WO2020059306A1 - 画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム - Google Patents

画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム Download PDF

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contrast agent
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航 福田
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富士フイルム株式会社
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    • G06T2207/30068—Mammography; Breast

Definitions

  • the present disclosure relates to an image processing device, an image processing method, and an image processing program.
  • a radiation image capturing apparatus that radiates radiation from a radiation source toward a subject such as a breast of a subject and detects a radiation transmitted through the subject with a radiation detector to capture a radiation image. Further, as a radiation image capturing apparatus, a first radiation image obtained by irradiating a subject in a state where a contrast agent is administered with radiation of a first energy and radiation of a second energy different from the first energy are used. A technique for generating a difference image with a second radiation image obtained by irradiation is known.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2017-143943 discloses a mammography apparatus in which a breast to which a contrast agent has been administered is photographed by a mammography apparatus under a first radiographic image under a first radiographic condition and under a second radiographic condition.
  • a technique of acquiring a second radiation image obtained by reconstructing a projected image obtained as a result and generating a difference image between the first radiation image and the second radiation image is known.
  • the human body structure such as the mammary gland is suppressed, and the contrast agent is enhanced.
  • an artifact that looks similar to the image of the contrast agent component (hereinafter, referred to as a “contrast agent image”) occurs. May be. This type of artifact occurs, for example, in the vicinity of the skin line of the subject, and is sometimes difficult to distinguish from the contrast agent image.
  • the present disclosure provides an image processing device, an image processing method, and an image processing program that can improve the appearance of a contrast agent image.
  • a first aspect of the present disclosure is an image processing apparatus, comprising: a first radiation image captured by irradiating a subject to which a contrast agent has been administered with radiation of a first energy; An acquisition unit configured to acquire a second radiation image captured by irradiating radiation having a second energy different from the first energy, a generation unit configured to generate a difference image between the first radiation image and the second radiation image, A correction unit that performs a correction to remove an artifact component that generates an artifact that is predetermined as an appearance similar to a contrast agent image by a contrast agent for one of the radiation image and the second radiation image, and the difference image, The generation unit generates a difference image between the corrected first radiation image and the corrected second radiation image when the correction unit corrects the first radiation image and the second radiation image.
  • the correction unit may perform a correction for removing an oblique component caused by oblique incidence of radiation on the subject as an artifact component.
  • the correction unit may perform correction for removing a scattered ray component caused by scattered radiation of the radiation as an artifact component.
  • the correction unit is configured to perform, as an artifact component, correction for removing density unevenness caused by a radiation irradiating apparatus that irradiates radiation. May go.
  • the correction unit may perform the correction with a correction amount according to a thickness of the subject in a radiation incident direction.
  • the correction unit performs correction for removing a low frequency component as the thickness of the subject in the incident direction of radiation increases. You may.
  • the correction unit when performing correction on the difference image, performs the correction from the difference image as a correction for removing an artifact component.
  • a contrast agent component removed image from which the contrast agent component has been removed may be generated, and a contrast agent image which is a difference between the difference image and the contrast agent component removed image may be generated.
  • the correction unit may remove the contrast agent component by combining a plurality of processes of different types.
  • the subject in any one of the first to eighth aspects, may be a human breast.
  • a tenth aspect of the present disclosure is an image processing method, wherein a first radiation image captured by irradiating a subject to which a contrast agent has been administered with radiation of a first energy; and A second radiation image captured by irradiating radiation having a second energy different from the first energy is acquired, a difference image between the first radiation image and the second radiation image is generated, and the first radiation image and the second radiation image are generated. 2
  • One of the radiographic image and the difference image is corrected to remove an artifact component that generates an artifact that is predetermined as an appearance similar to the contrast agent image by the contrast agent, and the first radiation image and the second radiation image are corrected.
  • the computer executes to generate a difference image between the corrected first radiation image and the corrected second radiation image.
  • An eleventh aspect of the present disclosure is an image processing program, comprising: a first radiation image captured by irradiating a subject to which a contrast agent has been administered with radiation of a first energy; and A second radiation image captured by irradiating radiation having a second energy different from the first energy is acquired, a difference image between the first radiation image and the second radiation image is generated, and the first radiation image and the second radiation image are generated. 2
  • One of the radiographic image and the difference image is corrected to remove an artifact component that generates an artifact that is predetermined as an appearance similar to the contrast agent image by the contrast agent, and the first radiation image and the second radiation image are corrected.
  • the computer is caused to execute a process including generating a difference image between the corrected first radiation image and the corrected second radiation image.
  • a twelfth aspect of the present disclosure is an image processing apparatus having a processor, wherein the processor is configured to irradiate a subject to which a contrast agent has been applied with radiation of a first energy to capture an image.
  • a first radiation image, and a second radiation image captured by irradiating radiation of a second energy different from the first energy to obtain a difference image between the first radiation image and the second radiation image;
  • a difference image between the corrected first radiation image and the corrected second radiation image is generated.
  • the image processing device, the image processing method, and the image processing program according to the present disclosure can improve the appearance of the contrast agent image.
  • FIG. 1 is a configuration diagram schematically illustrating an example of an overall configuration of a radiation image capturing system according to a first exemplary embodiment.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating an example of a configuration of a console and a mammography apparatus according to the first exemplary embodiment.
  • FIG. 3 is a functional block diagram illustrating an example of a configuration of a console according to the first exemplary embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a difference image in a state where an artifact has occurred. It is a mimetic diagram for explaining an example of the artifact by the oblique component of radiation.
  • FIG. 3 is a schematic diagram for explaining an example of an artifact due to a scattered radiation component of radiation.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating an example of a flow of image processing performed by a console according to the first exemplary embodiment.
  • 13 is a flowchart illustrating an example of a flow of image processing executed by a console according to the second exemplary embodiment.
  • 13 is a flowchart illustrating an example of a flow of image processing executed by a console according to the third exemplary embodiment.
  • 9 is a flowchart illustrating another example of the flow of image processing executed by the console of the first exemplary embodiment.
  • 15 is a flowchart illustrating another example of the flow of image processing performed by the console of the third exemplary embodiment.
  • FIG. 1 is a configuration diagram illustrating an example of an overall configuration of a radiation image capturing system 1 according to the exemplary embodiment.
  • the radiation image capturing system 1 is configured such that a user such as a doctor or a radiological technician, based on an instruction (imaging order) input from an external system (for example, RIS: Radiology Information System) via the console 6.
  • an instruction for example, RIS: Radiology Information System
  • the radiographic image capturing system 1 of the present exemplary embodiment includes a console 6 and a mammography apparatus 10.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating an example of a configuration of the console 6 and the mammography apparatus 10 according to the exemplary embodiment.
  • the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment is an apparatus that irradiates the breast of a subject with radiation R (for example, X-rays) and captures a radiation image of the breast.
  • the mammography apparatus 10 is configured not only in a state where the subject is standing (standing state), but also in a state where the subject is sitting on a chair (including a wheelchair) (sitting state). It may be a device for imaging a breast.
  • the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment has a function of performing contrast imaging by energy subtraction imaging as a function of performing imaging in a state in which a contrast agent is administered to the subject's breast, that is, a function of performing contrast imaging.
  • a function of performing contrast imaging For example, it has a Contrast Enhanced Digital Mammography (CEDM) function.
  • CEDM Contrast Enhanced Digital Mammography
  • the radiation source 29 of the radiation irradiation unit 28 irradiates the radiation R of the first energy, and the radiation detector 11 obtains a first radiation image. Further, the radiation source 29 irradiates radiation R having a second energy different from the first energy, and the radiation detector 11 obtains a second radiation image.
  • the first energy is higher than the second energy.
  • the first radiation image, the second radiation image, and the difference images whose details will be described later are collectively referred to without distinction, they are simply referred to as “radiation images”.
  • Irradiating the first energy radiation R means applying the tube voltage corresponding to the first energy to irradiate the radiation R from the radiation source 29, and similarly, applying the second energy radiation R.
  • Irradiating radiation means irradiating the radiation R from the radiation source 29 by applying a tube voltage according to the second energy.
  • the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment includes a radiation detector 11, a compression plate driving unit 21 that drives a compression plate 20, a radiation irradiation unit 28 having a radiation source 29, a control unit 60, and a storage unit.
  • a section 62, an I / F (Interface) section 64, and an operation panel 66 are provided.
  • the radiation detector 11, the compression plate driving unit 21, the radiation irradiation unit 28, the control unit 60, the storage unit 62, the I / F unit 64, and the operation panel 66 mutually communicate via a bus 69 such as a system bus or a control bus. It is connected so that various information can be exchanged.
  • the control unit 60 controls the entire operation of the mammography apparatus 10 in accordance with the control (instruction) of the console 6.
  • the control unit 60 includes a CPU (Central Processing Unit) 60A, a ROM (Read Only Memory) 60B, and a RAM (Random Access Memory) 60C.
  • ROM Read Only Memory
  • RAM Random Access Memory
  • the RAM 60C temporarily stores various data.
  • the storage unit 62 stores image data of a radiation image captured by the radiation detector 11, various other information, and the like. Specific examples of the storage unit 62 include a hard disk drive (HDD) and a solid state drive (SSD).
  • the I / F unit 64 communicates various kinds of information with the console 6 by wireless communication or wired communication.
  • the operation panel 66 is provided, for example, as a plurality of switches on an imaging stand (not shown) of the mammography apparatus 10.
  • the operation panel 66 may be provided as a touch panel.
  • the radiation detector 11 detects the radiation R that has passed through the breast, which is the subject.
  • the radiation detector 11 generates a radiation image based on the detected radiation R, and outputs image data representing the generated radiation image.
  • the type of the radiation detector 11 of the present exemplary embodiment is not particularly limited, and may be, for example, an indirect conversion type radiation detector that converts the radiation R into light and converts the converted light into electric charge. , A direct conversion type radiation detector that directly converts radiation R into electric charge.
  • image data representing a radiation image output from the radiation detector 11 of the mammography apparatus 10 is transmitted to the console 6.
  • the console 6 of the present exemplary embodiment is operated by a user via an operation unit 82 (see FIG. 2) described below by the imaging order and various information acquired from an external system or the like via a wireless communication LAN (Local Area Network) or the like. And a function of controlling the mammography apparatus 10 using an instruction given by an irradiation instruction button (not shown) or the like.
  • the console 6 of the exemplary embodiment is, for example, a server computer. As shown in FIG. 2, the console 6 includes a control unit 70, a storage unit 72, an I / F unit 74, a display unit 78, and an operation unit 82.
  • the control unit 70, the storage unit 72, the I / F unit 74, the display unit 78, and the operation unit 82 are connected to each other via a bus 83 such as a system bus and a control bus so that various types of information can be exchanged.
  • the console 6 of the exemplary embodiment is an example of the image processing device of the present disclosure.
  • the control unit 70 of the exemplary embodiment controls the entire operation of the console 6.
  • the control unit 70 includes a CPU 70A, a ROM 70B, and a RAM 70C.
  • the RAM 70C temporarily stores various data.
  • the storage unit 72 stores image data of a radiation image captured by the mammography apparatus 10 and other various information. Specific examples of the storage unit 72 include an HDD and an SSD.
  • the display unit 78 displays various information.
  • the operation unit 82 is used by the user to input an instruction relating to radiographic image capturing and the like including an instruction to emit the radiation R, various information, and the like.
  • the operation unit 82 is not particularly limited, and includes, for example, various switches, a touch panel, a touch pen, a mouse, and the like.
  • the operation unit 82 and the display unit 78 may be integrated to form a touch panel display.
  • the I / F unit 74 communicates various kinds of information with an external system such as the mammography apparatus 10 or RIS by wireless communication or wired communication. Further, the I / F unit 74 receives image data of a radiation image from the mammography apparatus 10 by wireless communication or wired communication.
  • FIG. 3 shows a functional block diagram of an example of the configuration of the console 6 of the present exemplary embodiment.
  • the console 6 of the present exemplary embodiment includes an acquisition unit 90, a generation unit 92, and a correction unit 94.
  • the acquisition unit 90 acquires the first radiation image and the second radiation image.
  • the acquisition unit 90 of the present exemplary embodiment acquires image data representing each of the first radiation image and the second radiation image from the storage unit 72.
  • the acquisition destination from which the acquisition unit 90 acquires the first radiographic image and the second radiographic image is not limited to the present exemplary embodiment, and may be, for example, the mammography apparatus 10 or a PACS (Picture).
  • Archiving and communication system (not shown) may be obtained from an external device.
  • the generating unit 92 generates a difference image in which the contrast agent image is enhanced from each image data of the first radiation image and the second radiation image.
  • the generating unit 92 of the present exemplary embodiment assigns a weight to a value obtained by subtracting the second radiation image data (pixel value) for each corresponding pixel from the first radiation image image data (each pixel value).
  • the image data of the difference image is generated by multiplying the coefficients.
  • the absorption coefficient ⁇ g H of the mammary gland for the radiation R of the first energy the absorption coefficient ⁇ a H of the fat for the radiation R of the first energy
  • a weighting factor based on the absorption coefficient ⁇ g L of the mammary gland for the radiation R and the absorption coefficient ⁇ a L of fat for the radiation R of the second energy is used.
  • the method by which the generation unit 92 generates the difference image is not limited to the method of the exemplary embodiment, and a known difference image generation method can be used.
  • the correction unit 94 removes, from one of the first radiographic image and the second radiographic image, and the difference image, an artifact component that generates a predetermined artifact as an appearance similar to the contrast agent image by the contrast agent. Make corrections.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment removes, from the difference image, an oblique component caused by oblique incidence of the radiation R and a scattered ray component caused by scattered radiation of the radiation R as artifact components. Make corrections.
  • FIG. 4 shows an example of the difference image 100 in a state where an artifact has occurred.
  • the artifact 110 looks white.
  • a white band-like artifact 110 may be generated near the skin line 112. This white band-like artifact 110 tends to appear strongly near the nipple.
  • the contrast agent image portion since the contrast agent image portion also looks white, when the above-described artifact 110 occurs, it is difficult to determine whether the white region in the difference image 100 is due to the contrast agent image or the artifact 110. There are cases.
  • the first cause is an oblique component caused by oblique incidence of the radiation R on the subject.
  • FIG. 5 is a schematic diagram for explaining an example of an artifact due to an oblique component of the radiation R.
  • the transmission path when the radiation R2 enters is longer than the transmission path when the radiation R1 enters by the length x expressed by the following equation (2).
  • x (1 / cos ⁇ -1) ⁇ h (2)
  • the radiation R2 has a smaller dose of the radiation R passing through the breast W and reaching the radiation detector 11 than the radiation R1. Since the dose is reduced, the image generated by the radiation detector 11 according to the radiation R2 becomes whiter than the image generated by the radiation detector 11 according to the radiation R1. As shown in the above equation (2), the pixel value of the radiation image decreases according to the oblique incidence of the radiation R. Further, as the thickness h of the breast W increases, the transmission path increases, and the pixel value of the radiation image decreases. Therefore, the oblique component of the radiation R becomes an artifact component.
  • the second cause is a scattered radiation component caused by the scattered radiation of the radiation R.
  • FIG. 6 is a schematic diagram for explaining an example of an artifact due to a scattered radiation component of the radiation R.
  • the dose increases because the scattered radiation generated by the breast W overlaps. Therefore, the image of the area inside the breast W has a large pixel value, and the image becomes black.
  • the image of the end region of the breast W a part of the scattered radiation escapes to the outside of the breast W, so that the dose is reduced. Therefore, the pixel value of the image on the end side of the breast, in other words, the area on the skin line side becomes small, and the image becomes white.
  • the pixel value is smaller near the skin line of the breast W than in the inner region.
  • the scattered radiation hardly escapes to the outside on the chest wall side, so that the dose increases and the pixel value increases, so that the image tends to be black.
  • the scattered radiation tends to escape to the outside, so that the dose is reduced and the pixel value is reduced, so that the image tends to be white. Therefore, the scattered radiation component of the radiation R becomes an artifact component.
  • the scattered radiation generated increases as the thickness h of the breast W increases.
  • the correction unit 94 of the exemplary embodiment removes an artifact component by performing correction for removing oblique components and scattered radiation components from the difference image generated by the generation unit 92.
  • the operation of the console 6 of the exemplary embodiment will be described with reference to the drawings.
  • contrast imaging by the mammography apparatus 10 When performing contrast imaging with the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment, first, the user positions the breast W in a state where the contrast agent of the subject is administered on the imaging surface of the imaging table 16 of the mammography apparatus 10. I do. When the positioning is completed, the compression plate 20 is driven by the compression plate driving unit 21, and the breast W is pressed and fixed between the compression plate 20 and the imaging surface 24 of the imaging table 16.
  • the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment has a function of detecting the thickness h of the breast W in a state where the breast W is compressed by the compression plate 20.
  • the mammography apparatus 10 determines the distance between the compression plate 20 and the imaging surface 24 of the imaging table 16 according to the amount of driving of the compression plate 20 by the compression plate driving unit 21 to the thickness of the breast W. h.
  • the mammography apparatus 10 When an irradiation instruction button (not shown) provided on the console 6 is pressed by a user to instruct irradiation of the radiation R, the mammography apparatus 10 receives the first radiation from the radiation source 29 in accordance with the control of the console 6. The radiation R of energy is directed toward the breast, and the radiation detector 11 generates a first radiation image. Further, when the user instructs the irradiation of the radiation R, the mammography apparatus 10 irradiates the breast with the second energy radiation R from the radiation source 29 and generates a second radiation image by the radiation detector 11. .
  • the generated first radiation image and second radiation image are transmitted from the mammography apparatus 10 to the console 6 in a state where the first radiation image and the second radiation image are associated with information representing the thickness h of the breast W.
  • the console 6 stores the received first radiation image and second radiation image in the storage unit 62 in a state where the information is associated with information representing the thickness h of the breast W.
  • the compression plate driving unit 21 drives the compression plate 20 in a direction away from the breast W, in other words, in a direction approaching the radiation source 29, and the compression of the breast W is released. Is done.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating an example of the flow of image processing performed by the console 6 according to the exemplary embodiment.
  • the CPU 70A of the control unit 70 executes the image processing program 71 stored in the ROM 70B to execute the image processing illustrated in FIG. It functions as each of the generation unit 92 and the correction unit 94.
  • step S100 the acquisition unit 90 acquires the first radiation image and the second radiation image to be displayed.
  • the acquisition unit 90 acquires the image data of the first radiation image and the image data of the second radiation image from the storage unit 72 as described above.
  • the acquisition unit 90 acquires information representing the thickness h of the breast W in the contrast radiography.
  • information representing the thickness h of the breast W which is associated with the first radiation image and the second radiation image acquired in step S100, is acquired from the storage unit 72.
  • the generation unit 92 generates a difference image between the first radiation image and the second radiation image.
  • the generation unit 92 of the exemplary embodiment generates a difference image using the weight coefficient ⁇ shown in the above equation (1).
  • the correction unit 94 removes the scattered ray component and the oblique component from the difference image generated in the above step S104.
  • the scattered ray component and the oblique component occur as low-frequency unevenness. Therefore, the correction unit 94 of the present exemplary embodiment applies a low-frequency removal filter that removes a low-frequency component corresponding to the scattered-ray component and the oblique component to the difference image, so that the scattered-ray component And oblique components are removed.
  • the degree of the scattered ray component and the oblique component change according to the thickness h of the breast W, specifically, as the breast W becomes thicker, the scattered ray component and the oblique component increase.
  • a low-frequency removal filter that removes low-frequency components as the breast W becomes thicker.
  • a plurality of low frequency removal filters are prepared according to the thickness h of the breast W.
  • the correction unit 94 removes the scattered radiation component and the oblique component from the difference image by applying the corresponding low frequency removal filter based on the information indicating the thickness h of the breast W acquired in step S102.
  • the threshold value of the low-frequency removal filter may be changeable according to a scattered radiation component, an oblique component, a user instruction, and the like.
  • the correction unit 94 causes the display unit 78 to display the difference image from which the scattered radiation component and the oblique component have been removed.
  • the difference image is displayed on the display unit 78 in this step, the main image processing ends.
  • the scattered ray component and the oblique component are removed from the difference image, so that the difference image in which the scattered ray component and the oblique component are removed and the contrast agent image is enhanced is displayed. It is displayed in the section 78.
  • FIG. 8 is a flowchart illustrating an example of the flow of image processing performed by the console 6 according to the exemplary embodiment.
  • the image processing shown in FIG. 8 is different from the image processing of the first exemplary embodiment (see FIG. 7) in that steps S110 to S114 are performed instead of steps S106 and S108.
  • the correction unit 94 generates an image from which the contrast agent component has been removed (hereinafter, referred to as “contrast agent component removed image”) from the difference image generated in step S104.
  • the correction unit 94 of the exemplary embodiment uses a combination of a plurality of types of processing for removing a contrast agent component from a difference image.
  • the contrast agent component has a higher frequency component than the oblique component and the scattered ray component described above. Therefore, the correction unit 94 of the present exemplary embodiment applies a high-frequency removal filter that removes a high-frequency component corresponding to a contrast agent component to the difference image as one of the plurality of types of processing, thereby obtaining the difference image.
  • a high-frequency removal filter that removes a high-frequency component corresponding to a contrast agent component to the difference image as one of the plurality of types of processing, thereby obtaining the difference image.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment applies the high-frequency removal filter corresponding to the thickness h of the breast W to apply the contrast agent component. Is removed.
  • the high-frequency removal filter for example, a high-frequency component removal filter having the same threshold as the low-frequency component removal filter described in the first exemplary embodiment may be applied.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment learns the structure deeply stained with the contrast agent as one of the plurality of types of processing.
  • the detected structure detection model (not shown) the structure stained in the difference image is detected, and the region of the detected structure is removed from the difference image to remove the contrast agent component.
  • the structure component detection model is a learned model in which a difference image obtained by contrast imaging is input, and information representing a structure that is deeply stained with a contrast agent in the input difference image is output.
  • Examples of the information indicating the structure that is deeply stained with the contrast agent include information such as the structure, shape, and position of a lesion such as a tumor or a blood vessel.
  • the structure detection model is composed of a plurality of data pairs in which the image analysis result of a difference image obtained by contrast imaging is used as teacher data, and information representing a structure that is deeply dyed with a contrast agent is output data as learning data. It is constructed by machine learning used as. Note that information indicating the thickness h of the breast W may be further used as teacher data.
  • the method of machine learning is not particularly limited. For example, known machine learning methods such as SVM (Support Vector Machine), GMM (Gaussian Mixture Model), HMM (Hidden Markov Model), and NN (Neural Network). The method is applied.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment performs the processing of the breast W as one of the plurality of types of processing.
  • the structure which does not correspond to the scattered ray component and the oblique component included in the difference image detected by applying the component detection model (not shown) which is derived from the shape of and has been learned by learning the scattered ray component and the oblique component is removed from the differential image. By doing so, the contrast agent component is removed from the difference image.
  • the component detection model is a learned model in which a difference image obtained by contrast imaging is input, and information representing a scattered ray component and an oblique component in the input difference image is output.
  • the component detection model is a machine that uses, as training data, a plurality of data pairs, in which information representing a scattered radiation component and an oblique component is paired as output data, as learning data, using the image analysis result of the difference image obtained by the contrast imaging as teacher data. Constructed by learning. Note that information indicating the thickness h of the breast W may be further used as teacher data.
  • the method of machine learning is not particularly limited, and for example, a known machine learning method such as SVM and HMM is applied.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment removes the contrast agent component from the difference image by combining the above three types of processing and applying the result to the difference image.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment combines the processing results of the three types of processing performed on the difference image obtained in step S104.
  • the method of combining the above three types of processing is not limited to the present exemplary embodiment.
  • a form in which the above three types of processing are sequentially performed in an arbitrary order in other words, the processing result of the previous processing is obtained.
  • the following processing may be performed on the image.
  • the order of the processing in this case is not particularly limited.
  • the teacher data is an image after removing high frequency components from the difference image.
  • any one of the above three types of processing may be performed.
  • the method of generating the contrast agent component removed image from the difference image is not limited to the present exemplary embodiment.
  • the correction unit 94 generates a contrast agent image.
  • the correction unit 94 generates a contrast agent image including a contrast agent image by generating an image of a difference between the difference image generated in step S104 and the contrast agent component-removed image generated in step S110. Specifically, the correction unit 94 subtracts the image data (pixel value) of the contrast agent component-removed image for each corresponding pixel from the image data (each pixel value) of the difference image, thereby converting the contrast agent image. Generate.
  • the “contrast agent image” is an image of a contrast component as described above, and refers to an image of only a part of the contrast component extracted from the radiation image. On the other hand, the “contrast agent image” refers to the entire radiation image including the contrast agent image from which the scattered ray component and the oblique component have been removed.
  • the contrast agent image generated by the correction unit 94 of the present exemplary embodiment is emphasized more than the difference image in which the scattered ray component and the oblique component generated in the first exemplary embodiment are removed. It becomes an image.
  • the correction unit 94 causes the display unit 78 to display the contrast agent image generated in step S112.
  • the image processing ends.
  • step S114 the correction unit 94 removes the scattered ray component and the oblique component, and displays the contrast agent image which is the contrast agent image on the display unit 78. To be displayed.
  • the console 6 removes (subtracts) a contrast agent component-removed image obtained by combining a plurality of types of processes for removing the contrast agent component from the difference image from the difference image.
  • a contrast agent image is generated. That is, the contrast agent image of the present exemplary embodiment is a combination of the contrast agent images obtained for each of a plurality of types of processing in the generation of the contrast agent component removed image. Therefore, according to the console 6 of the present exemplary embodiment, it is possible to obtain a contrast agent image including a contrast agent image with higher accuracy than using a contrast agent image obtained by one type of processing.
  • the third exemplary embodiment will be described in detail.
  • the overall configuration of the radiation image capturing system 1 and the configurations of the console 6 and the mammography apparatus 10 are the same as those of the first exemplary embodiment, and thus description thereof will be omitted.
  • a part of the image processing performed by the console 6 on the first radiation image and the second radiation image obtained by the contrast imaging by the mammography apparatus 10 is the same as that of the first exemplary embodiment. Since the image processing is different from the image processing executed by the console 6 (see FIG. 7), different processing will be described.
  • FIG. 9 is a flowchart illustrating an example of the flow of image processing performed by the console 6 according to the exemplary embodiment.
  • the image processing shown in FIG. 9 is different from the image processing of the first exemplary embodiment (see FIG. 7) in that steps S103A and S103B are performed between steps S102 and S104 instead of step S106. Is different.
  • the correction unit 94 removes the scattered radiation component from each of the first radiation image and the second radiation image acquired in step S100.
  • a plurality of scattered radiation component correction data obtained in advance in accordance with various conditions such as the thickness h is stored in the storage unit 72 in advance.
  • the correction unit 94 acquires the scattered radiation component correction data corresponding to the thickness h of the breast W from the storage unit 72, and corrects the difference image by using the acquired scattered radiation component correction data.
  • remove components Note that the method by which the correction unit 94 removes the scattered radiation component is not limited to the method of the exemplary embodiment, and a known method of removing the scattered radiation component can be used.
  • the correction unit 94 removes the oblique component from each of the first radiographic image and the second radiographic image from which the scattered radiation component has been removed by the processing in step S103A.
  • the oblique component is determined according to the incident angle ⁇ of the radiation R emitted from the radiation source 29 and the thickness h of the breast W.
  • the transmission path becomes longer according to the thickness h of the breast W and the position of the radiation source 29 (the incident angle ⁇ of the radiation R) in the contrast imaging.
  • the correction unit 94 of the present exemplary embodiment converts the oblique component based on the attenuation of the radiation R according to the thickness h of the breast and the incident angle ⁇ of the radiation R into the first radiation image and the second radiation image. Remove from each of the radiographic images. Therefore, the mammography apparatus 10 of the present exemplary embodiment associates the image data of each of the first radiation image and the second radiation image with information such as an SID (Source ⁇ Image ⁇ Distance) and an incident angle ⁇ in contrast imaging, Send to console 6.
  • SID Source ⁇ Image ⁇ Distance
  • the method by which the correction unit 94 removes the oblique component is not limited to the method of the present exemplary embodiment.
  • a correction corresponding to the difference image for correcting the oblique component in association with the thickness h of the breast W is performed.
  • Correction information such as a map may be stored in the storage unit 72, and the correction unit 94 may perform correction based on the correction information stored in the storage unit 72.
  • the correction unit 94 removes the scattered radiation component and the oblique component from each of the first radiation image and the second radiation image. Therefore, in step S104 of the present exemplary embodiment, the generation unit 92 determines, from the first radiation image from which the scattered ray component and the oblique component have been removed and the second image from which the scattered ray component and the oblique component have been removed, Generate a difference image.
  • the method of generating a difference image by the generation unit 92 of the present exemplary embodiment is the same as the method of step S104 of the image processing (see FIG. 7) of the first exemplary embodiment.
  • the difference image displayed on the display unit 78 by the correction unit 94 in the next step S108 is a difference image in which the scattered ray component and the oblique component are removed and the contrast agent image is enhanced.
  • the order of the processing in step S103A and the processing in S103B is not particularly limited, and the processing in S103B may be performed first, in other words, the scattered radiation component may be removed after the oblique component is removed.
  • the console 6 includes the first radiation image captured by irradiating the breast R in a state where the contrast agent is administered to the first energy radiation R, And an acquisition unit 90 for irradiating radiation R having a second energy different from the first energy to acquire a second radiation image captured, and generating a difference image between the first radiation image and the second radiation image.
  • a correction unit 94 that performs the following.
  • the correction unit 94 corrects the first radiation image and the second radiation image
  • the generation unit 92 generates a difference image between the corrected first radiation image and the corrected second radiation image.
  • the scattered radiation component and the oblique component are removed as an example of the artifact component. Therefore, according to the console 6 of each exemplary embodiment described above, the appearance of the contrast agent image can be improved.
  • the scattered ray component and the oblique component are removed from the difference image. Since the difference image is an image from which the mammary gland structure and the like have been removed, the detection of the scattered ray component and the oblique component is more difficult than when the scattered ray component and the oblique component are removed from the first radiographic image and the second radiographic image. And removal becomes easier.
  • correction unit 94 generates an artifact component that generates an artifact that is predetermined for one of the first radiographic image and the second radiographic image and the difference image as an appearance similar to the contrast agent image by the contrast agent.
  • the specific artifact component to be removed is not limited to the above-described exemplary embodiments.
  • the cause of the occurrence of the artifact 110 is not limited to the two causes described above.
  • this type of density unevenness include density unevenness corresponding to a heel effect caused by a radiation tube (not shown) provided in the radiation source 29 of the radiation irradiation unit 28.
  • the heel effect is a phenomenon in which the radiation R is absorbed by the substance itself at the anode of the radiation tube, so that the radiation applied to the cathode side has a higher dose and lower energy than the radiation applied to the anode side. is there.
  • the pixel value is small, and thus the image tends to be white, which appears in the radiation image as uneven density.
  • the heel effect tends to be more pronounced for lower energy radiation.
  • the correction unit 94 of the console 6 may remove the influence of the uneven density component caused by the heel effect from the radiation image.
  • the method by which the correction unit 94 removes the influence of the uneven density component caused by the heel effect is not particularly limited.
  • a known technology such as the technology described in JP-A-2009-297393 may be used. It is possible.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-297393 describes that an irradiation unevenness component is estimated based on a pixel value distribution in a direction in which a heel effect appears (a direction connecting an anode and a cathode of a radiation tube), and the estimated irradiation unevenness is corrected. A technique for performing the method is described.
  • FIG. 10A shows an example of the flow of image processing executed by the console 6 in this case.
  • the image processing shown in FIG. 10A is different from the image processing of the first exemplary embodiment (see FIG. 7) in that the processing of step S107 is performed between step S106 and step S108.
  • the correction unit 94 removes the uneven density component due to the heel effect from the difference image from which the scattered ray component and the oblique component have been removed by the process of step S106.
  • the order of the process of removing the scattering component and the oblique component from the difference image and the process of removing the uneven density component due to the heel effect are not limited to the order shown in FIG. 10A.
  • the removal process may be performed first. In this case, a similar process may be provided between step S104 and step S106 instead of the process of step S107.
  • the correction unit 94 may remove the uneven density component due to the heel effect from the difference image.
  • FIG. 10B shows another example of the flow of the image processing executed by the console 6 in this case.
  • the image processing shown in FIG. 10B is different from the image processing of the third exemplary embodiment (see FIG. 9) in that the processing of step S103C is performed between step S103B and step S104.
  • the correction unit 94 determines the density unevenness due to the heel effect from each of the first radiographic image and the second radiographic image from which the scattered ray component and the oblique component have been removed by the processes of steps S103A and A103B. Remove components.
  • the correction unit 94 may be configured to remove the uneven density component due to the heel effect from each of the first radiation image and the second radiation image.
  • the correction unit 94 may remove at least one of the above-described artifact components from one of the first radiographic image, the second radiographic image, and the difference image.
  • the form in which the subject is the breast W is described as an example of the subject, but the subject is not limited to the breast W.
  • the subject may be a human abdomen, a thigh, or the like, or is not limited to a human and may be another animal.
  • a hardware structure of a processing unit that executes various processes, such as an acquisition unit 90, a generation unit 92, and a correction unit 94, includes the following various processors ( processor).
  • processors processors
  • the above-described various processors include a circuit after manufacturing an FPGA (Field Programmable Gate Array) or the like.
  • Dedicated electricity which is a processor having a circuit configuration specifically designed to execute a specific process such as a programmable logic device (Programmable Logic Device: PLD) or an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) which is a processor whose configuration can be changed. Circuit etc. are included.
  • PLD programmable logic device
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • One processing unit may be configured by one of these various processors, or a combination of two or more processors of the same type or different types (for example, a combination of a plurality of FPGAs or a combination of a CPU and an FPGA). Combination). Further, a plurality of processing units may be configured by one processor.
  • one processor is configured by a combination of one or more CPUs and software. There is a form in which the processor functions as a plurality of processing units.
  • SoC system-on-chip
  • circuitry circuitry combining circuit elements such as semiconductor elements can be used.
  • the image processing program 71 is provided in a form recorded on a recording medium such as a CD-ROM (Compact Disc Read Only Memory), a DVD-ROM (Digital Versatile Disc Read Only Memory), and a USB (Universal Serial Bus) memory. Is also good.
  • the image processing program 71 may be downloaded from an external device via a network.
  • the configurations, operations, and the like of the radiation image capturing system 1, the console 6, the mammography apparatus 10, and the like described in the above-described exemplary embodiments are merely examples, and may be changed according to circumstances without departing from the gist of the present invention. It goes without saying that it is possible. Needless to say, the above-described exemplary embodiments may be appropriately combined.

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Abstract

造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得する取得部と、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成する生成部と、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う補正部と、を備え、生成部は、補正部が第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する、画像処理装置。

Description

画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム
　本開示は、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムに関する。
　放射線源から被検者の例えば、乳房等の被写体に向けて放射線を照射させ、被写体を透過した放射線を放射線検出器により検出することにより放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が知られている。また、放射線画像撮影装置として、造影剤が投与された状態の被写体に第１のエネルギーの放射線を照射させて得られた第１放射線画像と、第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて得られた第２放射線画像との差分画像を生成する技術が知られている。
　例えば、特開２０１７－１４３９４３号公報には、造影剤が投与された状態の乳房が、マンモグラフィ装置によって、第１の撮影条件で撮影された第１の放射線画像と、第２の撮影条件で撮影された投影画像を再構成した第２の放射線画像とを取得し、第１の放射線画像と第２の放射線画像との差分画像を生成する技術が知られている。
　差分画像では、乳腺等の人体構造が抑制され、造影剤が強調された画像となるが、造影剤成分の像（以下、「造影剤像」という）と見え方が類似しているアーチファクトが発生する場合がある。この種のアーチファクトは、例えば、被写体のスキンライン近傍に生じ、造影剤像と見分けがつき難い場合があった。
　特開２０１７－１４３９４３号公報に記載の技術では、投影画像から散乱線成分を除去することにより、画質を向上させているが、上述のアーチファクトの発生を抑制するには十分とは言えず、造影剤像とアーチファクトの見分けがつき難い場合があった。
　本開示は、造影剤像の見え方を向上できる、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムを提供する。
　本開示の第１の態様は、画像処理装置であって、造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得する取得部と、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成する生成部と、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う補正部と、を備え、生成部は、補正部が第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する。
　本開示の第２の態様は、第１の態様において、補正部は、アーチファクト成分として、被写体に対する放射線の斜入に起因する斜入成分を除去する補正を行ってもよい。
　本開示の第３の態様は、第１の態様または第２の態様において、補正部は、アーチファクト成分として、放射線の散乱線に起因する散乱線成分を除去する補正を行ってもよい。
　本開示の第４の態様は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様において、補正部は、アーチファクト成分として、放射線を照射する放射線照射装置に起因する濃度むらを除去する補正を行ってもよい。
　本開示の第５の態様は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様において、補正部は、被写体の放射線の入射方向に対する厚みに応じた補正量で補正を行ってもよい。
　本開示の第６の態様は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様において、補正部は、被写体の放射線の入射方向に対する厚みが厚くなるほど、低い周波数成分を除去する補正を行ってもよい。
　本開示の第７の態様は、第１の態様から第４の態様のいずれか１態様において、補正部は、差分画像に対して補正を行う場合、アーチファクト成分を除去する補正として、差分画像から造影剤成分を除去した造影剤成分除去画像を生成し、差分画像と造影剤成分除去画像との差分である造影剤画像を生成してもよい。
　本開示の第８の態様は、第７の態様において、補正部は、種類が異なる複数の処理を組み合わせて、造影剤成分を除去してもよい。
　本開示の第９の態様は、第１の態様から第８の態様のいずれか１態様において、被写体は、人の乳房であってもよい。
　また、本開示の第１０の態様は、画像処理方法であって、造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得し、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成し、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行い、第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する、ことをコンピュータが実行する。
　また、本開示の第１１の態様は、画像処理プログラムであって、造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得し、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成し、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行い、第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する、こと含む処理をコンピュータに実行させる。
　また、本開示の第１２の態様は、プロセッサを有する画像処理装置であって、プロセッサは、造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得し、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成し、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う、処理を含み、第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する。
　上記態様によれば、本開示の画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムは、造影剤像の見え方を向上できる。
第１例示的実施形態の放射線画像撮影システムの全体構成の一例を概略的に表した構成図である。 第１例示的実施形態のコンソール及びマンモグラフィ装置の構成の一例を表したブロック図である。 第１例示的実施形態のコンソールの構成の一例の機能ブロック図である。 アーチファクトが生じた状態の差分画像の一例を示す図である。 放射線の斜入成分によるアーチファクトの一例について説明するための模式図である。 放射線の散乱線成分によるアーチファクトの一例について説明するための模式図ある。 第１例示的実施形態のコンソールで実行される画像処理の流れの一例を表すフローチャートである。 第２例示的実施形態のコンソールで実行される画像処理の流れの一例を表すフローチャートである。 第３例示的実施形態のコンソールで実行される画像処理の流れの一例を表すフローチャートである。 第１例示的実施形態のコンソールで実行される画像処理の流れの他の例を表すフローチャートである。 第３例示的実施形態のコンソールで実行される画像処理の流れの他の例を表すフローチャートである。
　以下、図面を参照して本発明の例示的実施形態を詳細に説明する。なお、本例示的実施形態は本発明を限定するものではない。
［第１実施の形態］
　まず、本例示的実施形態の放射線画像撮影システムの全体の構成の一例について説明する。図１には、本例示的実施形態の放射線画像撮影システム１の全体の構成の一例を表す構成図を示す。
　本例示的実施形態の放射線画像撮影システム１は、コンソール６を介して外部のシステム（例えば、ＲＩＳ：Radiology Information System）から入力された指示（撮影オーダ）に基づいて、医師や放射線技師等のユーザの操作により放射線画像の撮影を行う機能を有している。
　図１に示すように、本例示的実施形態の放射線画像撮影システム１は、コンソール６及びマンモグラフィ装置１０を備えている。図２には、本例示的実施形態のコンソール６及びマンモグラフィ装置１０の構成の一例を表すブロック図を示す。
　本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、被検者の乳房を被写体として、乳房に放射線Ｒ（例えば、Ｘ線）を照射して乳房の放射線画像を撮影する装置である。なお、マンモグラフィ装置１０は、被検者が起立している状態（立位状態）のみならず、被検者が椅子（車椅子を含む）等に座った状態（座位状態）において、被検者の乳房を撮影する装置であってもよい。
　さらに、本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、被検者の乳房に造影剤が投与された状態で撮影を行う、いわゆる造影撮影を行う機能として、エネルギーサブトラクション撮影により造影撮影を行う機能を有し、例えば、ＣＥＤＭ（Contrast Enhanced Digital Mammography）機能を有している。
　なお、本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０では、エネルギーサブトラクション撮影において、放射線照射部２８の放射線源２９から第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させ、放射線検出器１１により第１放射線画像を得る。また、放射線源２９から、第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させ、放射線検出器１１により第２放射線画像を得る。一例として、本例示的実施形態では、第１のエネルギーの方が、第２のエネルギーよりも高い。本例示的実施形態では、第１放射線画像、第２放射線画像、及び詳細を後述する差分画像の各々を区別せずに総称する場合、単に「放射線画像」という。なお、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射するとは、第１のエネルギーに応じた管電圧を印加させて放射線源２９から放射線Ｒを照射することをいい、同様に、第２のエネルギーの放射線Ｒを照射するとは、第２のエネルギーに応じた管電圧を印加させて放射線源２９から放射線Ｒを照射することをいう。
　図２に示すように、本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、放射線検出器１１、圧迫板２０を駆動する圧迫板駆動部２１、放射線源２９を有する放射線照射部２８、制御部６０、記憶部６２、Ｉ／Ｆ（Interface)部６４、及び操作パネル６６を備える。放射線検出器１１、圧迫板駆動部２１、放射線照射部２８、制御部６０、記憶部６２、Ｉ／Ｆ部６４、及び操作パネル６６は、システムバスやコントロールバス等のバス６９を介して相互に各種情報の授受が可能に接続されている。
　本例示的実施形態の制御部６０は、コンソール６の制御（指示）に応じて、マンモグラフィ装置１０の全体の動作を制御する。制御部６０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）６０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）６０Ｂ、及びＲＡＭ（Random Access Memory）６０Ｃを備える。ＲＯＭ６０Ｂには、ＣＰＵ６０Ａで実行される、放射線画像の撮影に関する制御を行うための撮影処理プログラムを含む各種のプログラム等が予め記憶されている。ＲＡＭ６０Ｃは、各種データを一時的に記憶する。
　記憶部６２には、放射線検出器１１により撮影された放射線画像の画像データや、その他の各種情報等が記憶される。記憶部６２の具体例としては、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）やＳＳＤ（Solid State Drive）等が挙げられる。Ｉ／Ｆ部６４は、無線通信または有線通信により、コンソール６との間で各種情報の通信を行う。操作パネル６６は、例えば、マンモグラフィ装置１０の撮影台（図示省略）に複数のスイッチとして設けられている。なお、操作パネル６６は、タッチパネルとして設けられてもよい。
　放射線検出器１１は、被写体である乳房を通過した放射線Ｒを検出する。放射線検出器１１は、検出した放射線Ｒに基づいて放射線画像を生成し、生成した放射線画像を表す画像データを出力する。本例示的実施形態の放射線検出器１１の種類は、特に限定されず、例えば、放射線Ｒを光に変換し、変換した光を電荷に変換する間接変換方式の放射線検出器であってもよいし、放射線Ｒを直接電荷に変換する直接変換方式の放射線検出器であってもよい。本例示的実施形態では、マンモグラフィ装置１０の放射線検出器１１から出力された放射線画像を表す画像データは、コンソール６に送信される。
　一方、本例示的実施形態のコンソール６は、無線通信ＬＡＮ（Local Area Network）等を介して外部システム等から取得した撮影オーダや各種情報、及びユーザによって、後述する操作部８２（図２参照）、及び照射指示ボタン（図示省略）等により行われた指示等を用いて、マンモグラフィ装置１０の制御を行う機能を有している。
　本例示的実施形態のコンソール６は、一例として、サーバーコンピュータである。図２に示すように、コンソール６は、制御部７０、記憶部７２、Ｉ／Ｆ部７４、表示部７８、及び操作部８２を備えている。制御部７０、記憶部７２、Ｉ／Ｆ部７４、表示部７８、及び操作部８２はシステムバスやコントロールバス等のバス８３を介して相互に各種情報の授受が可能に接続されている。本例示的実施形態のコンソール６が、本開示の画像処理装置の一例である。
　本例示的実施形態の制御部７０は、コンソール６の全体の動作を制御する。制御部７０は、ＣＰＵ７０Ａ、ＲＯＭ７０Ｂ、及びＲＡＭ７０Ｃを備える。ＲＯＭ７０Ｂには、ＣＰＵ７０Ａで実行される、後述する画像処理プログラム７１を含む各種のプログラム等が予め記憶されている。ＲＡＭ７０Ｃは、各種データを一時的に記憶する。
　記憶部７２には、マンモグラフィ装置１０で撮影された放射線画像の画像データや、その他の各種情報等が記憶される。記憶部７２の具体例としては、ＨＤＤやＳＳＤ等が挙げられる。
　表示部７８は、各種情報を表示する。操作部８２は、放射線Ｒの曝射指示を含む放射線画像の撮影等に関する指示や各種情報等をユーザが入力するために用いられる。操作部８２は特に限定されるものではなく、例えば、各種スイッチ、タッチパネル、タッチペン、及びマウス等が挙げられる。なお、操作部８２と表示部７８とを一体化してタッチパネルディスプレイとしてもよい。
　Ｉ／Ｆ部７４は、無線通信または有線通信により、マンモグラフィ装置１０やＲＩＳ等の外部のシステムとの間で各種情報の通信を行う。また、Ｉ／Ｆ部７４は、無線通信または有線通信により、マンモグラフィ装置１０から、放射線画像の画像データを受信する。
　図３には、本例示的実施形態のコンソール６の構成の一例の機能ブロック図を示す。図３に示すように本例示的実施形態のコンソール６は、取得部９０、生成部９２、及び補正部９４を備える。
　取得部９０は、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得する。一例として、本例示的実施形態の取得部９０は、記憶部７２から第１放射線画像及び第２放射線画像の各々を表す画像データを取得する。なお、取得部９０が第１放射線画像及び第２放射線画像を取得する取得先は本例示的実施形態に限定されず、例えば、マンモグラフィ装置１０から取得してもよいし、また例えば、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System、図示省略）等、外部の装置から取得してもよい。
　生成部９２は、第１放射線画像及び第２放射線画像の各々の画像データから、造影剤像を強調した差分画像を生成する。一例として本例示的実施形態の生成部９２は、第１放射線画像の画像データ（各画素値）から、対応する画素毎に、第２放射線の画像データ（画素値）を減算した値に、重み係数を乗算することにより、差分画像の画像データを生成する。本例示的実施形態では重み係数の、一例として、第１のエネルギーの放射線Ｒについての乳腺の吸収係数μｇＨ、第１のエネルギーの放射線Ｒについての脂肪の吸収係数μａＨ、第２のエネルギーの放射線Ｒについての乳腺の吸収係数μｇＬ、及び第２のエネルギーの放射線Ｒについての脂肪の吸収係数μａＬに基づいた重み係数を用いる。具体的には、下記（１）式で得られる重み係数αを用いる。
 
　α＝（μｇＬ－μａＬ）／（μｇＨ－μａＨ）　　・・・（１）
 
　なお、生成部９２が差分画像を生成する方法は本例示的実施形態の方法に限定されず、公知の差分画像の生成方法を用いることが可能である。
　補正部９４は、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う。一例として本例示的実施形態の補正部９４は、差分画像から、アーチファクト成分として、被写体に対する放射線Ｒの斜入に起因する斜入成分、及び放射線Ｒの散乱線に起因する散乱線成分を除去する補正を行う。
　図４には、アーチファクトが発生した状態の差分画像１００の一例を示す。図４に示した一例のように、差分画像１００において、アーチファクト１１０は白く見える。特に、スキンライン１１２の近傍に白い帯状のアーチファクト１１０が発生する場合がある。この白い帯状のアーチファクト１１０は、ニップル付近に強く表れる傾向がある。差分画像１００において、造影剤像部分も白く見えるため、上記のアーチファクト１１０が発生すると、差分画像１００中の白い領域が、造影剤像によるものなのか、アーチファクト１１０によるものなのかが判別し難くなる場合がある。
　上記のアーチファクト１１０が発生する原因としては、主に下記の２つが挙げられる。
　１つ目の原因としては、被写体に対する放射線Ｒの斜入に起因する斜入成分が挙げられる。図５には、放射線Ｒの斜入成分によるアーチファクトの一例について説明するための模式図を示す。厚みｈの乳房Ｗに、放射線源２９から入射角度が０度の放射線Ｒ１が入射した場合、放射線Ｒ１が乳房Ｗを透過する透過経路の長さはｈとなる。一方、放射線源２９から入射角度がθの放射線Ｒ２が入射した場合、透過経路の長さは、ｈ／ｃｏｓθになる。従って、放射線Ｒ２が入射した場合の透過経路は、放射線がＲ１が入射した場合の透過経路に比べて、下記（２）式で表される長さｘ分、長くなる。
 
　ｘ＝（１／ｃｏｓθ－１）×ｈ　　・・・（２）
 
　透過経路が長くなると、放射線検出器１１に到達する放射線Ｒの線量は少なくなる。そのため、放射線Ｒ２の方が、放射線Ｒ１よりも、乳房Ｗを透過して放射線検出器１１に到達する放射線Ｒの線量が少なくなる。線量が少なくなるため、放射線Ｒ２に応じて放射線検出器１１により生成される画像は、放射線Ｒ１に応じて放射線検出器１１により生成される画像よりも白くなる。上記（２）式に示されるように、放射線Ｒの斜入に応じて、放射線画像の画素値が小さくなる。また、乳房Ｗの厚みｈが厚くなるほど、透過経路が長くなり、放射線画像の画素値が小さくなる。従って、放射線Ｒの斜入成分がアーチファクト成分となる。
　２つ目の原因としては、放射線Ｒの散乱線に起因する散乱線成分が挙げられる。図６には、放射線Ｒの散乱線成分によるアーチファクトの一例について説明するための模式図を示す。乳房Ｗの内側の領域の画像は、乳房Ｗにより発生した散乱線が重なり合うため線量が多くなる。そのため乳房Ｗの内側の領域の画像は画素値が大きくなり、画像が黒くなる。一方、乳房Ｗの端部の領域の画像では、一部の散乱線が乳房Ｗの外部に逃げてしまうため、線量が少なくなる。そのため乳房の端部側、換言するとスキンライン側の領域の画像は画素値が小さくなり、画像が白くなる。換言すると、乳房Ｗのスキンライン近傍では、内部の領域に比べて画素値が小さくなる。乳房Ｗの場合、胸壁側は散乱線が外部に逃げ難いため、線量が多くなり画素値が大きくなるため、画像が黒くなる傾向がある。一方、ニップル側は、散乱線が外部に逃げ易いため、線量が少なくなり画素値が小さくなるため、画像が白くなる傾向がある。従って、放射線Ｒの散乱線成分がアーチファクト成分となる。なお、乳房Ｗの厚みｈが厚くなるほど発生する散乱線は多くなる。
　そこで、本例示的実施形態の補正部９４は、上述したように、生成部９２が生成した差分画像から、斜入成分及び散乱線成分を除去する補正を行うことで、アーチファクト成分を除去する。
　次に、本例示的実施形態のコンソール６の作用について図面を参照して説明する。
　まず、本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０による造影撮影について説明する。本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０において造影撮影を行う場合、まず、ユーザは、マンモグラフィ装置１０の撮影台１６の撮影面上に、被検者の造影剤が投与された状態の乳房Ｗをポジショニングする。ポジショニングが完了すると、圧迫板駆動部２１によって圧迫板２０が駆動され、圧迫板２０と撮影台１６の撮影面２４との間で乳房Ｗが圧迫され固定される。本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、圧迫板２０で圧迫された状態の乳房Ｗの厚みｈを検出する機能を有している。一例として本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、圧迫板駆動部２１により圧迫板２０を駆動した駆動量に応じて、圧迫板２０と撮影台１６の撮影面２４との間隔を乳房Ｗの厚みｈとして検出する。
　コンソール６に設けられた照射指示ボタン（図示省略）がユーザにより押されることにより放射線Ｒの照射が指示されると、コンソール６の制御に応じて、マンモグラフィ装置１０は、放射線源２９から第１のエネルギーの放射線Ｒを乳房に向けて照射させ、放射線検出器１１により第１放射線画像を生成する。さらに、ユーザにより放射線Ｒの照射が指示されるとマンモグラフィ装置１０は、放射線源２９からら第２のエネルギーの放射線Ｒを乳房に向けて照射させ、放射線検出器１１により第２放射線画像を生成する。生成された第１放射線画像及び第２放射線画像は、乳房Ｗの厚みｈを表す情報と対応付けられた状態でマンモグラフィ装置１０からコンソール６に送信される。コンソール６は、受信した第１放射線画像及び第２放射線画像と、乳房Ｗの厚みｈを表す情報とを対応付けた状態で記憶部６２に記憶する。
　第１放射線画像及び第２放射線画像が生成されると、圧迫板駆動部２１によって圧迫板２０が、乳房Ｗから離れる方向、換言すると放射線源２９に近付く方向に駆動され、乳房Ｗの圧迫が解除される。
　このようにして、マンモグラフィ装置１０による造影撮影により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像に対して、コンソール６は、図７に一例を示した画像処理を行う。具体的には、コンソール６は、操作部８２等を介して、ユーザから造影により得られた放射線画像の表示の指示を受け付けた場合、図７に一例を示した画像処理を実行する。図７には、本例示的実施形態のコンソール６によって実行される画像処理の流れの一例を表したフローチャートが示されている。本例示的実施形態のコンソール６では、制御部７０のＣＰＵ７０ＡがＲＯＭ７０Ｂに記憶されている画像処理プログラム７１を実行することにより、図７に示した画像処理を実行し、ＣＰＵ７０Ａが、取得部９０、生成部９２、及び補正部９４の各々として機能する。
　ステップＳ１００で取得部９０は、表示対象の第１放射線画像及び第２放射線画像を取得する。本例示的実施形態では、上述したように取得部９０は、記憶部７２から第１放射線画像の画像データ及び第２放射線画像の画像データを取得する。
　次のステップＳ１０２で取得部９０は、造影撮影における乳房Ｗの厚みｈを表す情報を取得する。本例示的実施形態では、上記ステップＳ１００で取得した第１放射線画像及び第２放射線画像に対応付けられている、乳房Ｗの厚みｈを表す情報を記憶部７２から取得する。
　次のステップＳ１０４で生成部９２は、第１放射線画像及び第２放射線画像の差分画像を生成する。本例示的実施形態の生成部９２は、上述したように、上記（１）式で示した重み係数αを用いて、差分画像を生成する。
　次のステップＳ１０６で補正部９４は、上記ステップＳ１０４で生成した差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去する。散乱線成分及び斜入成分は、低周波のムラとして発生する。そのため、本例示的実施形態の補正部９４は、散乱線成分及び斜入成分に応じた低周波成分を除去する低周波除去フィルタを差分画像に対して適用することで、差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去する。なお、上述したように、乳房Ｗの厚みｈに応じて、散乱線成分及び斜入成分の程度が変化するため、具体的には、乳房Ｗが厚くなるほど、散乱線成分及び斜入成分が増加するため、乳房Ｗが厚くなるほど、低い周波数成分を除去する低周波除去フィルタを適用することが好ましい。本例示的実施形態では、乳房Ｗの厚みｈに応じ、低周波除去フィルタを複数用意しておく。補正部９４は、上記ステップＳ１０２で取得した乳房Ｗの厚みｈを表す情報に基づいて、対応する低周波除去フィルタを適用して差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去する。なお、低周波除去フィルタの閾値は、散乱線成分及び斜入成分やユーザの指示等に応じて、変更可能としてもよい。
　次のステップＳ１０８で、補正部９４は、散乱線成分及び斜入成分が除去された差分画像を表示部７８に表示させる。本ステップにより差分画像が表示部７８に表示されると、本画像処理が終了する。
　このように本例示的実施形態のコンソール６では、差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去するため、散乱線成分及び斜入成分が除去され、造影剤像が強調された差分画像が表示部７８に表示される。
［第２例示的実施形態］
　以下、第２例示的実施形態について詳細に説明する。
　放射線画像撮影システム１の全体構成と、コンソール６及びマンモグラフィ装置１０各々の構成とは、第１例示的実施形態と同様であるため、説明を省略する。本例示的実施形態では、マンモグラフィ装置１０による造影撮影により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像に対して、コンソール６が実行する画像処理の一部が第１例示的実施形態のコンソール６が実行する画像処理（図７参照）と異なるため、異なる処理について説明する。
　図８には、本例示的実施形態のコンソール６によって実行される画像処理の流れの一例を表したフローチャートが示されている。図８に示した画像処理は、第１例示的実施形態の画像処理（図７参照）のステップＳ１０６及びＳ１０８に替わりステップＳ１１０～Ｓ１１４の処理を実行する点が異なっている。
　図８に示したステップＳ１１０で補正部９４は、上記ステップＳ１０４で生成した差分画像から、造影剤成分を除去した画像（以下、「造影剤成分除去画像」という）を生成する。一例として本例示的実施形態の補正部９４は、差分画像から造影剤成分を除去する複数種類の処理を組み合わせて用いる。
　上述した斜入成分及び散乱線成分に比較して、造影剤成分は高い周波数成分を有する。そのため、本例示的実施形態の補正部９４は、上記複数種類の処理の一つとして、造影剤成分に応じた高周波成分を除去する高周波除去フィルタを差分画像に対して適用することで、差分画像から造影剤成分を除去する。乳房Ｗが厚くなるほど、乳房Ｗに含まれる造影剤が重なり合って写るため、造影剤像の画素値がより小さくなり、画像がより白くなる傾向がある。このように造影剤像は、乳房Ｗの厚みｈの影響を受けるため、一例として本例示的実施形態の補正部９４は、乳房Ｗの厚みｈに応じた高周波除去フィルタを適用して造影剤成分を除去する。この場合の高周波除去フィルタとしては、例えば、第１例示的実施形態で説明した低周波成分除去フィルタと閾値を同様とした高周波成分除去フィルタを適用してもよい。
　また、造影剤は病変や血管等の構造物を濃染するため、本例示的実施形態の補正部９４は、上記複数種類の処理の一つとして、造影剤により濃染される構造物を学習した構造物検出モデル（図示省略）を適用して、差分画像において濃染される構造物を検出し、検出した構造物の領域を差分画像から除去することで造影剤成分を除去する。
　構造物分検出モデルは、造影撮影により得られた差分画像を入力とし、入力された差分画像における、造影剤で濃染される構造物を表す情報を出力とした学習済みモデルである。造影剤で濃染される構造物を表す情報としては、例えば、腫瘤等の病変や血管の構造、形状、及び位置等の情報が挙げられる。構造物検出モデルとは、造影撮影により得られた差分画像の画像解析結果を教師データとし、造影剤で濃染される構造物を表す情報を出力データとして対にした複数のデータ対を学習データとして用いた機械学習により構築される。なお、教師データとして乳房Ｗの厚みｈを表す情報をさらに用いるとよい。なお、機械学習の方法については特に限定されず、例えば、ＳＶＭ（Support Vector Machine）、ＧＭＭ（Gaussian Mixture Model）、及びＨＭＭ（Hidden Markov Model）、及びＮＮ（Neural Network）等の公知の機械学習の手法が適用される。
　また、散乱線成分及び斜入成分と、上述したように乳房Ｗの形状とは関連性を有するため、本例示的実施形態の補正部９４は、上記複数種類の処理の一つとして、乳房Ｗの形状から導き出される、散乱線成分及び斜入成分を学習した成分検出モデル（図示省略）を適用して検出した差分画像に含まれる散乱線成分及び斜入成分に該当しない構造を差分画像から除去することで、差分画像から造影剤成分を除去する。
　成分検出モデルは、造影撮影により得られた差分画像を入力とし、入力された差分画像における散乱線成分及び斜入成分を表す情報を出力とした学習済みモデルである。成分検出モデルは、造影撮影により得られた差分画像の画像解析結果を教師データとし、散乱線成分及び斜入成分を表す情報を出力データとして対にした複数のデータ対を学習データとして用いた機械学習により構築される。なお、教師データとして乳房Ｗの厚みｈを表す情報をさらに用いるとよい。なお、機械学習の方法については特に限定されず、例えば、ＳＶＭ及びＨＭＭ等の公知の機械学習の手法が適用される。
　本例示的実施形態の補正部９４は、上記３種類の処理を組み合わせて、差分画像に適用することにより、差分画像から造影剤成分を除去する。一例として、本例示的実施形態の補正部９４は、上記ステップＳ１０４で得られた差分画像に対して、３種類の処理を各々行った処理結果を組み合わせる。
　なお、上記３種類の処理の組み合わせ方は本例示的実施形態に限定されず、例えば、上記３種類の処理を任意の順番で順次行う形態、換言すると、前の処理の処理結果として得られた画像に対して次の処理を行う形態としてもよい。また、この場合の処理の順番も特に限定されない。なお、例えば、差分画像から高周波成分を除去した後の画像に対して、上記の構造物検出モデルを適用して、造影剤により濃染される構造物を検出する場合、適用する構造物検出モデルの教師データを、差分画像から高周波成分を除去した後の画像とすることが好ましい。また、上記３種類の処理のうち、いずれか１つの処理を行う形態としてもよい。また、差分画像から造影剤成分除去画像を生成する方法は、本例示的実施形態に限定されない。
　次のステップＳ１１２で補正部９４は、造影剤画像を生成する。補正部９４は、上記ステップＳ１０４で生成した差分画像と、ステップＳ１１０で生成された造影剤成分除去画像との差分の画像を生成することにより、造影剤像を含む造影剤画像を生成する。具体的には、補正部９４は、差分画像の画像データ（各画素値）から、対応する画素毎に、造影剤成分除去画像の画像データ（画素値）を減算することで、造影剤画像を生成する。なお、「造影剤像」とは、上述したように造影成分の像であり、放射線画像から抽出される造影成分の部分のみの画像をいう。一方、「造影剤画像」とは、散乱線成分及び斜入成分が除去された、造影剤像を含む放射線画像の全体をいう。
　本例示的実施形態の補正部９４が生成する造影剤画像は、第１例示的実施形態で生成される散乱線成分及び斜入成分が除去された差分画像よりも、造影剤像が強調された画像となる。
　次のステップＳ１１４で、補正部９４は、上記ステップＳ１１２で生成した造影剤画像を表示部７８に表示させる。本ステップにより造影剤画像が表示部７８に表示されると、本画像処理が終了する。
　このように、差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去するため、ステップＳ１１４で補正部９４は、散乱線成分及び斜入成分が除去され、造影剤像である造影剤画像を表示部７８に表示する。
　本例示的実施形態のコンソール６では、上述したように、差分画像から、差分画像から造影剤成分を除去する複数種類の処理を組み合わせて得られた造影剤成分除去画像を除去（減算）することで、造影剤画像を生成している。すなわち本例示的実施形態の造影剤画像は、造影剤成分除去画像の生成における、複数種類の処理毎に得られた造影剤像の組み合わせとなる。従って、本例示的実施形態のコンソール６によれば、１種類の処理により得られた造影剤像を用いるよりも、より精度が高い造影剤像を含む造影剤画像を得ることができる。
［第３例示的実施形態］
　以下、第３例示的実施形態について詳細に説明する。
　放射線画像撮影システム１の全体構成と、コンソール６及びマンモグラフィ装置１０各々の構成とは、第１例示的実施形態と同様であるため、説明を省略する。本例示的実施形態では、マンモグラフィ装置１０による造影撮影により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像に対して、コンソール６が実行する画像処理の一部の処理が第１例示的実施形態のコンソール６が実行する画像処理（図７参照）と異なるため、異なる処理について説明する。
　図９には、本例示的実施形態のコンソール６によって実行される画像処理の流れの一例を表したフローチャートが示されている。図９に示した画像処理は、第１例示的実施形態の画像処理（図７参照）のステップＳ１０６に替えて、ステップＳ１０２とステップＳ１０４との間にステップＳ１０３Ａ及びＳ１０３Ｂの処理を実行する点が異なっている。
　図９に示したステップＳ１０３Ａで補正部９４は、上記ステップＳ１００で取得した第１放射線画像及び第２放射線画像の各々から、散乱線成分を除去する。一例として本例示的実施形態のコンソール６では、乳房Ｗを模擬したファントムを用いて、厚みｈ等の種々の条件に応じて予め得られた複数の散乱線成分補正用データを予め記憶部７２に記憶しておく。そして、補正部９４は、乳房Ｗの厚みｈに対応する散乱線成分補正用データを記憶部７２から取得し、取得した散乱線成分補正用データを用いて、差分画像を補正することで散乱線成分を除去する。なお、補正部９４が散乱線成分を除去する方法は本例示的実施形態の方法に限定されず、公知の散乱線成分の除去方法を用いることが可能である。
　次のステップＳ１０３Ｂで補正部９４は、上記ステップＳ１０３Ａの処理により散乱線成分が除去された第１放射線画像及び第２放射線画像の各々から、斜入成分を除去する。上述したように、斜入成分は、放射線源２９から照射される放射線Ｒの入射角度θと、乳房Ｗの厚みｈとに応じて定まる。乳房Ｗの厚みｈと、造影撮影における放射線源２９の位置（放射線Ｒの入射角度θ）とに応じて透過経路が長くなる。そこで、一例として本例示的実施形態の補正部９４は、乳房の厚みｈと放射線Ｒの入射角度θとに応じた放射線Ｒの減衰量に基づいた斜入成分を、第１放射線画像及び第２放射線画像の各々から除去する。そのため、本例示的実施形態のマンモグラフィ装置１０は、第１放射線画像及び第２放射線画像の各々の画像データに、造影撮影におけるＳＩＤ（Source Image Distance）及び入射角度θ等の情報を対応付けて、コンソール６に送信する。
　なお、補正部９４が斜入成分を除去する方法は本例示的実施形態の方法に限定されず、例えば、乳房Ｗの厚みｈに対応付けて、斜入成分を補正する差分画像に対応する補正マップ等の補正情報を記憶部７２に記憶しておき、補正部９４が記憶部７２に記憶されている補正情報に基づいて補正する形態としてもよい。
　このように、本例示的実施形態では、補正部９４が、第１放射線画像及び第２放射線画像の各々から散乱線成分及び斜入成分を除去する。そのため、本例示的実施形態のステップＳ１０４で生成部９２は、散乱線成分及び斜入成分が除去された第１放射線画像と、散乱線成分及び斜入成分が除去された第２画像とから、差分画像を生成する。なお、一例として本例示的実施形態の生成部９２による差分画像の生成方法は、第１例示的実施形態の画像処理（図７参照）のステップＳ１０４と同様の方法としている。
　従って、次のステップＳ１０８で補正部９４が表示部７８に表示する差分画像は、散乱線成分及び斜入成分が除去され、造影剤像が強調された差分画像となる。
　なお、上記ステップＳ１０３Ａの処理及びＳ１０３Ｂの処理の順番は特に限定されず、Ｓ１０３Ｂの処理を先に、換言すると、斜入成分の除去を行った後に散乱線成分の除去を行う形態としてもよい。
　以上説明したように、上記各例示的実施形態のコンソール６は、造影剤が投与された状態の乳房Ｗに対して、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させて撮影された第１放射線画像、及び第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させて撮影された第２放射線画像を取得する取得部９０と、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像を生成する生成部９２と、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う補正部９４と、を備える。生成部９２は、補正部９４が第１放射線画像及び第２放射線画像に対して補正を行う場合、補正後の第１放射線画像及び補正後の第２放射線画像の差分画像を生成する。
　上記各例示的実施形態のコンソール６によれば、アーチファクト成分の一例として、散乱線成分及び斜入成分を除去する。従って、上記各例示的実施形態のコンソール６によれば、造影剤像の見え方を向上させることができる。
　また、第１例示的実施形態及び第２例示的実施形態のコンソール６によれば、差分画像から散乱線成分及び斜入成分を除去する。差分画像は、乳腺構造等が除去された画像であるため、第１放射線画像及び第２放射線画像から散乱線成分及び斜入成分を除去する場合に比べて、散乱線成分及び斜入成分の検出及び除去が行い易くなる。
　なお、補正部９４は、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して、造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去すればよく、除去する具体的なアーチファクト成分は、上記各例示的実施形態に限定されない。
　例えば、上記のアーチファクト１１０が発生する原因は、上述した２つの原因に限定されない。その他の原因の一例として、放射線Ｒを照射する放射線照射部２８に起因する濃度むら成分が挙げられる。この種の濃度むらとして、例えば、放射線照射部２８の放射線源２９が備える放射線管（図示省略）に起因するヒール効果に応じた濃度むらが挙げられる。ヒール効果とは、放射線管の陽極の物質自体に放射線Ｒが吸収されることにより、陰極側に照射される放射線の方が陽極側に照射される放射線よりも高線量かつ低エネルギーとなる現象である。ヒール効果の影響により、放射線Ｒの線量が少なくなる領域では、画素値が小さくなるため、画像が白くなる傾向があり、放射線画像に、濃度むらとして現れる。ヒール効果は、低エネルギーの放射線ほど、顕著となる傾向がある。
　従って、ヒール効果により生じた濃度むら成分がアーチファクト成分となるため、コンソール６の補正部９４が、放射線画像からヒール効果によって生じた濃度むら成分の影響を除去する形態としてもよい。なお、補正部９４がヒール効果によって生じた濃度むら成分の影響を除去する方法は特に限定されず、例えば、特開２００９－２９７３９３号公報に記載されている技術等、公知の技術を用いることが可能である。上記特開２００９－２９７３９３号公報には、ヒール効果があらわれる方向（放射線管の陽極と陰極とを結ぶ方向）の画素値の分布に基づいて、照射むら成分を推定し、推定した照射ムラの補正を行う技術が記載されている。
　この場合にコンソール６で実行される画像処理の流れの一例を図１０Ａに示す。図１０Ａに示した画像処理は、ステップＳ１０６とステップＳ１０８との間にステップＳ１０７の処理を行う点で、第１例示的実施形態の画像処理（図７参照）と異なっている。図１０Ａに示したステップＳ１０７で補正部９４は、上記ステップＳ１０６の処理により散乱線成分及び斜入成分が除去された差分画像から、上述のようにヒール効果による濃度むら成分を除去する。なお、差分画像から散乱成分及び斜入成分を除去する処理と、ヒール効果による濃度むら成分を除去する処理との順番は、図１０Ａに示した順番に限定されず、ヒール効果による濃度むら成分を除去する処理を先に行う形態としてもよい。この場合、ステップＳ１０７の処理に代えて同様の処理をステップＳ１０４とステップＳ１０６との間に設ければよい。このように、補正部９４が、差分画像からヒール効果による濃度むら成分を除去する形態としてもよい。
　また、この場合にコンソール６で実行される画像処理の流れの他の例を図１０Ｂに示す。図１０Ｂに示した画像処理は、ステップＳ１０３ＢとステップＳ１０４との間にステップＳ１０３Ｃの処理を行う点で、第３例示的実施形態の画像処理（図９参照）と異なっている。図１０Ｂに示したステップＳ１０３Ｃで補正部９４は、上記ステップＳ１０３Ａ及びＡ１０３Ｂの処理により散乱線成分及び斜入成分が除去された第１放射線画像及び第２放射線画像の各々から、ヒール効果による濃度むら成分を除去する。このように、補正部９４が、第１放射線画像及び第２放射線画像の各々からヒール効果による濃度むら成分を除去する形態としてもよい。
　また、補正部９４は、上述したアーチファクト成分となる成分の少なくとも一つの成分を、第１放射線画像及び第２放射線画像と、差分画像との一方に対して除去すればよい。
　また、本例示的実施形態では、被写体の一例として乳房Ｗである形態について説明したが、被写体は乳房Ｗに限定されない。例えば被写体は、人間の腹部、及び大腿部等であってもよいし、また、人間に限定されず、他の動物であってもよい。
　上記各例示的実施形態において、例えば取得部９０、生成部９２、及び補正部９４といった各種の処理を実行する処理部（processing unit）のハードウェア的な構造としては、次に示す各種のプロセッサ（processor）を用いることができる。上記各種のプロセッサには、上述したように、ソフトウェア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵに加えて、ＦＰＧＡ（Field　Programmable Gate Array）等の製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device ：ＰＬＤ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等の特定の処理を実行させるために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路などが含まれる。
　１つの処理部は、これらの各種のプロセッサのうちの１つで構成されてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサの組み合わせ（例えば、複数のＦＰＧＡの組み合わせや、ＣＰＵとＦＰＧＡとの組み合わせ）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。
　複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアント及びサーバ等のコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウェアの組み合わせで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態が挙げられる。第２に、システムオンチップ（System On Chip：ＳｏＣ）等に代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態が挙げられる。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサの１つ以上を用いて構成される。
　さらに、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造としては、より具体的には、半導体素子等の回路素子を組み合わせた電気回路（circuitry）を用いることができる。
　また、上記各例示的実施形態では、画像処理プログラム７１が記憶部７２に予め記憶（インストール）されている態様を説明したが、これに限定されない。画像処理プログラム７１は、ＣＤ－ＲＯＭ（Compact Disc Read Only Memory）、ＤＶＤ－ＲＯＭ（Digital Versatile Disc Read Only Memory）、及びＵＳＢ（Universal Serial Bus）メモリ等の記録媒体に記録された形態で提供されてもよい。また、画像処理プログラム７１は、ネットワークを介して外部装置からダウンロードされる形態としてもよい。
　その他、上記各例示的実施形態で説明した放射線画像撮影システム１、コンソール６、及びマンモグラフィ装置１０等の構成及び動作等は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において状況に応じて変更可能であることはいうまでもない。また、上記各例示的実施形態を適宜組み合わせてもよいこともいうまでもない。
　２０１８年９月１８日出願の日本国特許出願２０１８－１７３７１５号の開示は、その全体が参照により本明細書に取り込まれる。
　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。

Claims (11)

  1. 　造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得する取得部と、
    　前記第１放射線画像と前記第２放射線画像との差分画像を生成する生成部と、
    　前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像と、前記差分画像との一方に対して、前記造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行う補正部と、
    　を備え、
    　前記生成部は、前記補正部が前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像に対して前記補正を行う場合、補正後の前記第１放射線画像及び補正後の前記第２放射線画像の差分画像を生成する、
    　画像処理装置。
  2. 　前記補正部は、前記アーチファクト成分として、前記被写体に対する前記放射線の斜入に起因する斜入成分を除去する補正を行う、請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 　前記補正部は、前記アーチファクト成分として、放射線の散乱線に起因する散乱線成分を除去する補正を行う、請求項１または請求項２に記載の画像処理装置。
  4. 　前記補正部は、前記アーチファクト成分として、前記放射線を照射する放射線照射装置に起因する濃度むらを除去する補正を行う、請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  5. 　前記補正部は、前記被写体の前記放射線の入射方向に対する厚みに応じた補正量で前記補正を行う、請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  6. 　前記補正部は、前記被写体の前記放射線の入射方向に対する厚みが厚くなるほど、低い周波数成分を除去する補正を行う、請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  7. 　前記補正部は、前記差分画像に対して前記補正を行う場合、前記アーチファクト成分を除去する補正として、前記差分画像から造影剤成分を除去した造影剤成分除去画像を生成し、前記差分画像と前記造影剤成分除去画像との差分である造影剤画像を生成する、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  8. 　前記補正部は、種類が異なる複数の処理を組み合わせて、前記造影剤成分を除去する、請求項７に記載の画像処理装置。
  9. 　前記被写体は、人の乳房である、請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  10. 　造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得し、
    　前記第１放射線画像と前記第２放射線画像との差分画像を生成し、
    　前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像と、前記差分画像との一方に対して、前記造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行い、
    　前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像に対して前記補正を行う場合、補正後の前記第１放射線画像及び補正後の前記第２放射線画像の差分画像を生成する、
    　ことを含む、コンピュータが実行する画像処理方法。
  11. 　造影剤が投与された状態の被写体に対して、第１のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第１放射線画像、及び前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線を照射させて撮影された第２放射線画像を取得し、
    　前記第１放射線画像と前記第２放射線画像との差分画像を生成し、
    　前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像と、前記差分画像との一方に対して、前記造影剤による造影剤像と類似した見え方として予め定められたアーチファクトを発生させるアーチファクト成分を除去する補正を行い、
    　前記第１放射線画像及び前記第２放射線画像に対して前記補正を行う場合、補正後の前記第１放射線画像及び補正後の前記第２放射線画像の差分画像を生成する、
    　ことを含む処理をコンピュータに実行させる画像処理プログラム。
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