattered radiation reduced image in which scattered radiation components are reduced from the radiation image; and the noise reduction means comprises a scattered radiation reduced image after reduction of the scattered radiation components, and scattered radiations
  • a pixel ratio acquisition unit that acquires a ratio of pixel values to the radiation image before reduction of the component, and configured to reduce the noise component from the scattered radiation reduction image based on the ratio of the pixel values; It is configured to output a corrected image in which the components and the noise components are reduced from the radiation image.
  • radiation is, for example, X-rays, but is a broad concept including radiation other than X-rays, such as gamma rays and particle rays.
  • a radiation image is an image obtained by irradiating a subject with radiation and detecting radiation transmitted through the subject by a detector.
  • the noise component is a noise component included in a radiation image, and is a concept including a noise component caused by statistical noise (quantum noise) caused by statistical fluctuation when a radiation photon is detected by a detector. It is known that statistical noise (the amount of statistical noise) has a positive correlation with the amount of radiation reaching the detector (ie, the pixel values of the radiation image).
  • the noise components to be reduced by the noise reduction means of the present invention are noises correlated with the pixel value of the radiation image like statistical noise, and noises correlated with the pixel value include noises other than statistical noise.
  • noise not correlated with the pixel value such as electrical noise of a detector (detection circuit) is not targeted.
  • the ratio of pixel values between the scattered radiation reduced image (referred to as Sc) and the radiation image (referred to as In) includes the ratio represented by (Sc / In).
  • the ratio of pixel values is also a reverse ratio (In / Sc) as long as it represents a change in pixel value before and after the reduction of the scattered radiation component using the respective pixel values of the scattered radiation reduced image and the radiation image. It is a broad concept that allows a ratio such as the rate of change of the pixel value (
  • the noise reduction means includes pixel values between the scattered radiation reduced image after reduction of the scattered radiation component and the radiation image before reduction of the scattered radiation component.
  • the noise component is configured to be reduced from the scattered radiation reduced image on the basis of the pixel value ratio acquiring unit that acquires the ratio of.
  • the scattered dose and the noise component amount according to the scattered dose are determined by the ratio of the pixel value between the scattered radiation reduced image and the radiation image. It can be related to (the amount of noise component to be reduced). Therefore, the noise component can be appropriately reduced from the radiation image even by a simple process based on the ratio of pixel values.
  • the processing can be simplified and the noise reduction processing can be performed at high speed with low operation cost.
  • the noise reduction unit sets the synthesis weight based on the ratio of the pixel values, and the set synthesis weight causes the noise component to be a scattered radiation reduced image
  • combining means for weighting and combining the reduced noise image and the reduced scattered radiation image can be achieved by increasing the synthesis weight of the scattered radiation reduced image when the noise reduction effect is weakened and increasing the synthesis weight of the noise reduced image when the noise reduction effect is enhanced. You can adjust the degree.
  • the combining weight can be set according to the amount of noise component (the amount of noise component to be reduced) grasped based on the ratio of pixel values, the operation cost is reduced based on the ratio of pixel values
  • appropriate noise reduction processing can be performed according to the amount of noise components included in the scattered radiation reduced image.
  • the combining weight setting unit sets the combining weight such that the weight of the noise reduced image increases as the ratio of the pixel value of the scattered radiation reduced image to the radiation image decreases.
  • the ratio of the pixel value of the scattered radiation reduced image to the radiation image is small, this means that the scattered dose included in the radiographic image is large, so that the amount of noise components correlated with the detected scattered dose is large. Become.
  • the ratio of pixel values is large, the amount of noise components is small. Therefore, the noise component can be effectively reduced according to the amount of the noise component by combining the weight of the noise reduction image by increasing the ratio of the pixel value to a smaller value.
  • the combination weight setting means is a scattered radiation reduced image when the ratio of the pixel value of the scattered radiation reduced image to the radiation image is below a threshold. Set the weight of to zero.
  • the noise reduction effect is enhanced, the non-noise component (information to be imaged) is also removed, so that the noise reduction effect is limited. Therefore, if a noise reduction image is generated with a noise reduction effect to such an extent that non-noise components are not removed too much, the noise reduction image is output as it is when there is a large amount of noise components whose pixel value ratio falls below the threshold. By doing this, it is possible to set the limit of the noise reduction effect within a range that does not excessively reduce the image quality without increasing the operation cost.
  • band image acquisition means for frequency-resolving the scattered radiation reduced image to acquire band images of a plurality of frequencies, and noise components included in each of the plurality of band images are reduced
  • the image processing apparatus further comprises band image combining means for combining the plurality of corrected band images, and the noise reduction means is configured to reduce noise components based on the ratio of pixel values for each of the plurality of band images. It is done. According to this configuration, noise reduction processing based on the ratio of pixel values can be performed on each of the plurality of band images by band. As a result, it is possible to obtain a corrected image on which appropriate noise reduction processing has been performed for each frequency band.
  • the noise reduction means sets each of the bands by combining weight setting means for separately setting the combining weight for each band image based on the ratio of pixel values, and the combining weight set for each band image. And a combining means for weighting and combining the noise reduced image obtained by reducing the noise component from the image and the corresponding band image. According to this structure, since the noise reduction effect can be adjusted for each band, flexible image quality adjustment becomes possible.
  • the processing can be simplified, and the noise reduction processing can be performed at high speed with low operation cost.
  • FIG. 1 is a schematic view showing an X-ray imaging apparatus provided with an image processing apparatus according to a first embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram of an image processing apparatus according to a first embodiment. It is a flowchart for demonstrating the X-ray-image process by 1st Embodiment. It is a figure for demonstrating the content of the noise reduction process. It is a figure for demonstrating the ratio of the pixel value in case there are many scattered radiation components. It is a figure for demonstrating the ratio of the pixel value in case there are few scattered radiation components. It is a figure showing an example of a conversion function of a ratio of pixel values and composition weight. It is the figure which showed the example of the conversion function which provided the range where synthetic
  • the image processing apparatus 100 is applied to, for example, the X-ray imaging apparatus 1 and performs image processing on an X-ray image captured by the X-ray imaging apparatus 1.
  • the entire configuration of the X-ray imaging apparatus 1 will be described with reference to FIG.
  • the X-ray image is an example of the "radiographic image" in the claims.
  • the X-ray imaging apparatus 1 emits an X-ray to the subject P and detects an X-ray transmitted through the subject P, thereby capturing an X-ray image as a transmission image of the inside of the subject P Device.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is an X-ray diagnostic apparatus (medical X-ray apparatus) used for clinical diagnosis in the medical field.
  • the subject P is mainly a human (patient).
  • the image processing apparatus 100 according to the present embodiment may be applied to, for example, an industrial X-ray imaging apparatus used for nondestructive inspection or the like in addition to a medical X-ray apparatus.
  • the X-ray imaging apparatus 1 includes an X-ray irradiator 2 that emits X-rays to a subject P, an X-ray detector 3 that detects X-rays transmitted through the subject P, a controller 4, and an image processing apparatus 100. Have.
  • the X-ray irradiator 2 and the X-ray detector 3 are disposed to face each other with the top plate 5 on which the subject P is placed.
  • the X-ray irradiator 2 and the X-ray detector 3 are movably supported by the moving mechanism 6.
  • the top 5 is movable in the horizontal direction by the top driving unit 7.
  • the X-ray irradiator 2, the X-ray detector 3, and the top 5 are moved via the moving mechanism 6 and the top driver 7 so that the region of interest of the subject P can be photographed.
  • the moving mechanism 6 and the top driving unit 7 are controlled by the control unit 4.
  • the X-ray irradiator 2 includes an X-ray tube 2a that generates X-rays by power supply, and is connected to a high voltage generator (not shown).
  • the X-ray tube 2 a is disposed with the X-ray emission direction facing the detection surface of the X-ray detection unit 3.
  • the X-ray irradiator 2 is connected to the controller 4.
  • the control unit 4 controls the X-ray irradiation unit 2 in accordance with preset imaging conditions such as a tube voltage, a tube current, and an X-ray irradiation time, and generates an X-ray from the X-ray tube 2a.
  • the X-ray detection unit 3 detects an X-ray irradiated from the X-ray irradiation unit 2 and transmitted through the subject P, and outputs a detection signal according to the detected X-ray intensity.
  • the X-ray detection unit 3 is configured of, for example, an FPD (Flat Panel Detector).
  • the X-ray detection unit 3 outputs an X-ray image (detection signal) of a predetermined resolution to the image processing apparatus 100.
  • the X-ray irradiator 2 and the X-ray detector 3 face up and down with the top 5 interposed therebetween, and the subject is in a recumbent position (posted posture) or sitting on the top 5 It shows an apparatus that is placed in the (sitting posture) to perform X-ray imaging.
  • the X-ray irradiator 2 and the X-ray detector 3 face each other in the horizontal direction, and the subject is erected between the X-ray irradiator 2 and the X-ray detector 3
  • the X-ray imaging apparatus may be arranged in the posture) to perform X-ray imaging, or may be an apparatus capable of imaging in any of a lying position, a sitting position and a standing position.
  • the control unit 4 includes a central processing unit (CPU), a read only memory (ROM), a random access memory (RAM), and the like, and the CPU executes each control program to execute each part of the X-ray imaging apparatus 1. It functions as a control unit to control.
  • the control unit 4 performs control of the X-ray irradiation unit 2 and drive control of the moving mechanism 6 and the top driving unit 7.
  • the X-ray imaging apparatus 1 includes a display unit 8, an operation unit 9, and a storage unit 10.
  • Display unit 8 is a monitor such as a liquid crystal display, for example.
  • the operation unit 9 includes, for example, a keyboard and a mouse, a touch panel, or another controller.
  • Storage unit 10 is configured of a storage device such as a hard disk drive, for example.
  • the control unit 4 is configured to perform control to display the image generated by the image processing apparatus 100 on the display unit 8. Further, the control unit 4 is configured to receive an input operation via the operation unit 9. Further, the control unit 4 is configured to store the image data, the imaging conditions, and various setting values in the storage unit 10.
  • the image processing apparatus 100 acquires an X-ray detection signal from the X-ray detection unit 3 and generates an X-ray image.
  • the image processing apparatus 100 performs image processing on the acquired X-ray image.
  • the image processing includes correction processing such as processing for reducing scattered radiation components contained in the X-ray image and processing for reducing noise components contained in the X-ray image. Although the description is omitted, the image processing apparatus 100 performs known correction processing and the like in addition to the reduction of the scattered radiation component and the noise component.
  • the image processing apparatus 100 outputs a corrected image, which is an X-ray image after image processing, to the control unit 4.
  • the corrected image is displayed on the display unit 8 or recorded in the storage unit 10.
  • the X-ray image is a still image or a moving image.
  • the image processing apparatus 100 is configured by a computer that processes an X-ray image by executing an image processing program.
  • the image processing apparatus 100 is configured as dedicated hardware in which a programmable logic device 20 such as a field-programmable gate array (FPGA) incorporates a function of executing image processing.
  • the image processing apparatus 100 may be configured by a CPU common to or separate from the control unit 4, a CPU, a ROM, a RAM, and the like. In that case, the image processing apparatus 100 is configured on software by causing the CPU to execute an image processing program.
  • the image processing apparatus 100 may be provided separately from the control unit 4 as shown in FIG. 1 or may be incorporated as a part of the control unit 4.
  • the image processing apparatus 100 includes the scattered radiation reduction unit 21 and the noise reduction unit 22.
  • the scattered radiation reduction means 21 and the noise reduction means 22 may be configured as an image processing module incorporated in a logic device 20 such as an FPGA.
  • the scattered radiation reduction means 21 and the noise reduction means 22 may be functional blocks that perform image processing configured on software by causing the CPU to execute an image processing program.
  • the correction processing by the image processing apparatus 100 is processing for removing only the scattered radiation component and the noise component from the X-ray image and extracting only the direct radiation component as much as possible.
  • the scattered radiation reducing means 21 performs a process of reducing the scattered radiation component contained in the X-ray image 51 (see FIG. 3) obtained by irradiating the subject P with radiation from the X-ray image 51. Specifically, the scattered radiation reduction means 21 estimates the scattered radiation component contained in the X-ray image 51, and reduces the scattered radiation component to remove the estimated scattered radiation component from the X-ray image 51. I do. The scattered radiation reducing means 21 generates a scattered radiation reduced image 52 (see FIG. 3) in which the scattered radiation component is reduced from the X-ray image 51.
  • the noise reduction means 22 reduces the noise component contained in the scattered radiation reduced image 52 in which the scattered radiation component is reduced from the X-ray image 51. Specifically, the noise reduction means 22 performs processing to reduce noise components caused by statistical noise (quantum noise) included in the radiation image. The noise reduction means 22 performs filter processing for reducing noise components on the scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation components by the scattered radiation reduction means 21. The noise reduction means 22 generates a noise reduced image 53 (see FIG. 3) in which the noise component is reduced from the scattered radiation reduced image 52 by filtering.
  • the noise reduction means 22 includes a pixel ratio acquisition means 23.
  • the pixel ratio acquisition unit 23 acquires a ratio ⁇ (see FIG. 4) of pixel values between the scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component and the X-ray image 51 before reduction of the scattered radiation component.
  • the noise reduction means 22 is configured to reduce the noise component from the scattered radiation reduced image 52 based on the ratio ⁇ of the pixel values.
  • the noise reduction means 22 includes a combining weight setting means 24 and a combining means 25.
  • the combining weight setting means 24 sets the combining weight g based on the ratio ⁇ (see FIG. 4) of the pixel values.
  • the combining means 25 weights and combines the noise reduced image 53 and the scattered radiation reduced image 52 in which the noise component is reduced from the scattered radiation reduced image 52 by the set combining weight g (see FIG. 4).
  • the noise reduction means 22 weights and combines the noise reduced image 53 and the scattered radiation reduced image 52 with the combining weight g set based on the ratio ⁇ of the pixel values, thereby reducing the scattered radiation reduced image 52 of the noise component.
  • the image processing apparatus 100 reduces the scattered radiation component and the noise component from the X-ray image 51 by the scattered radiation reduction means 21 and the noise reduction means 22. Then, the image processing apparatus 100 is configured to output a corrected image 54 (see FIG. 3) in which the scattered radiation component and the noise component are reduced from the X-ray image 51 to the control unit 4.
  • step S1 the image processing apparatus 100 acquires an X-ray image 51.
  • step S ⁇ b> 2 the image processing apparatus 100 causes the scattered radiation reduction means 21 to perform estimation processing of the scattered radiation component and reduction processing of the scattered radiation component.
  • the scattered radiation reduction means 21 generates a scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component.
  • the processing method is not particularly limited as long as the scattered radiation component can be estimated from the X-ray image and the estimated scattered radiation component can be reduced from the X-ray image.
  • the estimation process as described in US Pat. No. 8,064,676, even if a pixel having a high luminance value (pixel value) of a low frequency band component of an X-ray image is regarded as a scattered radiation component Good.
  • the scattered radiation component may be estimated by convolution of an X-ray image and a point spread function.
  • the scattered radiation component may be estimated by techniques other than these exemplified techniques and reduced from the X-ray image.
  • step S3 the image processing apparatus 100 performs noise component reduction processing by the noise reduction unit 22.
  • the noise reduction means 22 generates a corrected image 54 in which scattered radiation components and noise components are reduced from the X-ray image 51. Details of the noise component reduction processing will be described later.
  • step S4 the image processing apparatus 100 outputs the corrected image 54 in which the scattered radiation component and the noise component are reduced from the X-ray image 51 to the control unit 4 (see FIG. 1).
  • the amount of noise components (statistical noise) in the X-ray image 51 is known to have a positive correlation with the amount of radiation reaching the detector (that is, the pixel value of the radiation image). Therefore, as shown in FIG. 5, as the average pixel value N0 in the X-ray image 51 is higher, the amount of statistical noise tends to be larger. That is, the amount of statistical noise increases as the total dose of direct and scattered radiation increases.
  • the amount of scattered radiation components in the X-ray image 51 varies depending on the physical size (thickness) of the subject P and the like. In general, as the thickness of the subject P increases and the distance through which the X-ray passes through the subject P increases, the scattered radiation also tends to increase. As shown in FIG. 5, when the scattered radiation component in the X-ray image 51 is large, the scattered radiation component to be removed is increased, so the average pixel value N1f of the scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component is small. Become. As shown in FIG. 6, when the scattered radiation component in the X-ray image 51 is small, the scattered radiation component to be removed decreases, so the average pixel value N1t of the scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component is large. Become. When the scattered radiation component in the X-ray image 51 is medium, the average pixel value N1 of the scattered radiation reduced image 52 after the reduction of the scattered radiation component is between N1t and N1f.
  • the average pixel value N1 of the scattered radiation reduced image 52 according to the amount of the scattered radiation component contained in the X-ray image 51. If the scattered radiation component is large (average pixel value N1 f), the amount of noise components in the scattered radiation reduced image 52 is relatively large, and the scattered radiation component is small (average pixel value N1 t), the scattered radiation The amount of noise components in the reduced image 52 is relatively small.
  • the noise reduction means 22 executes the processes of steps S11 to S14 shown in FIG. 4 as the noise component reduction process of step S3 to set pixels before and after the reduction process of the scattered radiation component in the X-ray image. It is configured to adjust the noise reduction effect based on the ratio of values.
  • the noise reduction unit 22 generates a noise reduced image 53 by performing a filtering process on the scattered radiation reduced image 52 to reduce noise components.
  • the filtering process is a smoothing process.
  • the filter processing only needs to be able to smooth the noise component superimposed on the image to be processed, and the processing method is not particularly limited.
  • a general Gaussian filter can be adopted.
  • a bilateral filter known as an edge preserving filter or an anisotropic filter may be used.
  • the Gaussian filter, the bilateral filter, and the anisotropic filter are used for smoothing processing in one image, and can be mainly applied to still images.
  • smoothing is performed between time-series frame images.
  • the filtering process in the case of a moving image can use, for example, a time integration filter such as a recursive filter.
  • a time integration filter such as a recursive filter.
  • step S12 the pixel ratio acquisition unit 23 calculates the ratio ⁇ of the pixel values of the same pixel between the X-ray image 51 and the scattered radiation reduced image 52 (pixel ratio acquisition processing). For example, the pixel ratio acquisition unit 23 calculates the ratio ⁇ of pixel values by the following equation (1).
  • ⁇ (x, y) Sc (x, y) / In (x, y) (1)
  • (x, y) is the coordinates of the pixel in each image (0 ⁇ x ⁇ X, 0 ⁇ y ⁇ Y).
  • X and Y are the horizontal and vertical sizes (number of pixels) of the image, respectively.
  • Sc (x, y) is a pixel value of coordinates (x, y) in the scattered radiation reduced image 52.
  • In (x, y) is a pixel value of the coordinates (x, y) in the X-ray image 51 before scattered radiation reduction.
  • Sc (x, y) ⁇ In (x, y) and ⁇ (x, y) is a variable of 0 ⁇ ⁇ ⁇ 1.
  • step S13 the combining weight setting unit 24 sets the combining weight g based on the ratio ⁇ of the pixel values (combination weight setting process). For example, the combining weight setting means 24 calculates the combining weight g by the following equation (2).
  • g (x, y) F ( ⁇ (x, y)) (2)
  • F is a conversion function having ⁇ as a variable.
  • the combined weight g (x, y) is a variable of 0 ⁇ g ⁇ 1.
  • the conversion function F may be a linear function or a non-linear function.
  • the following equation (3) is an example of the linear function.
  • An example of the non-linear function is, for example, the following equation (4).
  • F (k) ak + b (3)
  • F (k) ak 2 + bk 1 + ck -1 + d (4)
  • the ratio ⁇ (x, y) of pixel values is substituted into the variable k.
  • a, b, c, d are parameters (coefficients) for determining the conversion function F, respectively.
  • the combination weight g represents the weight of the scattered radiation reduced image 52 in the weighting and combining of the scattered radiation reduced image 52 and the noise reduced image 53 by Equation (6) described later.
  • the combining weight g is larger (closer to 1), the ratio of the noise reduced image 53 in the combining process decreases (the ratio of the scattered radiation reduced image 52 increases), and as the combining weight g is smaller (closer to 0) The ratio of the noise reduced image 53 in the composition processing is increased (the ratio of the scattered radiation reduced image 52 is decreased).
  • the more the scattered radiation component in the X-ray image before reduction the smaller the pixel value ratio ⁇ , but the relatively larger amount of noise component in the scattered radiation reduced image 52 Become. Conversely, as the scattered radiation component in the X-ray image before reduction decreases, the ratio ⁇ of the pixel values increases, while the amount of noise component in the scattered radiation reduced image 52 relatively decreases.
  • the combining weight setting unit 24 sets the combining weight g such that the weight of the noise reduced image 53 increases as the ratio ⁇ of the pixel value of the scattered radiation reduced image 52 to the X-ray image 51 decreases. That is, as shown in FIG. 7, the conversion function F is set such that the value of g decreases as the value of ⁇ decreases.
  • FIG. 7 is a diagram showing a curve representing a conversion function F, with the synthesis weight g on the vertical axis and the ratio ⁇ of pixel values on the horizontal axis. As the value of ⁇ is smaller, the value of g is smaller. In other words, the conversion function F is a function that monotonously increases the value of g with respect to the value of ⁇ .
  • three types of functions of a linear function, an n-th function (n is an integer of 2 or more), and a power root function are illustrated as a typical conversion function F. By using any one of these conversion functions F, it is possible to set a combination weight g according to the ratio of noise components in the scattered radiation reduced image 52.
  • the weight of is set to be zero.
  • the filter processing power (noise removal effect) is constant regardless of the amount of the scattered radiation component. In this case, even when the amount of the scattered radiation component is particularly large, it is not possible to obtain a noise removal effect exceeding the filtering power. On the other hand, if the filtering power is set too high, direct line components other than noise components will also be removed, so it is not appropriate to increase the filtering power indefinitely. Therefore, when the ratio ⁇ of pixel values becomes equal to or less than the threshold value Th and the amount of noise components relatively increases, the combining weight g is set to 0 and the ratio of the noise reduced image 53 in the combining process is set to 1.
  • the power is set to a predetermined power that does not remove the direct line component too much, and the noise reduction unit 22 corrects the noise reduction image 53 when the ratio ⁇ of the pixel values becomes equal to or less than the threshold Th
  • the image 54 is output.
  • a specific example of the conversion function F of the first embodiment shown in FIG. 8 is shown in the following equation (5).
  • F (k) ak 1/2 + b (5)
  • Appropriate values are set to the parameters a and b and the threshold value Th in accordance with the power of the filtering process.
  • step S14 the combining means 25 performs weight combining of the noise reduced image 53 and the scattered radiation reduced image 52 with combining weight g set based on the ratio ⁇ of pixel values (composition processing) .
  • the composition means 25 generates a corrected image 54.
  • the combining unit 25 weights and combines the noise reduced image 53 and the scattered radiation reduced image 52 according to the following equation (6).
  • Out (x, y) g (x, y) ⁇ Sc (x, y) + [1-g (x, y)] ⁇ Sm (x, y) (6)
  • Out (x, y) is a pixel value of coordinates (x, y) in the corrected image 54.
  • Sm (x, y) is a pixel value of coordinates (x, y) in the noise reduction image 53.
  • the combining unit 25 acquires the scattered radiation reduced image 52 after the scattered radiation reduction processing and the noise reduced image 53 after the filtering processing for the scattered radiation reduced image 52, and combines them.
  • the combined weight g set by the weight setting means 24 is acquired.
  • the combining means 25 combines the scattered radiation reduced image 52 and the noise reduced image 53 at a rate according to the combining weight g.
  • the noise reduction means 22 adjusts the noise removal effect according to the ratio of the noise component in the scattered radiation reduced image 52 by adjusting the composition ratio of the noise reduced image 53.
  • the combination weight g is set to 0, so the combination ratio of the scattered radiation reduced image 52 in the above equation (5) is zero.
  • the noise reduction means 22 outputs the noise reduced image 53 as the corrected image 54 when the ratio ⁇ of the pixel values becomes equal to or less than the threshold value Th.
  • FIGS. 9 to 11 show an example in which image processing is performed on an X-ray image of 5 ⁇ 5 pixels for convenience.
  • Each of 5 ⁇ 5 rectangular regions shown in the figure is a pixel, and the numerical value in the pixel indicates a pixel value.
  • FIG. 9 shows a scattered radiation reduction process.
  • the scattered radiation component 56 is estimated by the scattered radiation reduction means 21 for each pixel of the X-ray image 51.
  • the scattered radiation reduction means 21 divides the estimated scattered radiation component 56 from the X-ray image 51 pixel by pixel to generate a scattered radiation reduced image 52.
  • FIG. 10 shows the filtering process.
  • the noise reduction means 22 filters the scattered radiation reduced image 52 to generate a noise reduced image 53.
  • the noise reduction means 22 performs convolution (convolution) on the scattered radiation reduced image 52 using a preset kernel (filter coefficient) 57 to calculate a noise reduced image 53.
  • a preset kernel filter coefficient
  • the kernel uses an equal moving average filter. In the case of other filters such as Gaussian filter and bilateral filter, corresponding kernels are set.
  • FIG. 11 shows the synthesis process.
  • the combining unit 25 performs weighted combining using the combining weight g on the scattered radiation reduced image 52 and the noise reduced image 53 to generate a corrected image.
  • the synthesis weight g is assumed to be constant 0.5 for all pixels is shown.
  • the combining unit 25 obtains the sum of values obtained by multiplying the corresponding pixels (xy coordinates) of the scattered radiation reduced image 52 and the noise reduced image 53 by their respective weights (see the above equation (6)). Calculate the pixel value of. As a result, a corrected image 54 is obtained.
  • the weight g is Set individually.
  • the combining means 25 performs weighted combining for each pixel using the corresponding weight g.
  • the image processing by the image processing apparatus 100 of the first embodiment is performed.
  • the ratio of pixel values between the scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component and the X-ray image 51 before reduction of the scattered radiation component is the noise reduction means 22.
  • a pixel ratio acquisition unit 23 for acquiring ⁇ is included, and the noise component is reduced from the scattered radiation reduced image 52 based on the ratio ⁇ of the pixel values.
  • the scattered dose and the scattered dose are determined by the ratio ⁇ of the pixel value between the scattered radiation reduced image 52 and the X-ray image 51.
  • the amount of noise components (the amount of noise components to be reduced) according to.
  • the noise component can be appropriately reduced from the X-ray image 51 even by a simple process based on the ratio ⁇ of pixel values.
  • the noise component is set by the combining weight setting unit 24 that sets the combining weight g based on the ratio ⁇ of the pixel values to the noise reduction unit 22 and the set combining weight g.
  • the combining weight can be set according to the amount of noise components (the amount of noise components to be reduced) grasped based on the ratio ⁇ of pixel values, the calculation cost is calculated based on the ratio ⁇ of pixel values While reducing the noise, the noise reduction processing appropriate for the amount of noise components included in the scattered radiation reduced image 52 can be performed.
  • the combination weight g is set such that the weight of the noise reduction image 53 increases as the ratio ⁇ of the pixel value of the scattered radiation reduction image 52 to the X-ray image 51 decreases.
  • the combining weight setting means 24 is configured to do this.
  • the weight of the noise reduction image 53 is increased and synthesized as the ratio ⁇ of the pixel value of the scattered radiation reduction image 52 to the X-ray image 51 decreases, and noise components are effectively reduced according to the amount of noise components. Can be reduced.
  • the weight of the scattered radiation reduced image 52 is set to zero. Then, the combining weight setting means 24 is configured. As a result, when the noise reduction image 53 is output as it is when there is a large amount of noise components such that the pixel value ratio ⁇ falls below the threshold Th, the image quality is excessively reduced without increasing the operation cost.
  • the limit of the noise reduction effect can be set in the range which is not allowed.
  • FIGS. 12 to 15 a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 12 to 15.
  • the noise reduction processing of the first embodiment is performed for each band image by frequency decomposition of the X-ray image into a plurality of band images.
  • the description of the same configuration as that of the first embodiment will be omitted.
  • the image processing apparatus 200 in addition to the scattered radiation reduction means 21 and the noise reduction means 122, the image processing apparatus 200 according to the second embodiment further includes a band image acquisition means 126 and a band image synthesis means 127.
  • the band image acquisition means 126 and the band image synthesis means 127 can be configured as an image processing module incorporated in the logic device 20 as well as the scattered radiation reduction means 21 and the noise reduction means 122, and image processing configured on software Can be a functional block that
  • the band image acquisition unit 126 is configured to frequency-resolve the scattered radiation reduced image 52 to acquire band images 155 (see FIG. 13) of a plurality of frequencies.
  • the frequency resolution only needs to be able to resolve the scattered radiation reduced image 52 into band images 155 of a plurality of frequency bands, and the processing method is not particularly limited.
  • the bandwidth and number of bands to be decomposed may be set according to the required image quality and processing speed, and are not particularly limited.
  • Fourier transform is a process of transforming image information in the spatial domain into the spatial frequency domain.
  • a band image for each frequency band can be generated by performing inverse Fourier transform after removing other than the corresponding frequency components in the spatial frequency domain.
  • the image pyramid method is a method for decomposing an original X-ray image into a plurality of images with different resolutions in multiple stages, and each image from high resolution to low resolution corresponds to a band image with a different frequency band. .
  • the band image synthesizing unit 127 is configured to synthesize a plurality of corrected band images 156 in which the noise component included in each of the plurality of band images 155 is reduced.
  • the noise reduction unit 122 is configured to reduce the noise component based on the ratio ⁇ of the pixel values for each of the plurality of band images 155. That is, noise reduction processing by the noise reduction unit 122 is individually performed on each of the band images 155 decomposed by the band image acquisition unit 126.
  • the band image synthesizing unit 127 generates the corrected image 54 by synthesizing the respective corrected band images 156 after the noise reduction processing as shown in FIG.
  • the image processing apparatus 200 is configured to output the corrected image 54 that has been frequency-combined by the band-image combining unit 127.
  • the noise reduction unit 122 includes a combination weight setting unit 24 that sets combination weights g separately for each band image 155 based on the ratio ⁇ of pixel values. Specifically, the combining weight setting unit 24 calculates the combining weight g of each band image 155 using the conversion function F set in advance for each frequency band.
  • the combining weight setting means 24 converts the conversion functions F1, F2, F3,.
  • the combined weights g1, g2, g3,... Are acquired respectively using.
  • the values of the parameters a to d can be made different using, for example, a common function as exemplified in the above equations (3) to (5). Thereby, different conversion functions F1, F2, F3,... Are set for each frequency band.
  • an edge component of a structure shown in an X-ray image is included in a high frequency band, and information with little change such as a DC component shown in an X-ray image is included in a low frequency band. Since it is preferable to finally determine how much noise in each band should be removed reflecting the tendency of the application and the user, it is preferable to be able to change some or all of the parameters of the conversion function F .
  • the parameter of each conversion function F may be a fixed value.
  • the pixel ratio acquisition unit 23 acquires the ratio ⁇ of the pixel values of the X-ray image 51 before the frequency decomposition processing and the scattered radiation reduced image 52. That is, the ratio ⁇ of pixel values is common to each band image 155.
  • the combining means 125 reduces the noise component from each band image 155 by the combining weight g set for each band image 155 (referred to as a noise reduced band image 157),
  • the corresponding band image 155 is configured to be weighted and combined (composition processing).
  • the combining unit 125 acquires each of the band images 155 (In1 to In3 in FIG. 15) and the noise reduction band images 157 (Sm1 to Sm3 in FIG. 15) after the filtering process on the band image 155.
  • the combining weight g for each frequency band set by the combining weight setting means 24 is acquired.
  • the combining means 125 combines the band image 155 and the noise reduction band image 157 at a rate according to the combining weight g of each frequency band. By the combining process, the combining means 125 generates a corrected band image 156 for each frequency band.
  • step S ⁇ b> 21 the image processing apparatus 200 acquires an X-ray image 51.
  • step S22 the image processing apparatus 200 causes the scattered radiation reduction means 21 to perform estimation processing of the scattered radiation component and reduction processing of the scattered radiation component.
  • the scattered radiation reduction means 21 generates a scattered radiation reduced image 52 after reduction of the scattered radiation component.
  • step S23 the image processing apparatus 100 performs frequency decomposition processing of the scattered radiation reduced image 52 by the band image acquisition unit 126.
  • the band image acquisition unit 126 decomposes the scattered radiation reduced image 52 into a predetermined number of band images 155.
  • step S24 the image processing apparatus 100 causes the noise reduction means 122 to perform noise component reduction processing on each of the frequency-resolved band images 155.
  • the noise reduction means 122 generates a corrected band image 156 with reduced noise components for each frequency band.
  • step S ⁇ b> 25 the image processing apparatus 100 performs a process of combining the corrected band image 156 for each frequency band by the band image combining unit 127.
  • the band image synthesizing unit 127 generates the corrected image 54 by synthesis.
  • step S26 the image processing apparatus 100 outputs the corrected image 54 in which the scattered radiation component and the noise component are reduced from the X-ray image 51 to the control unit 4.
  • the remaining structure of the second embodiment is similar to that of the aforementioned first embodiment.
  • the noise reduction means 122 is configured to reduce the noise component from the scattered radiation reduced image 52 based on the ratio ⁇ of pixel values.
  • the noise component can be reduced, the processing can be simplified and the noise reduction processing can be performed at high speed with low operation cost.
  • the band image acquisition unit 126 that frequency-resolves the scattered radiation reduced image 52 to acquire band images 155 of a plurality of frequencies, and is included in each of the plurality of band images 155
  • a band image combining unit 127 is provided which combines a plurality of corrected band images 156 with reduced noise components.
  • the noise reduction means 122 is configured to reduce the noise component based on the ratio ⁇ of the pixel values for each of the plurality of band images 155.
  • noise reduction processing based on the pixel value ratio ⁇ can be performed on each of the plurality of band images 155 for each band.
  • the noise reduction means 122 separately sets the synthesis weight g for each band image 155 based on the ratio ⁇ of pixel values, and the band image Combining means 125 for weighting and combining the noise reduced image (noise reduced band image 157) in which the noise component is reduced from each band image 155 by the combining weight g set for each 155, and the corresponding band image 155 Set up.
  • the noise reduction effect can be adjusted for each band, flexible image quality adjustment becomes possible.
  • the present invention is not limited to this.
  • the subject may be an organism other than a person or may be an object.
  • the image processing apparatus of the present invention may be used in an image processing apparatus for industrial equipment such as an X-ray inspection apparatus (nondestructive inspection apparatus) other than a medical equipment such as a roentgen apparatus.
  • the noise reduction means 22 (122) is provided with the combination weight setting means 24 and the combination means 25 (125), and the combination weight g is set according to the pixel value ratio ⁇ .
  • the noise removal effect is adjusted in accordance with the ratio ⁇ of the pixel values.
  • the present invention is not limited to this.
  • a plurality of types of filter coefficients (kernels) used for filter processing are set according to the amount of noise components, and a filter (kernel) used for filter processing is selected according to the ratio ⁇ of pixel values. It may be configured to adjust the
  • the combining weight setting means 24 is configured to set the weight of the scattered radiation reduced image 52 to zero when the ratio ⁇ of the pixel values is less than the threshold Th.
  • the present invention is not limited to this. In the present invention, it is not necessary to set a threshold for fixing the combining weight to 0 with respect to the ratio ⁇ of pixel values. That is, the combined weight g may be changed over the entire range of the pixel value ratio ⁇ .
  • the processing of the image processing apparatus according to the present invention has been described using a flow-driven flow chart in which processing is sequentially performed along the processing flow. It is not restricted to this.
  • the processing operation may be performed by event-driven (event-driven) processing that executes processing in units of events. In this case, the operation may be completely event driven, or the combination of event driving and flow driving may be performed.

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Abstract

この画像処理装置(100)は、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像(52)と、散乱線成分の低減前の放射線画像(51)との間の画素値の比率(α)を取得する画素比率取得手段(23)を含み、画素値の比率に基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像から低減するノイズ低減手段(22)を備える。

Description

画像処理装置
 この発明は、画像処理装置に関し、特に、放射線画像中に含まれるノイズを低減する処理を行う画像処理装置に関する。
 従来、放射線画像中に含まれるノイズを低減する処理を行う画像処理装置が知られている。このような画像処理装置は、たとえば、特開2017-12445号公報に開示されている。
 放射線画像には、放射線源から被写体を透過して検出器に直接検出される直接線(1次放射線)による成分、被写体内で散乱されて検出器に検出される散乱線による成分、および、ノイズ成分が含まれる。ノイズ成分には、放射線光子を検出器により検出する際の統計的なゆらぎに起因する統計ノイズ(量子ノイズ)が含まれる。
 上記特開2017-12445号公報に開示されている画像処理装置は、放射線画像に含まれる散乱線成分を推定する推定手段と、放射線画像に含まれるノイズ成分を低減するノイズ低減手段と、出力手段とを備える。
 上記特開2017-12445号公報では、推定手段により推定された散乱線成分を放射線画像から減算することにより、散乱線低減画像が取得される。ノイズ低減手段により、放射線画像から第一のノイズ統計量と、散乱線低減画像から第二のノイズ統計量とが、それぞれ取得される。ノイズ統計量は、それぞれの画像の画素値に基づく画素毎の標準偏差であり、予め、ある画素と、その画素に含まれるノイズ統計量との相関を求めて記憶装置(ルックアップテーブル)に記憶される。ノイズ低減手段は、第一のノイズ統計量と、第二のノイズ統計量とに基づいて、ノイズ成分を低減する画像処理を行う。これにより、放射線画像から散乱線成分と、ノイズ成分とがそれぞれ低減された補正後の画像が出力される。
特開2017-12445号公報
 しかしながら、上記特開2017-12445号公報では、ノイズ統計量を取得するために、画素毎に予めノイズ統計量の相関を求めておく処理が必要であり、画像処理の際にも記憶装置を参照し、第一のノイズ統計量と第二の統計量とをそれぞれ取得する必要がある。そのため、ノイズ低減処理が煩雑で、演算コスト(演算負荷)が高いため処理が遅くなりやすい(処理が重くなりやすい)という問題点がある。
 この発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであり、この発明の1つの目的は、処理を簡素化し、低い演算コスト(演算負荷)で高速にノイズ低減処理を行うことが可能な画像処理装置を提供することである。
 上記目的を達成するために、この発明の一の局面における画像処理装置は、被写体に放射線を照射することにより得られる放射線画像に含まれる散乱線成分を放射線画像から低減する散乱線低減手段と、放射線画像から散乱線成分が低減された散乱線低減画像に含まれるノイズ成分を低減するノイズ低減手段と、を備え、ノイズ低減手段は、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像と、散乱線成分の低減前の放射線画像との間の画素値の比率を取得する画素比率取得手段を含み、画素値の比率に基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像から低減するように構成され、散乱線成分およびノイズ成分を放射線画像から低減した補正済み画像を出力するように構成されている。
 本明細書において、放射線は、たとえばX線であるが、X線以外のガンマ線や粒子線などの放射線も含む広い概念である。放射線画像は、被写体に放射線を照射し、被写体を透過した放射線を検出器により検出することにより得られる画像である。ノイズ成分は、放射線画像に含まれるノイズ成分であって、放射線光子を検出器により検出する際の統計的なゆらぎに起因する統計ノイズ(量子ノイズ)に起因するノイズ成分を含む概念である。統計ノイズ(統計ノイズの量)は、検出器に到達した放射線量(すなわち、放射線画像の画素値)に対して正の相関を有することが知られている。本発明のノイズ低減手段により低減するノイズ成分は、統計ノイズのように放射線画像の画素値に対して相関するノイズであり、画素値に対して相関するノイズであれば統計ノイズ以外のノイズを含んでもよいが、検出器(検出回路)の電気的なノイズなど、画素値に対して相関しないノイズは対象としない。散乱線低減画像(Scとする)と、放射線画像(Inとする)との間の画素値の比率とは、(Sc/In)により表される比率を含む。画素値の比率は、散乱線低減画像と、放射線画像とのそれぞれの画素値を用いて、散乱線成分の低減前後における画素値の変化を表す比率であれば、逆比(In/Sc)でもよいし、画素値の変化率(|In-Sc|/In)のような形の比率も許容する広い概念である。
 この発明の一の局面による画像処理装置では、上記のように、ノイズ低減手段を、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像と、散乱線成分の低減前の放射線画像との間の画素値の比率を取得する画素比率取得手段を含み、画素値の比率に基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像から低減するように構成する。ここで、統計ノイズは放射線画像の画素値に対して相関を有することから、散乱線低減画像と放射線画像との間の画素値の比率により、散乱線量と、散乱線量に応じたノイズ成分の量(低減すべきノイズ成分の量)とを関連付けることができる。そのため、画素値の比率に基づく簡素な処理によっても、放射線画像から適切にノイズ成分を低減することができる。これにより、従来のように、放射線画像および散乱線低減画像からそれぞれノイズ統計量を別々に取得する必要がなく、単純に放射線画像および散乱線低減画像の画素値の比率に基づいてノイズ成分を低減することができるので、処理を簡素化し、低い演算コストで高速にノイズ低減処理を行うことができる。
 上記一の局面による画像処理装置において、好ましくは、ノイズ低減手段は、画素値の比率に基づいて合成重みを設定する合成重み設定手段と、設定された合成重みにより、ノイズ成分を散乱線低減画像から低減したノイズ低減画像と散乱線低減画像とを重み付け合成する合成手段とを含む。このように構成すれば、ノイズ低減効果を弱める場合には散乱線低減画像の合成重みを大きくし、ノイズ低減効果を強める場合にはノイズ低減画像の合成重みを大きくすることにより、ノイズ成分の低減度合いを調整できる。そして、合成重みを、画素値の比率に基づいて把握されるノイズ成分の量(低減すべきノイズ成分の量)に応じて設定することができるので、画素値の比率に基づいて演算コストを低減しつつ、散乱線低減画像に含まれるノイズ成分の量に応じた適切なノイズ低減処理ができる。
 この場合、好ましくは、合成重み設定手段は、放射線画像に対する散乱線低減画像の画素値の比率が小さいほど、ノイズ低減画像の重みが大きくなるように、合成重みを設定する。ここで、放射線画像に対する散乱線低減画像の画素値の比率が小さい場合、放射線画像に含まれる散乱線量が多いことを意味するから、検出された散乱線量に相関するノイズ成分の量が多いことになる。一方、画素値の比率が大きい場合、ノイズ成分の量は少ない。そこで、画素値の比率が小さいほど、ノイズ低減画像の重みを大きくして合成することにより、ノイズ成分の量に応じて効果的にノイズ成分を低減することができる。
 上記ノイズ低減手段が合成重み設定手段と合成手段とを含む構成において、好ましくは、合成重み設定手段は、放射線画像に対する散乱線低減画像の画素値の比率が閾値を下回る場合に、散乱線低減画像の重みをゼロに設定する。ここで、ノイズ成分の低減処理は、ノイズ低減効果を強める程、非ノイズ成分(画像化すべき情報)も除去されてしまうため、ノイズ低減効果には限界が生じる。そこで、非ノイズ成分が除去されすぎない程度のノイズ低減効果でノイズ低減画像を生成しておけば、画素値の比率が閾値を下回るようなノイズ成分の量が多い場合にノイズ低減画像をそのまま出力するようにすることにより、演算コストを増大させることなく、過度に画質を低下させない範囲にノイズ低減効果の限界を設定することができる。
 上記一の局面による画像処理装置において、好ましくは、散乱線低減画像を周波数分解して複数の周波数の帯域画像を取得する帯域画像取得手段と、複数の帯域画像の各々に含まれるノイズ成分を低減した複数の補正済み帯域画像を、合成する帯域画像合成手段とをさらに備え、ノイズ低減手段は、複数の帯域画像の各々に対して、画素値の比率に基づいてノイズ成分を低減するように構成されている。このように構成すれば、画素値の比率に基づくノイズ低減処理を、複数の帯域画像の各々に対して帯域別に行うことができる。その結果、周波数帯域毎に、適切なノイズ低減処理が実施された補正済み画像を得ることができる。
 この場合、好ましくは、ノイズ低減手段は、画素値の比率に基づいて、帯域画像毎に合成重みを別々に設定する合成重み設定手段と、帯域画像毎に設定された合成重みにより、各々の帯域画像からノイズ成分を低減したノイズ低減画像と、対応する帯域画像とを、重み付け合成する合成手段とを含む。このように構成すれば、ノイズ低減効果を帯域別に調整することができるようになるので、柔軟な画質調整が可能になる。
 上記のように、本発明によれば、処理を簡素化し、低い演算コストで高速にノイズ低減処理を行うことができる。
第1実施形態による画像処理装置を備えたX線撮影装置を示した模式図である。 第1実施形態による画像処理装置のブロック図である。 第1実施形態によるX線画像処理を説明するためのフローチャートである。 ノイズ低減処理の内容を説明するための図である。 散乱線成分が多い場合の画素値の比率を説明するための図である。 散乱線成分が少ない場合の画素値の比率を説明するための図である。 画素値の比率と合成重みとの変換関数の例を示した図である。 合成重みがゼロになる範囲を設けた変換関数の例を示した図である。 散乱線低減処理の具体例を説明するための模式図である。 フィルタ処理の具体例を説明するための模式図である。 合成処理の具体例を説明するための模式図である。 第2実施形態による画像処理装置のブロック図である。 第2実施形態のノイズ低減処理を説明するための図である。 周波数分解された各帯域画像と、変換関数および合成重みの対応関係を説明するための模式図である。 第2実施形態によるX線画像処理を説明するためのフローチャートである。
 以下、本発明を具体化した実施形態を図面に基づいて説明する。
[第1実施形態]
 本発明の第1実施形態による画像処理装置100は、たとえばX線撮影装置1に適用され、X線撮影装置1により撮影されたX線画像に対する画像処理を行う。まず、図1を参照して、X線撮影装置1の全体構成について説明する。X線画像は、請求の範囲の「放射線画像」の一例である。
 (X線撮影装置の構成)
 図1に示すように、X線撮影装置1は、被写体PにX線を照射し、被写体Pを透過したX線を検出することにより、被写体Pの内部の透過像としてのX線画像を撮影する装置である。X線撮影装置1は、医療分野の臨床診断に用いるX線診断装置(医用X線装置)である。被写体Pは、主としてヒト(患者)である。本実施形態による画像処理装置100としては、医用X線装置の他、たとえば非破壊検査等に用いられる産業用のX線撮影装置に適用されてもよい。
 X線撮影装置1は、被写体PにX線を照射するX線照射部2と、被写体Pを透過したX線を検出するX線検出部3と、制御部4と、画像処理装置100とを備えている。
 X線照射部2とX線検出部3とは、それぞれ、被写体Pが載置される天板5を挟んで対向するように配置されている。X線照射部2およびX線検出部3は、移動機構6に移動可能に支持されている。天板5は、天板駆動部7により水平方向に移動可能である。被写体Pの関心領域を撮影できるように、移動機構6および天板駆動部7を介してX線照射部2、X線検出部3および天板5が移動される。移動機構6および天板駆動部7は、制御部4により制御される。
 X線照射部2は、電力供給によってX線を発生するX線管2aを含み、図示しない高電圧発生部に接続されている。X線管2aは、X線出射方向をX線検出部3の検出面に向けて配置されている。X線照射部2は、制御部4に接続されている。制御部4は、管電圧、管電流およびX線照射時間などの予め設定された撮影条件に従ってX線照射部2を制御し、X線管2aからX線を発生させる。
 X線検出部3は、X線照射部2から照射され、被写体Pを透過したX線を検出し、検出したX線強度に応じた検出信号を出力する。X線検出部3は、たとえば、FPD(Flat Panel Detector)により構成されている。X線検出部3は、所定の解像度のX線画像(検出信号)を画像処理装置100に出力する。
 なお、図1の構成例では、X線照射部2と、X線検出部3とが天板5を挟んで上下に対向し、天板5上に被写体を臥位(寝かせた姿勢)あるいは座位(座った姿勢)で配置してX線撮影を行う装置を示している。X線撮影装置1としては、X線照射部2と、X線検出部3とが水平方向に対向し、X線照射部2とX線検出部3との間に被写体を立位(立った姿勢)で配置してX線撮影を行う装置であってもよいし、臥位、座位および立位のいずれでも撮影可能な装置であってもよい。
 制御部4は、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)およびRAM(Random Access Memory)などにより構成され、CPUが所定の制御プログラムを実行することにより、X線撮影装置1の各部を制御する制御部として機能する。制御部4は、X線照射部2の制御や、移動機構6および天板駆動部7の駆動制御を行う。
 図1の例では、X線撮影装置1は、表示部8、操作部9および記憶部10を備える。表示部8は、たとえば液晶ディスプレイなどのモニタである。操作部9は、たとえばキーボードおよびマウス、タッチパネルまたは他のコントローラーなどを含んで構成される。記憶部10は、たとえばハードディスクドライブなどの記憶装置により構成される。制御部4は、画像処理装置100により生成された画像を表示部8に表示させる制御を行うように構成されている。また、制御部4は、操作部9を介した入力操作を受け付けるように構成されている。また、制御部4は、画像データ、撮影条件および各種の設定値を記憶部10に記憶させるように構成されている。
 画像処理装置100は、X線検出部3からX線検出信号を取得して、X線画像を生成する。画像処理装置100は、取得したX線画像に対して画像処理を施す。画像処理は、X線画像中に含まれる散乱線成分を低減する処理、X線画像中に含まれるノイズ成分を低減する処理などの補正処理を含む。説明は省略するが、画像処理装置100は、散乱線成分およびノイズ成分の低減以外にも、公知の補正処理等を行う。画像処理装置100は、画像処理後のX線画像である補正済み画像を制御部4に出力する。補正済み画像は、表示部8に表示され、または記憶部10に記録される。X線画像は、静止画像または動画像である。
 (画像処理装置の構成)
 図2に示すように、画像処理装置100は、画像処理プログラムを実行することによりX線画像を処理するコンピュータにより構成される。たとえば、画像処理装置100は、FPGA(field-programmable gate array)などのプログラム可能な論理デバイス20に、画像処理を実行する機能を組み込んだ専用ハードウェアとして構成されている。画像処理装置100は、制御部4と共通の、または別個のCPU、ROMおよびRAMなどにより構成されてもよい。その場合、画像処理装置100は、CPUに画像処理プログラムを実行させることによりソフトウェア上で構成される。なお、画像処理装置100は、図1のように、制御部4とは別体で設けられていてもよいし、制御部4の一部として組み込まれていてもよい。
 第1実施形態では、画像処理装置100は、散乱線低減手段21と、ノイズ低減手段22と、を備える。散乱線低減手段21およびノイズ低減手段22は、FPGAなどの論理デバイス20に組み込まれた画像処理モジュールとして構成されうる。散乱線低減手段21およびノイズ低減手段22は、CPUに画像処理プログラムを実行させることによりソフトウェア上で構成される画像処理を行う機能ブロックであり得る。
 被写体Pに放射線を照射してX線検出部3により検出すると、X線画像中には、被写体Pを透過した直接線に起因する直接線成分と、被写体P内で散乱して生じた散乱線に起因する散乱線成分と、その他のノイズ成分とが含まれる。直接線成分は、被写体Pの構造を反映した画像情報である。一方、散乱線成分およびノイズ成分は、被写体Pの構造情報を含まず、X線画像の画質を低下させるものである。そのため、画像処理装置100による補正処理は、簡単に言えばX線画像から散乱線成分およびノイズ成分を除去して、極力、直接線成分だけを抽出する処理である。
 散乱線低減手段21は、被写体Pに放射線を照射することにより得られるX線画像51(図3参照)に含まれる散乱線成分をX線画像51から低減する処理を行う。具体的には、散乱線低減手段21は、X線画像51中に含まれる散乱線成分を推定する推定処理と、推定した散乱線成分をX線画像51から除去する散乱線成分の低減処理とを行う。散乱線低減手段21は、X線画像51から散乱線成分が低減された散乱線低減画像52(図3参照)を生成する。
 ノイズ低減手段22は、X線画像51から散乱線成分が低減された散乱線低減画像52に含まれるノイズ成分を低減する。具体的には、ノイズ低減手段22は、放射線画像に含まれる統計ノイズ(量子ノイズ)に起因するノイズ成分を低減する処理を行う。ノイズ低減手段22は、散乱線低減手段21による散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52に対して、ノイズ成分を低減するフィルタ処理を行う。ノイズ低減手段22は、フィルタ処理により、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減したノイズ低減画像53(図3参照)を生成する。
 第1実施形態では、ノイズ低減手段22は、画素比率取得手段23を含む。
 画素比率取得手段23は、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52と、散乱線成分の低減前のX線画像51との間の画素値の比率α(図4参照)を取得する。ノイズ低減手段22は、画素値の比率αに基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減するように構成されている。
 具体的には、ノイズ低減手段22は、合成重み設定手段24、および合成手段25を含む。
 合成重み設定手段24は、画素値の比率α(図4参照)に基づいて合成重みgを設定する。合成手段25は、設定された合成重みg(図4参照)により、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減したノイズ低減画像53と散乱線低減画像52とを重み付け合成する。これにより、ノイズ低減手段22は、画素値の比率αに基づいて設定された合成重みgでノイズ低減画像53と散乱線低減画像52とを重み付け合成することにより、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減するように構成されている。
 このように、画像処理装置100は、散乱線低減手段21およびノイズ低減手段22によって、X線画像51から散乱線成分およびノイズ成分を低減する。そして、画像処理装置100は、散乱線成分およびノイズ成分をX線画像51から低減した補正済み画像54(図3参照)を制御部4に出力するように構成されている。
 (X線画像処理)
 次に、図3を参照して、画像処理装置100によるX線画像処理の流れについて説明する。
 ステップS1において、画像処理装置100は、X線画像51を取得する。
 ステップS2において、画像処理装置100は、散乱線低減手段21により、散乱線成分の推定処理および散乱線成分の低減処理を行う。散乱線低減手段21は、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52を生成する。
 散乱線成分の推定処理および散乱線成分の低減処理では、X線画像から散乱線成分を推定し、推定した散乱線成分をX線画像から低減できればよく、処理方法は特に限定されない。推定処理の例として、米国特許第8064676号明細書に記載されているように、X線画像の低周波帯域成分の輝度値(画素値)が高い画素を散乱線成分と見なす手法を用いてもよい。別の例として、特開平9-149895号公報に記載されているように、X線画像と点像分布関数とのコンボリューションにより散乱線成分を推定してもよい。これらの例示した手法以外の手法によって散乱線成分を推定し、X線画像中から低減してもよい。
 ステップS3において、画像処理装置100は、ノイズ低減手段22により、ノイズ成分の低減処理を行う。ノイズ低減手段22は、散乱線成分およびノイズ成分がX線画像51から低減された補正済み画像54を生成する。ノイズ成分の低減処理の詳細については、後述する。
 ステップS4において、画像処理装置100は、散乱線成分およびノイズ成分がX線画像51から低減された補正済み画像54を制御部4(図1参照)に出力する。
 (ノイズ成分の低減処理)
 次に、図4~図8を参照して、図3のステップS3に示したノイズ成分の低減処理について説明する。
 〈ノイズ成分の説明〉
 X線画像51中のノイズ成分(統計ノイズ)の量については、検出器に到達した放射線量(すなわち、放射線画像の画素値)に対して正の相関を有することが知られている。したがって、図5に示すように、X線画像51中の平均画素値N0が高いほど、統計ノイズの量も多くなる傾向がある。つまり、統計ノイズの量は、直接線および散乱線の合計線量が多い程、多くなる。
 X線画像51中の散乱線成分の量は、被写体Pの体格(厚み)等によって異なる。一般に、被写体Pの厚みが大きく、X線が被写体P内を透過する距離が長いほど散乱線も多くなる傾向がある。図5に示すように、X線画像51中の散乱線成分が多い場合、除去される散乱線成分が多くなるので、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52の平均画素値N1fが小さくなる。図6に示すように、X線画像51中の散乱線成分が少ない場合、除去される散乱線成分が少なくなるので、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52の平均画素値N1tは大きくなる。また、X線画像51中の散乱線成分が中程度の場合、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52の平均画素値N1はN1tとN1fとの間になる。
 このように、統計ノイズの量がX線画像51中の平均画素値N0に相関する一方、X線画像51中に含まれる散乱線成分の量に応じて散乱線低減画像52の平均画素値N1が変動するため、散乱線成分が多い場合(平均画素値N1f)、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の量は相対的に多くなり、散乱線成分が少ない場合(平均画素値N1t)、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の量は相対的に少なくなる。
 そのため、フィルタ処理によるノイズ低減効果は、散乱線成分の量に応じて適切に制御されることが好ましい。そこで、ノイズ低減手段22は、ステップS3におけるノイズ成分の低減処理として、図4に示すステップS11~S14の各処理を実行することにより、X線画像中の散乱線成分の低減処理の前後における画素値の比率に基づいて、ノイズ低減効果を調整するように構成されている。
 〈フィルタ処理〉
 図4のステップS11において、ノイズ低減手段22は、散乱線低減画像52に対してノイズ成分を低減するフィルタ処理を施すことにより、ノイズ低減画像53を生成する。フィルタ処理は、平滑化処理である。フィルタ処理は、処理対象の画像に重畳したノイズ成分を平滑化できればよく、処理方法は特に限定されない。フィルタ処理の例としては、一般的なガウスフィルタが採用できる。フィルタ処理の例としては、エッジ保存フィルタとして知られるバイラテラルフィルタや異方性フィルタを用いてもよい。
 ガウスフィルタ、バイラテラルフィルタや異方性フィルタは、1枚の画像内での平滑化処理に用いられ、主に静止画に対して適用できる。動画像の場合、時系列のフレーム画像間での平滑化を行う。動画像の場合のフィルタ処理は、たとえばリカーシブフィルタなどの時間積分フィルタを用いることができる。動画像において、被写体Pまたは被写体P内の関心領域が画像中で動く場合には、画像認識による動体追跡処理を用いて各フレーム画像の対応箇所同士を検出し、画像中の部分領域毎に時間積分フィルタを適用してもよい。
 〈画素比率の取得〉
 ステップS12において、画素比率取得手段23が、X線画像51と散乱線低減画像52との、同一画素同士の画素値の比率αを算出する(画素比率取得処理)。たとえば、画素比率取得手段23は、下式(1)により、画素値の比率αを算出する。
 α(x,y) = Sc(x,y)/In(x,y) ・・・(1)
 ここで、(x,y)は、各々の画像中の画素の座標である(0≦x≦X,0≦y≦Y)。X、Yは、それぞれ画像の横方向および縦方向のサイズ(画素数)である。Sc(x,y)は、散乱線低減画像52における座標(x,y)の画素値である。In(x,y)は、散乱線低減前のX線画像51における座標(x,y)の画素値である。Sc(x,y)≦In(x,y)であり、α(x,y)は、0≦α≦1の変数である。
 〈合成重みの設定処理〉
 ステップS13において、合成重み設定手段24が、画素値の比率αに基づいて合成重みgを設定する(合成重み設定処理)。たとえば、合成重み設定手段24は、下式(2)により、合成重みgを算出する。
 g(x,y) = F(α(x,y)) ・・・(2)
 ここで、Fは、αを変数とする変換関数である。合成重みg(x,y)は、0≦g≦1の変数である。
 変換関数Fは、線形関数でもよいし、非線形関数でもよい。線形関数の例としては、たとえば下式(3)である。非線形関数の例としては、たとえば下式(4)である。
 F(k) = ak+b ・・・(3)
 F(k) = ak2+bk1+ck-1+d ・・・(4)
 ここで、変数kには、画素値の比率α(x,y)が代入される。a、b、c、dは、それぞれ変換関数Fを決めるパラメータ(係数)である。
 ここでは、合成重みgは、後述する式(6)によって、散乱線低減画像52とノイズ低減画像53との重み付け合成に際しての、散乱線低減画像52の重みを表す。言い換えると、合成重みgが大きい(1に近い)ほど、合成処理におけるノイズ低減画像53の割合が減少(散乱線低減画像52の割合が増大)し、合成重みgが小さい(0に近い)ほど、合成処理におけるノイズ低減画像53の割合が増大する(散乱線低減画像52の割合が減少)。
 図5および図6に示したように、低減前のX線画像における散乱線成分が多い程、画素値の比率αは小さくなる一方、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の量が相対的に多くなる。逆に、低減前のX線画像における散乱線成分が少ない程、画素値の比率αは大きくなる一方、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の量が相対的に少なくなる。
 そのため、合成重み設定手段24は、X線画像51に対する散乱線低減画像52の画素値の比率αが小さいほど、ノイズ低減画像53の重みが大きくなるように、合成重みgを設定する。つまり、図7に示すように、αの値が小さいほど、gの値も小さくなるように、変換関数Fが設定される。
 図7は、縦軸に合成重みg、横軸に画素値の比率αをとり、変換関数Fを表す曲線を示した図である。αの値が小さいほど、gの値も小さくなる変換関数Fは、言い換えると、αの値に対してgの値を単調増加させる関数である。図7では、典型的な変換関数Fとして、1次関数、n次関数(nは2以上の整数)、累乗根の関数の3種類を例示している。これらのいずれかの変換関数Fにより、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の割合に応じた合成重みgが設定できる。
 また、第1実施形態では、図8に示すように、合成重み設定手段24は、X線画像51に対する散乱線低減画像52の画素値の比率αが閾値を下回る場合に、散乱線低減画像52の重みをゼロに設定するように構成されていることが好ましい。
 ここで、散乱線成分の量によらず、フィルタ処理のパワー(ノイズ除去効果)は一定とする。この場合、特に散乱線成分の量が多い場合でも、フィルタ処理のパワーを超えるノイズ除去効果を得ることはできない。一方、フィルタ処理のパワーを高く設定しすぎると、ノイズ成分以外の直接線成分も除去されてしまうため、フィルタ処理のパワーを無制限に高くすることも適切でない。そこで、画素値の比率αが閾値Th以下となり、ノイズ成分の量が相対的に多くなる場合には、合成重みgを0にして、合成処理におけるノイズ低減画像53の割合を1にする。つまり、フィルタ処理としては、直接線成分を除去しすぎない所定のパワーに設定しておき、画素値の比率αが閾値Th以下となる場合、ノイズ低減手段22は、ノイズ低減画像53を補正済み画像54として出力する。これにより、散乱線成分の量が多い場合でも過度なフィルタ処理により直接線成分が除去されることが抑制される。
 図8に示した第1実施形態の変換関数Fの具体例を下式(5)に示す。
 F(k) = ak1/2+b ・・・(5)
 ここで、変換関数Fは、(0≦F(k)≦1)であり、閾値Th以下の範囲で0になる領域を含む(k≦Thのとき、F(k)=0)。パラメータa、bおよび閾値Thには、フィルタ処理のパワーに応じて適切な値が設定される。
 〈合成処理〉
 図4に示すように、ステップS14において、合成手段25は、画素値の比率αに基づいて設定された合成重みgでノイズ低減画像53と散乱線低減画像52とを重み付け合成する(合成処理)。重み付け合成の結果、合成手段25は、補正済み画像54を生成する。具体的には、合成手段25は、下式(6)により、ノイズ低減画像53と散乱線低減画像52とを重み付け合成する。
 Out(x,y) = g(x,y)×Sc(x,y)+[1-g(x,y)]×Sm(x,y)   ・・・(6)
 ここで、Out(x,y)は、補正済み画像54における座標(x,y)の画素値である。Sm(x,y)は、ノイズ低減画像53における座標(x,y)の画素値である。
 上式(6)に示すように、合成手段25は、散乱線低減処理後の散乱線低減画像52と、散乱線低減画像52に対するフィルタ処理後のノイズ低減画像53とをそれぞれ取得すると共に、合成重み設定手段24により設定された合成重みgを取得する。合成手段25は、合成重みgに応じた割合で、散乱線低減画像52とノイズ低減画像53とを合成する。
 この結果、画素値の比率αが小さく、合成重みgが小さく設定される程、ノイズ低減画像53の合成割合が大きくなる。このようにして、ノイズ低減手段22は、ノイズ低減画像53の合成割合の調整により、散乱線低減画像52におけるノイズ成分の割合に応じてノイズ除去効果を調整する。上記の通り、画素値の比率αが閾値Th以下となる場合、合成重みg=0に設定されるため、上式(5)における散乱線低減画像52の合成割合が0となる。その結果、ノイズ低減手段22は、画素値の比率αが閾値Th以下となる場合にノイズ低減画像53を補正済み画像54として出力する。
 (画像処理の例)
 次に、図9~図11を参照して、第1実施形態の画像処理装置100による画像処理を単純化して説明する。図9~図11では、便宜的に、5×5画素のX線画像に対して、画像処理を行う例を示す。図中に示した5×5個の矩形領域の各々が画素であり、画素内の数値は、画素値を示す。
 図9は、散乱線低減処理を示す。X線画像51の各々の画素に対して、散乱線低減手段21により、それぞれ散乱線成分56が推定される。散乱線低減手段21は、推定した散乱線成分56をX線画像51から画素毎に除算して、散乱線低減画像52を生成する。
 図10は、フィルタ処理を示す。散乱線低減画像52に対して、ノイズ低減手段22によりフィルタ処理が行われ、ノイズ低減画像53が生成される。ノイズ低減手段22は、散乱線低減画像52に対して、予め設定されたカーネル(フィルタ係数)57を用いたコンボリューション(畳込)を行い、ノイズ低減画像53を算出する。ここでは便宜的に、カーネルが均等な移動平均フィルタを用いる例を示している。ガウシアンフィルタ、バイラテラルフィルタなどの他のフィルタの場合、それぞれ対応するカーネルが設定される。
 図11は、合成処理を示す。散乱線低減画像52およびノイズ低減画像53に対して、合成手段25により、合成重みgを用いた重み付け合成が行われ、補正済み画像が生成される。ここでは便宜的に、合成重みgを、全ての画素について一定の0.5と仮定した例を示す。合成手段25は、散乱線低減画像52およびノイズ低減画像53の対応する画素(xy座標)同士に、それぞれの重みを乗算した値の和(上式(6)参照)をとることにより、合成後の画素値を算出する。その結果、補正済み画像54が得られる。
 なお、上式(2)、(5)から分かるように、実際には、散乱線低減画像52およびノイズ低減画像53の対応する画素同士の画素値の比率αに応じて、重みgは画素毎に個別に設定される。合成手段25は、画素毎に、対応する重みgを用いて重み付け合成を行う。
 以上により、第1実施形態の画像処理装置100による画像処理が行われる。
 (第1実施形態の効果)
 第1実施形態では、以下のような効果を得ることができる。
 第1実施形態では、上記のように、ノイズ低減手段22を、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52と、散乱線成分の低減前のX線画像51との間の画素値の比率αを取得する画素比率取得手段23を含み、画素値の比率αに基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減するように構成する。上記の通り、統計ノイズはX線画像51の画素値に対して相関を有することから、散乱線低減画像52とX線画像51との間の画素値の比率αにより、散乱線量と、散乱線量に応じたノイズ成分の量(低減すべきノイズ成分の量)とを関連付けることができる。そのため、画素値の比率αに基づく簡素な処理によっても、X線画像51から適切にノイズ成分を低減することができる。これにより、従来のように、X線画像および散乱線低減画像からそれぞれノイズ統計量を別々に取得する必要がなく、単純にX線画像51および散乱線低減画像52の画素値の比率αに基づいてノイズ成分を低減することができるので、処理を簡素化し、低い演算コストで高速にノイズ低減処理を行うことができる。
 また、第1実施形態では、上記のように、ノイズ低減手段22に、画素値の比率αに基づいて合成重みgを設定する合成重み設定手段24と、設定された合成重みgにより、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減したノイズ低減画像53と散乱線低減画像52とを重み付け合成する合成手段25とを設ける。これにより、ノイズ低減効果を弱める場合には散乱線低減画像52の合成重みを大きくし、ノイズ低減効果を強める場合にはノイズ低減画像53の合成重みを大きくすることにより、ノイズ成分の低減度合いを調整できる。そして、合成重みを、画素値の比率αに基づいて把握されるノイズ成分の量(低減すべきノイズ成分の量)に応じて設定することができるので、画素値の比率αに基づいて演算コストを低減しつつ、散乱線低減画像52に含まれるノイズ成分の量に応じた適切なノイズ低減処理ができる。
 また、第1実施形態では、上記のように、X線画像51に対する散乱線低減画像52の画素値の比率αが小さいほど、ノイズ低減画像53の重みが大きくなるように、合成重みgを設定するように合成重み設定手段24を構成する。これにより、X線画像51に対する散乱線低減画像52の画素値の比率αが小さいほど、ノイズ低減画像53の重みを大きくして合成することにより、ノイズ成分の量に応じて効果的にノイズ成分を低減することができる。
 また、第1実施形態では、上記のように、X線画像51に対する散乱線低減画像52の画素値の比率αが閾値Thを下回る場合に、散乱線低減画像52の重みをゼロに設定するように、合成重み設定手段24を構成する。これにより、画素値の比率αが閾値Thを下回るようなノイズ成分の量が多い場合にノイズ低減画像53をそのまま出力するようにすることにより、演算コストを増大させることなく、過度に画質を低下させない範囲にノイズ低減効果の限界を設定することができる。
 [第2実施形態]
 次に、図12~図15を参照して、本発明の第2実施形態について説明する。第2実施形態では、X線画像を複数の帯域画像に周波数分解することにより、上記第1実施形態のノイズ低減処理を帯域画像毎に実施する例について説明する。なお、第2実施形態において、上記第1実施形態と同様の構成については、説明を省略する。
 (画像処理装置の構成)
 図12に示すように、第2実施形態の画像処理装置200は、散乱線低減手段21およびノイズ低減手段122に加えて、帯域画像取得手段126と、帯域画像合成手段127とをさらに備える。帯域画像取得手段126および帯域画像合成手段127は、散乱線低減手段21およびノイズ低減手段122と同様、論理デバイス20に組み込まれた画像処理モジュールとして構成されうるほか、ソフトウェア上で構成される画像処理を行う機能ブロックであり得る。
 帯域画像取得手段126は、散乱線低減画像52を周波数分解して複数の周波数の帯域画像155(図13参照)を取得するように構成されている。周波数分解は、散乱線低減画像52を複数の周波数帯域の帯域画像155に分解できればよく、処理方法は特に限定されない。また、分解する帯域幅および帯域の数については、要求される画質や処理速度に応じて設定されればよく、特に限定されない。
 周波数分解の処理方法としては、たとえば、フーリエ変換、画像ピラミッド法などがある。フーリエ変換は、空間領域の画像情報を空間周波数領域に変換する処理である。空間周波数領域で対応する周波数成分以外を除去した上で、逆フーリエ変換を行うことにより、周波数帯域毎の帯域画像を生成することができる。画像ピラミッド法は、元のX線画像を、複数段階に解像度を異ならせた複数の画像に分解する手法であり、高解像度から低解像度までの各画像が、周波数帯域の異なる帯域画像に相当する。
 帯域画像合成手段127は、複数の帯域画像155の各々に含まれるノイズ成分を低減した複数の補正済み帯域画像156を、合成するように構成されている。ここで、第2実施形態では、ノイズ低減手段122は、複数の帯域画像155の各々に対して、画素値の比率αに基づいてノイズ成分を低減するように構成されている。すなわち、帯域画像取得手段126によって分解された各々の帯域画像155に対して、ノイズ低減手段122によるノイズ低減処理が個別に行われる。帯域画像合成手段127は、図13に示すように、ノイズ低減処理後のそれぞれの補正済み帯域画像156を合成することにより、補正済み画像54を生成する。
 画像処理装置200は、帯域画像合成手段127によって周波数合成された後の補正済み画像54を出力するように構成されている。
 図13に示すように、第2実施形態では、ノイズ低減手段122は、画素値の比率αに基づいて、帯域画像155毎に合成重みgを別々に設定する合成重み設定手段24を含む。具体的には、合成重み設定手段24は、周波数帯域毎に予め設定された変換関数Fを用いて、それぞれの帯域画像155の合成重みgを算出する。
 すなわち、図14に示すように、周波数分解によって、帯域画像In1、In2、In3、・・・が得られた場合に、合成重み設定手段24は、周波数帯域毎の変換関数F1、F2、F3、・・・を用いて、合成重みg1、g2、g3、・・・をそれぞれ取得する。それぞれの変換関数Fは、たとえば上式(3)~(5)に例示したような共通の関数を用いて、パラメータa~dの値を異ならせることができる。これにより、周波数帯域別に、異なる変換関数F1、F2、F3、・・・が設定される。
 たとえば、X線画像に写る構造のエッジ成分などは、高周波帯域に含まれ、X線画像に写るDC成分のような変化の少ない情報は、低周波帯域に含まれる。各帯域のノイズをどの程度除去すべきかは、最終的には用途やユーザの傾向を反映して決定することが好ましいため、変換関数Fのパラメータの一部または全部を変更可能とすることが好ましい。それぞれの変換関数Fのパラメータは、固定値でもよい。
 なお、第2実施形態においても、画素比率取得手段23は、周波数分解処理の前のX線画像51と、散乱線低減画像52との画素値の比率αを取得する。つまり、画素値の比率αは、各帯域画像155に対して共通である。
 図13に示すように、合成手段125は、帯域画像155毎に設定された合成重みgにより、各々の帯域画像155からノイズ成分を低減したノイズ低減画像(ノイズ低減帯域画像157とする)と、対応する帯域画像155とを、重み付け合成する(合成処理)ように構成されている。
 すなわち、合成手段125は、各々の帯域画像155(図15のIn1~In3)と、帯域画像155に対するフィルタ処理後のノイズ低減帯域画像157(図15のSm1~Sm3)とをそれぞれ取得すると共に、合成重み設定手段24により設定された周波数帯域別の合成重みgを取得する。合成手段125は、それぞれの周波数帯域の合成重みgに応じた割合で、帯域画像155とノイズ低減帯域画像157とを合成する。合成処理により、合成手段125は、周波数帯域毎の補正済み帯域画像156を生成する。
 (X線画像処理)
 次に、図15を参照して、第2実施形態の画像処理装置200によるX線画像処理の流れについて説明する。
 ステップS21において、画像処理装置200は、X線画像51を取得する。
 ステップS22において、画像処理装置200は、散乱線低減手段21により、散乱線成分の推定処理および散乱線成分の低減処理を行う。散乱線低減手段21は、散乱線成分の低減後の散乱線低減画像52を生成する。
 ステップS23において、画像処理装置100は、帯域画像取得手段126により、散乱線低減画像52の周波数分解処理を行う。帯域画像取得手段126は、散乱線低減画像52を所定数の帯域画像155に分解する。
 ステップS24において、画像処理装置100は、ノイズ低減手段122により、周波数分解された各々の帯域画像155に対して、それぞれノイズ成分の低減処理を行う。ノイズ低減手段122は、ノイズ成分が低減された補正済み帯域画像156を、周波数帯域毎に生成する。
 ステップS25において、画像処理装置100は、帯域画像合成手段127により、周波数帯域毎の補正済み帯域画像156を合成する処理を行う。帯域画像合成手段127は、合成により、補正済み画像54を生成する。
 ステップS26において、画像処理装置100は、散乱線成分およびノイズ成分がX線画像51から低減された補正済み画像54を制御部4に出力する。
 第2実施形態のその他の構成は、上記第1実施形態と同様である。
 (第2実施形態の効果)
 第2実施形態では、以下のような効果を得ることができる。
 第2実施形態では、上記第1実施形態と同様に、画素値の比率αに基づいて、ノイズ成分を散乱線低減画像52から低減するようにノイズ低減手段122を構成する。これにより、従来のように、X線画像および散乱線低減画像からそれぞれノイズ統計量を別々に取得する必要がなく、単純にX線画像51および散乱線低減画像52の画素値の比率αに基づいてノイズ成分を低減することができるので、処理を簡素化し、低い演算コストで高速にノイズ低減処理を行うことができる。
 また、第2実施形態では、上記のように、散乱線低減画像52を周波数分解して複数の周波数の帯域画像155を取得する帯域画像取得手段126と、複数の帯域画像155の各々に含まれるノイズ成分を低減した複数の補正済み帯域画像156を、合成する帯域画像合成手段127とを設ける。そして、ノイズ低減手段122を、複数の帯域画像155の各々に対して、画素値の比率αに基づいてノイズ成分を低減するように構成する。これにより、画素値の比率αに基づくノイズ低減処理を、複数の帯域画像155の各々に対して帯域別に行うことができる。その結果、周波数帯域毎に、適切なノイズ低減処理が実施された補正済み画像54を得ることができる。
 また、第2実施形態では、上記のように、ノイズ低減手段122に、画素値の比率αに基づいて、帯域画像155毎に合成重みgを別々に設定する合成重み設定手段24と、帯域画像155毎に設定された合成重みgにより、各々の帯域画像155からノイズ成分を低減したノイズ低減画像(ノイズ低減帯域画像157)と、対応する帯域画像155とを、重み付け合成する合成手段125とを設ける。これにより、ノイズ低減効果を帯域別に調整することができるようになるので、柔軟な画質調整が可能になる。
 第2実施形態のその他の効果は、上記第1実施形態と同様である。
 (変形例)
 なお、今回開示された実施形態は、すべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した実施形態の説明ではなく請求の範囲によって示され、さらに請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更(変形例)が含まれる。
 たとえば、上記第1および第2実施形態では、被写体が人である例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、被写体は、人以外の生物であってもよいし、物であってもよい。たとえば、本発明の画像処理装置を、レントゲン装置などの医用機器以外の、X線検査装置(非破壊検査装置)などの産業用機器用の画像処理装置に用いてもよい。
 また、上記第1および第2実施形態では、ノイズ低減手段22(122)に、合成重み設定手段24と合成手段25(125)とを設け、画素値の比率αに応じて合成重みgを設定することにより、画素値の比率αに応じてノイズ除去効果を調整するように構成した例を示したが、本発明はこれに限られない。たとえば、フィルタ処理に用いるフィルタ係数(カーネル)を、ノイズ成分の量に応じて複数種類設定し、画素値の比率αに応じてフィルタ処理に用いるフィルタ(カーネル)を選択することにより、ノイズ除去効果を調整するように構成してもよい。
 また、上記第1および第2実施形態では、画素値の比率αが閾値Thを下回る場合に、散乱線低減画像52の重みをゼロに設定するように合成重み設定手段24を構成した例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、画素値の比率αに対して合成重みを0に固定するための閾値を設定しなくてもよい。すなわち、画素値の比率αの全範囲に渡って、合成重みgが変化するようにしてもよい。
 また、上記第1および第2実施形態では、説明の便宜上、本発明の画像処理装置の処理を処理フローに沿って順番に処理を行うフロー駆動型のフローチャートを用いて説明したが、本発明はこれに限られない。本発明では、処理動作を、イベント単位で処理を実行するイベント駆動型(イベントドリブン型)の処理により行ってもよい。この場合、完全なイベント駆動型で行ってもよいし、イベント駆動およびフロー駆動を組み合わせて行ってもよい。
 21 散乱線低減手段
 22、122 ノイズ低減手段
 23 画素比率取得手段
 24 合成重み設定手段
 25、125 合成手段
 51 X線画像(放射線画像)
 52 散乱線低減画像
 53 ノイズ低減画像
 54 補正済み画像
 100、200 画像処理装置
 126 帯域画像取得手段
 127 帯域画像合成手段
 155 帯域画像
 156 補正済み帯域画像
 α 画素値の比率
 g 合成重み
 P 被写体
 Th 閾値

Claims (6)

  1.  被写体に放射線を照射することにより得られる放射線画像に含まれる散乱線成分を前記放射線画像から低減する散乱線低減手段と、
     前記放射線画像から前記散乱線成分が低減された散乱線低減画像に含まれるノイズ成分を低減するノイズ低減手段と、を備え、
     前記ノイズ低減手段は、前記散乱線成分の低減後の前記散乱線低減画像と、前記散乱線成分の低減前の前記放射線画像との間の画素値の比率を取得する画素比率取得手段を含み、前記画素値の比率に基づいて、前記ノイズ成分を前記散乱線低減画像から低減するように構成され、
     前記散乱線成分および前記ノイズ成分を前記放射線画像から低減した補正済み画像を出力するように構成されている、画像処理装置。
  2.  前記ノイズ低減手段は、
      前記画素値の比率に基づいて合成重みを設定する合成重み設定手段と、
      設定された前記合成重みにより、前記ノイズ成分を前記散乱線低減画像から低減したノイズ低減画像と前記散乱線低減画像とを重み付け合成する合成手段とを含む、請求項1に記載の画像処理装置。
  3.  前記合成重み設定手段は、前記放射線画像に対する前記散乱線低減画像の前記画素値の比率が小さいほど、前記ノイズ低減画像の重みが大きくなるように、前記合成重みを設定する、請求項2に記載の画像処理装置。
  4.  前記合成重み設定手段は、前記放射線画像に対する前記散乱線低減画像の前記画素値の比率が閾値を下回る場合に、前記散乱線低減画像の重みをゼロに設定する、請求項2に記載の画像処理装置。
  5.  前記散乱線低減画像を周波数分解して複数の周波数の帯域画像を取得する帯域画像取得手段と、
     前記複数の帯域画像の各々に含まれる前記ノイズ成分を低減した複数の補正済み帯域画像を、合成する帯域画像合成手段とをさらに備え、
     前記ノイズ低減手段は、前記複数の帯域画像の各々に対して、前記画素値の比率に基づいて前記ノイズ成分を低減するように構成されている、請求項1に記載の画像処理装置。
  6.  前記ノイズ低減手段は、
      前記画素値の比率に基づいて、前記帯域画像毎に合成重みを別々に設定する合成重み設定手段と、
      前記帯域画像毎に設定された前記合成重みにより、各々の前記帯域画像から前記ノイズ成分を低減したノイズ低減画像と、対応する前記帯域画像とを、重み付け合成する合成手段とを含む、請求項5に記載の画像処理装置。
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