WO2020202617A1 - 画像処理装置、放射線画像撮影システム、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、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラム Download PDF

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image
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correction
radiation detector
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憲吾 野村
康則 成川
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富士フイルム株式会社
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    • G06T2207/30108—Industrial image inspection
    • G06T2207/30136—Metal

Definitions

  • the present disclosure relates to an image processing apparatus, a radiation imaging system, an image processing method, and an image processing program.
  • Non-destructive inspection using radiation has been performed.
  • a radiation detection medium is wrapped around the welded portion of the pipe to be inspected, and radiation is emitted from the radiation source with the radiation source placed on the central axis of the pipe, and the radiation detection medium is used.
  • a technique for acquiring a generated radiographic image is disclosed (see Patent Document 1). In the technique described in Patent Document 1, since the radiation detection medium is wound around the pipe, the ends of the radiation detection medium overlap each other.
  • Patent Document 2 regarding a radiation image taken in a state where a plurality of radiation detection devices for detecting radiation are superposed and arranged, in the superposed portion where the radiation detection devices are superposed, the side closer to the radiation source Since the radiation detection device is reflected, a technique for correcting the reflected area is described.
  • the present disclosure has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide an image processing apparatus, a radiation imaging system, an image processing method, and an image processing program capable of accurately correcting a radiation image. And.
  • the image processing apparatus of the first aspect of the present disclosure comprises a radiation detector in which a plurality of pixels are arranged to output an electric signal according to the dose of radiation emitted from the radiation source.
  • An image acquisition unit that acquires a radiation image taken with the ends of the radiation detector superimposed on each other, and a correction unit that corrects the influence of the end portion of the radiation image on the side far from the radiation source. Be prepared.
  • the influence is the influence of backscattered rays caused by the end portion on the far side.
  • the image processing apparatus of the third aspect of the present disclosure is the image processing apparatus of the first aspect or the second aspect, and the correction unit is an image of an overlapping portion of the ends of the radiation detector in the radiation image. Correct the effect on.
  • the image processing apparatus is for sensitivity correction taken by a radiation detector in the image processing apparatus according to any one of the first to third aspects without a subject. After the variation in sensitivity of each of the plurality of pixels of the radiation detector is corrected based on the image, the correction coefficient obtained based on the correction image taken by the radiation detector in the absence of the subject is acquired. A coefficient acquisition unit is further provided, and the correction unit corrects the radiation image acquired by the image acquisition unit using the correction coefficient.
  • the radiographic image acquired by the image acquisition unit is an inspection of the inspection object. It is a radiation image of the target part, and the part different from the inspection target part of the inspection target is further provided with a correction coefficient acquisition unit that acquires the correction coefficient obtained based on the correction image taken by the radiation detector. , The correction unit corrects the radiation image acquired by the image acquisition unit using the correction coefficient.
  • the image processing apparatus of the sixth aspect of the present disclosure is the image processing apparatus of the fourth or fifth aspect, and the correction coefficient acquisition unit is a superposition of the ends of the radiation detectors in the correction image.
  • the correction coefficient is derived based on the pixel value of the image of the portion and the pixel value of the image of the non-superimposed portion.
  • the radiation detector has flexibility and the image acquisition unit is , The radiation detector is bent, and a radiation image taken in a state where one end and the other end of the radiation detector are superimposed is acquired.
  • the image acquisition unit is arranged in a state where the end portions are overlapped with each other. A radiation image taken by each of a plurality of radiation detectors is acquired.
  • the radiation imaging system includes a radiation detector in which a plurality of pixels for outputting an electric signal corresponding to the dose of the irradiated radiation are arranged, an image processing apparatus of the present disclosure, and the like. To be equipped with.
  • the electric charge generated by each of the plurality of pixels as the dose of the irradiated radiation increases. It is configured to include an increasing conversion element and a switching element that outputs the electric charge generated by the conversion element as an electric signal.
  • the image processing method of the eleventh aspect of the present disclosure is from a radiation detector in which a plurality of pixels that output an electric signal corresponding to a dose of radiation emitted from a radiation source are arranged, to an end portion of the radiation detector. It includes a process of acquiring a radiation image taken in a state where the radiation images are superimposed on each other and correcting the influence of the end portion on the side far from the radiation source included in the radiation image.
  • the image processing program is a radiation detector from a radiation detector in which a plurality of pixels for outputting an electric signal corresponding to a dose of radiation emitted from a radiation source are arranged on a computer. This is for acquiring a radiation image taken in a state where the ends of the radiation are superimposed on each other, correcting the influence of the end on the side far from the radiation source included in the radiation image, and executing the process.
  • the image processing apparatus of the present disclosure is an image processing apparatus having a processor and a memory, and the radiation radiation in which a plurality of pixels are arranged so that the processor outputs an electric signal according to the dose of the radiation emitted from the radiation source.
  • a radiation image taken with the ends of the radiation detectors superimposed on each other is acquired from the detector, and the influence of the end far from the radiation source included in the radiation image is corrected.
  • the radiographic image can be corrected with high accuracy.
  • the radiation imaging system 10 includes a radiation irradiation device 12, an image processing device 14, and a radiation imaging device 16.
  • An example of the image processing device 14 is a mobile terminal such as a laptop computer.
  • the radiation irradiation device 12 includes a radiation source 13 that irradiates radiation such as X-rays (X-rays). Information can be transmitted and received by wireless communication between the radiation irradiation device 12, the image processing device 14, and the radiation image capturing device 16.
  • X-rays X-rays
  • the radiation imaging apparatus 16 includes a housing 21 that transmits radiation, and a radiation detector 20 that detects radiation that has passed through an object to be inspected is provided in the housing 21. .. Further, a control board 26, a case 28, a gate wiring driver 52, and a signal processing unit 54 are provided in the housing 21.
  • the radiation detector 20 includes a scintillator 22 as an example of a light emitting layer that emits light when irradiated with radiation, and a TFT (Thin Film Transistor) substrate 30. Further, the scintillator 22 and the TFT substrate 30 are laminated in the order of the scintillator 22 and the TFT substrate 30 from the radiation incident side. That is, the radiation detector 20 is a PSS (Penetration Side Sampling) type radiation detector in which radiation is emitted from the scintillator 22 side.
  • the scintillator 22 of the present embodiment is configured to contain GOS (gadolinium sulfate).
  • the case 28, the gate wiring driver 52, the control board 26, and the signal processing unit 54 are provided on opposite sides of the radiation detector 20 with the radiation detector 20 interposed therebetween.
  • the case 28, the gate wiring driver 52, the control board 26, and the signal processing unit 54 may be provided on the same side of the radiation detector 20.
  • control board 26 electronic circuits such as an image memory 56, a control unit 58, and a communication unit 66, which will be described later, are formed on the board.
  • the case 28 houses a power supply unit 70 and the like, which will be described later.
  • the TFT substrate 30 is provided with a plurality of pixels 32 in a two-dimensional manner in one direction (row direction in FIG. 3) and in an intersecting direction (column direction in FIG. 3) where the pixels 32 intersect in one direction. ..
  • the pixel 32 includes a sensor unit 32A and a field effect transistor (TFT, hereinafter simply referred to as “thin film transistor”) 32B.
  • TFT field effect transistor
  • the sensor unit 32A includes an upper electrode, a lower electrode, a photoelectric conversion film, and the like (not shown), absorbs the light emitted by the scintillator 22, generates an electric charge, and accumulates the generated electric charge.
  • the thin film transistor 32B converts the electric charge accumulated in the sensor unit 32A into an electric signal and outputs it.
  • the sensor unit 32A is an example of a conversion element in which the generated charge increases as the dose of irradiated radiation (hereinafter referred to as “radiation amount”) increases.
  • the thin film transistor 32B is an example of a switching element that outputs the electric charge generated in the sensor unit 32A as an electric signal.
  • the TFT substrate 30 is provided with a plurality of gate wirings 34 extending in one direction and for turning on and off each thin film transistor 32B. Further, the TFT substrate 30 is provided with a plurality of data wirings 36 extending in the intersecting direction and for reading charges via the thin film transistor 32B in the on state.
  • the individual gate wiring 34 of the TFT substrate 30 is connected to the gate wiring driver 52, and the individual data wiring 36 of the TFT substrate 30 is connected to the signal processing unit 54.
  • Each of the thin film transistor 32Bs of the TFT substrate 30 is turned on in a row-by-row manner by an electric signal supplied from the gate wiring driver 52 via the gate wiring 34. Then, the electric charge read by the thin film transistor 32B turned on is transmitted as an electric signal through the data wiring 36 and input to the signal processing unit 54. As a result, the electric charges are sequentially read in row units, and image data showing a two-dimensional radiographic image is acquired.
  • the signal processing unit 54 includes an amplifier circuit and a sample hold circuit (both not shown) for amplifying the input electric signal for each individual data wiring 36, and the electric signal transmitted through the individual data wiring 36. Is amplified by the amplifier circuit and then held by the sample hold circuit. Further, a multiplexer and an AD (Analog-to-Digital) converter are sequentially connected to the output side of the sample hold circuit. Then, the electric signals held in the individual sample hold circuits are sequentially (serially) input to the multiplexer, and the electric signals sequentially selected by the multiplexer are converted into digital image data by the AD converter.
  • AD Analog-to-Digital
  • a control unit 58 which will be described later, is connected to the signal processing unit 54, and the image data output from the AD converter of the signal processing unit 54 is sequentially output to the control unit 58.
  • An image memory 56 is connected to the control unit 58, and image data sequentially output from the signal processing unit 54 is sequentially stored in the image memory 56 under the control of the control unit 58.
  • the image memory 56 has a storage capacity capable of storing a predetermined number of image data, and each time a radiographic image is taken, the image data obtained by the taking is sequentially stored in the image memory 56.
  • the control unit 58 includes a CPU (Central Processing Unit) 60, a memory 62 including a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory), and a non-volatile storage unit 64 such as a flash memory.
  • a CPU Central Processing Unit
  • a memory 62 including a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory)
  • a non-volatile storage unit 64 such as a flash memory.
  • An example of the control unit 58 is a microcomputer or the like.
  • the communication unit 66 is connected to the control unit 58, and transmits and receives various information to and from external devices such as the radiation irradiation device 12 and the image processing device 14, which will be described later, by wireless communication.
  • the power supply unit 70 supplies electric power to various circuits and elements such as the gate wiring driver 52, the signal processing unit 54, the image memory 56, the control unit 58, and the communication unit 66 described above.
  • the wiring connecting the power supply unit 70, various circuits, and each element is omitted.
  • the base material of the TFT substrate 30 of the present embodiment is a resin sheet having flexibility and containing, for example, a plastic such as PI (PolyImide: polyimide).
  • the thickness of the base material of the TFT substrate 30 may be any thickness as long as the desired flexibility can be obtained depending on the hardness of the material, the size of the TFT substrate 30, and the like.
  • the thickness of the resin sheet may be, for example, 5 ⁇ m to 125 ⁇ m, more preferably 20 ⁇ m to 50 ⁇ m. Specific examples of the resin sheet include XENOMAX (registered trademark).
  • the portion of the scintillator 22 and the housing 21 of the present embodiment facing the detection surface of the radiation detector 20 also has flexibility like the TFT substrate 30. Therefore, as shown in FIG. 4, as an example, the inspection target 18 for non-destructive inspection is a cylindrical object such as a pipe of a natural gas pipeline, and the inspection target portion 19 is a welded portion of two pipes.
  • the radiation imaging apparatus 16 can be provided on the inspection object 18 in a state of being bent along the outer shape of the inspection object 18.
  • the radiographic imaging apparatus 16 of the present embodiment can take a radiographic image of the inspection target portion 19 in a state of being wound around the inspection target object 18.
  • the variation in the sensitivity of each of the plurality of pixels 32 of the radiation detector 20 is corrected based on the sensitivity correction image before the image of the inspection target portion 19 is taken.
  • a sensitivity correction image a radiation image in which a portion different from the inspection target portion 19 as a subject is photographed while the radiation detector 20 is wound around the inspection target 18, in other words, there is no subject. A radiographic image taken in the state is used.
  • gain correction and the like can be mentioned as a method for correcting the variation in sensitivity of each of the plurality of pixels 32 of the radiation detector 20.
  • the radiation imaging apparatus 16 or the image processing apparatus 14 may correct the variation in the sensitivity of each of the plurality of pixels 32 of the radiation detector 20.
  • FIG. 6 shows a cross-sectional view schematically showing a cross section of the inspection object 18 in a state where the radiographic imaging apparatus 16 is wound.
  • the thicknesses of the radiographic imaging apparatus 16 and the inspection object 18 are ignored for the sake of simplification.
  • the ends of the radiographic imaging apparatus 16 are often overlapped with each other. In this case, the ends of the radiation detector 20 of the radiation imaging apparatus 16 are also overlapped with each other.
  • the radiation imaging device 16 is irradiated with radiation from the radiation irradiating device 12 in a state where the ends of the radiation detector 20 are overlapped with each other to take a radiation image, the radiation image affected by the overlapping of the ends is generated. Be photographed.
  • the image processing device 14 includes an image acquisition unit 80, a correction unit 82, a correction coefficient acquisition unit 84, and an output unit 86.
  • the image acquisition unit 80 acquires image data representing a radiation image generated by the radiation image capturing apparatus 16.
  • the inspector performing the non-destructive inspection first attaches the radiographic imaging apparatus 16 to the inspection target portion 19 of the inspection target object 18 to the outer shape of the inspection target object 18. Wrap along. Further, the inspector arranges the radiation irradiation device 12 at a position corresponding to the portion provided with the radiation imaging device 16 inside the inspection target portion 19 of the inspection target object 18. For this arrangement, for example, an electric trolley or the like is used.
  • the inspector operates the image processing device 14 to input a radiographic image photographing instruction.
  • the image processing device 14 transmits imaging conditions such as a tube voltage, a tube current, and a radiation irradiation period to the radiation irradiation device 12 and the radiation image capturing device 16.
  • Radiation according to the imaging conditions is emitted from the radiation source 13 of the radiation irradiation device 12. Then, the radiation detector 20 generates image data according to the amount of radiation that has reached the radiation detector 20 of the radiation imaging apparatus 16. The image data generated by the radiation detector 20 is transmitted to the image processing device 14 via the communication unit 66. The image acquisition unit 80 acquires the image data transmitted from the radiation imaging apparatus 16 in this way.
  • the correction unit 82 corrects the influence caused by the superposition of the ends of the radiation detector 20 included in the radiation image represented by the image data acquired by the image acquisition unit 80 by image processing.
  • the correction unit 82 of the present embodiment corrects the image data acquired by the image acquisition unit 80 by using the correction coefficients k1 and k2.
  • a method of correcting image data by the correction unit 82 will be described with reference to FIGS. 8 and 9.
  • FIG. 8 shows a diagram for explaining the dose of radiation radiated to the radiation detector 20 in a state where the ends of the radiation detector 20 are overlapped with each other.
  • FIG. 9 shows a graph showing the pixel values of the radiation image 110 generated by the radiation detector 20 shown in FIG. 8 and an example of the radiation image 110.
  • the horizontal axis of the graph of FIG. 9 represents the pixel position of the radiation detector 20 along the outer peripheral direction of the inspection object 18, and the vertical axis represents the pixel value of the radiation image 110.
  • the radiation imaging system 10 of the present embodiment performs a non-destructive inspection in a state where the radiation irradiation device 12 is arranged inside the inspection object 18
  • the radiation source 13 for irradiating the radiation R is arranged at the center position in the cross section of the inspection object 18 along the radial direction. Therefore, the dose of radiation a reaching the detection surface of the radiation detector 20 facing the inspection target 18 is detected along the outer peripheral direction of the inspection target 18 if the inspection target 18 has no defects such as scratches. It is constant regardless of the position of the vessel 20.
  • both the superposed portion 100 and the non-superimposed portion 101 are irradiated with radiation a having the same dose on the detection surface of the radiation detector 20 facing the inspection object 18. Therefore, as shown in FIG. 9, the pixel value (concentration) of the image 111 in the region corresponding to the non-superimposed portion 101 of the radiation detector 20 is the pixel value A corresponding to the dose of the radiation a.
  • the radiation a is attenuated because the radiation is absorbed by the end portion 102 on the side closer to the radiation source 13, and the end on the side far from the radiation source 13 in the radiation detector 20 superimposed portion 100.
  • the dose of radiation b reaching the portion 104 is less than the dose of radiation a. Therefore, as shown in FIG. 9, the pixel value of the image 114 in the region corresponding to the end portion 104 of the radiation detector 20 is the pixel value B corresponding to the dose of the radiation b.
  • the pixel value B is a value smaller than the pixel value A. In the non-destructive inspection radiographic image, the smaller the pixel value, the whiter the image. Therefore, the image 114 becomes a whiter image than the image 111.
  • the image 114 of the region corresponding to the end portion 104 of the radiation detector 20 is in a state in which the end portion 102 of the radiation detector 20 is reflected, and the image 111 of the region corresponding to the non-superimposed portion 101.
  • the effect is that the pixel value becomes smaller than that of.
  • the end portion 102 on the side closer to the radiation source 13 is provided with the end portion 104 in addition to the radiation a emitted from the radiation source 13.
  • the scattered rays generated by the above, so-called backscattered rays c, are irradiated. Therefore, as shown in FIG. 9, the pixel value of the image 112 in the region corresponding to the end portion 102 of the radiation detector 20 corresponds to the pixel value A corresponding to the dose of the radiation a and the dose of the backscattered ray c.
  • the value obtained by adding the pixel value C (Pixel value CX).
  • the pixel value CX is a value larger than the pixel value A. In the non-destructive inspection radiographic image, the smaller the pixel value, the whiter the image, so that the image 112 is a blacker image than the image 111.
  • the image 112 of the region corresponding to the end portion 102 of the radiation detector 20 corresponds to the non-superimposed portion 101 under the influence of the backscattered rays c by the end portion 104 of the radiation detector 20.
  • the pixel value is larger than that of the image 111 in the region.
  • the influence between the ends of the radiation detector 20 When there is no influence of the radiation absorption (attenuation) by the end portion 102 and the influence of the backscattered rays c (hereinafter referred to as "the influence between the ends of the radiation detector 20") as described above, the end portion 102 and The radiation emitted from both the end portions 104 is radiation a. Therefore, when there is no influence between the ends of the radiation detector 20, the pixel value of the image 112 in the region corresponding to the end portion 102 and the pixel value of the image 114 in the region corresponding to the end portion 104 are the same. It becomes.
  • k1 be a correction coefficient for correcting the influence of the end portion 104 on the end portion 102. If there is no influence between the ends of the radiation detector 20, as shown in the following equation (1), the pixel value CX of the image 112 in the region corresponding to the end portion 102 and the region corresponding to the end portion 104.
  • the value obtained by adding the pixel value B of the image 114 should be twice the pixel value A of the image 111 in the region corresponding to the non-superimposed portion 101. In other words, a half value of the sum of the pixel value CX and the pixel value B should match the pixel value A. (CX + B) / 2 ⁇ A ... (1)
  • the correction unit 82 of the image processing device 14 of the present embodiment corrects the image 112 of the end portion 102 by multiplying the pixel value of the image 112 of the end portion 102 by the correction coefficient k1.
  • the correction coefficient for correcting the influence of the end portion 102 on the end portion 104 is k2.
  • the correction unit 82 of the image processing device 14 of the present embodiment corrects the image 114 of the end portion 104 by multiplying the pixel value of the image 114 of the end portion 104 by the correction coefficient k2.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 of the image processing device 14 acquires the correction coefficients k1 and k2 used by the correction unit 82 for correcting the radiation image.
  • correction coefficient acquisition unit 84 of the present embodiment acquires the correction coefficients k1 and k2.
  • the correction coefficient k1 data 94A representing the correction coefficient k1 and the correction coefficient k2 data 94B representing the correction coefficient k2 are stored in the storage unit 92. Therefore, the method of reading out these stored data can be mentioned as the first method.
  • the correction coefficient k1 data 94A and the correction coefficient k2 data 94B are stored in advance in the storage unit 92 based on the correction coefficients k1 and k2 derived by, for example, an experiment or a simulation.
  • the dose of the backscattered radiation c by the end portion 104 and the amount of radiation attenuation (absorption) by the end portion 102 are each determined according to the material of the radiation detector 20 and the like. Therefore, depending on the type of radiation detector 20 used, the dose of backscattered rays c by the end portion 104 and the amount of radiation attenuation (absorption) by the end portion 102 may differ from each other. In other words, the correction coefficients k1 and k2 may differ depending on the type of the radiation detector 20. In such a case, it is preferable to hold the correction coefficient k1 data 94A and the correction coefficient k2 data 94B in association with the type of the radiation detector 20.
  • the dose of the backscattered radiation c and the amount of radiation attenuation (absorption) by the end portion 102 may differ from each other.
  • the correction coefficients k1 and k2 may differ depending on the size of the superimposed portion 100. In such a case, it is preferable to hold the correction coefficient k1 data 94A and the correction coefficient k2 data 94B in association with the size of the superposed portion 100.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 derives the correction coefficient k1 from the image data of the radiation image for correction (hereinafter, referred to as “correction image”) by the above equation (3), and also derives the correction coefficient k1 from the image data of the above equation (4). Therefore, the method of deriving the correction coefficient k2 can be mentioned as the second method.
  • the correction image is obtained by the radiation detector 20 by bending the radiation image capturing device 16 into a tubular shape and photographing the image in the same manner as in the state of performing the non-destructive inspection in the state where there is no subject such as the inspection target 18. Radiographic images may be used. Further, for example, a radiographic image obtained by photographing a portion of the inspection target object 18 different from the inspection target portion 19 may be used as a correction image.
  • the method by which the correction coefficient acquisition unit 84 acquires the correction coefficient may be predetermined in accordance with a shooting instruction or the like, or the inspector may instruct by the input unit 96. ..
  • the output unit 86 outputs the image data corrected by the correction unit 82 to the display unit 95, which will be described later.
  • the image processing device 14 includes a CPU 90, a memory 91 as a temporary storage area, and a non-volatile storage unit 92. Further, the image processing device 14 includes a display unit 95 such as a liquid crystal display, an input unit 96 such as a keyboard, and a network I / F that controls wireless communication. (InterFace) 97 is included.
  • the CPU 90, the memory 91, the storage unit 92, the display unit 95, the input unit 96, and the network I / F 97 are connected to the bus 99.
  • the storage unit 92 is realized by an HDD (Hard Disk Drive), an SSD (Solid State Drive), a flash memory, or the like.
  • the storage unit 92 as a storage medium stores the image processing program 93, the above-mentioned correction coefficient k1 data 94A, and the above-mentioned correction coefficient k2 data 94B.
  • the CPU 90 reads the image processing program 93 from the storage unit 92, expands it into the memory 91, and executes the expanded image processing program 93.
  • the CPU 90 executes the image processing program 93, it functions as an image acquisition unit 80, a correction unit 82, a correction coefficient acquisition unit 84, and an output unit 86 shown in FIG. 7.
  • the image processing shown in FIG. 11 is executed, for example, when an inspector inputs an instruction to capture a radiographic image via the input unit 96.
  • the radiation R is irradiated from the radiation source 13 in response to the imaging instruction, and the image data is transmitted from the radiation imaging apparatus 16 to the image processing apparatus 14.
  • step S100 of FIG. 11 the image acquisition unit 80 acquires the image data transmitted from the radiation image capturing apparatus 16.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 determines whether or not to derive the correction coefficients k1 and k2. As described above, when the correction coefficient acquisition unit 84 derives the correction coefficient, the determination in step S102 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S104.
  • step S104 the correction coefficient acquisition unit 84 executes the correction coefficient derivation process shown in FIG.
  • step S150 of FIG. 12 the correction coefficient acquisition unit 84 acquires the image data of the correction image (hereinafter, referred to as “correction image data”).
  • the correction image data corresponds to the image data of the radiation image 110 described above.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 acquires the correction coefficient image data by reading the correction image data from the storage unit 92.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 shifts the region from the radiation image to the region used as the correction image. Acquire the corresponding image data as correction image data. For example, when the radiographic image includes an image portion that does not include the inspection target 18, such as when the end portion of the inspection target 18 is photographed, the image portion that does not include the inspection target 18 is used as the correction image. be able to. Further, for example, when the radiation imaging device 16 (radiation detector 20) is larger than the inspection target portion 19 and the radiation image includes a region that can be said to be an image that does not depend on the inspection target portion 19, the region is corrected. It can be used as an image.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 specifies the superimposed portion 100 in the correction image represented by the correction image data.
  • the method by which the correction coefficient acquisition unit 84 specifies the superimposed portion 100 is not particularly limited. For example, when the correction unit 82 corrects the image data in the image processing step S108 described later, the same method as the method for specifying the superimposed portion 100 can be applied.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 derives the correction coefficient k1 and temporarily stores it in the storage unit 92 or the like. Specifically, the correction coefficient acquisition unit 84 identifies the end portions 102 and 104 and the non-superimposed portion 101 based on the superposed portion 100 specified in step S152. Further, as described above, using the pixel value CX of the image 112 of the end portion 102, the pixel value B of the image 114 of the end portion 104, and the pixel value A of the image 111 of the non-superimposed portion 101, the above (2). ), The correction coefficient k1 is derived.
  • the correction coefficient acquisition unit 84 derives the correction coefficient k2 and temporarily stores it in the storage unit 92 or the like. Specifically, the correction coefficient acquisition unit 84 uses the pixel value B of the image 114 of the end portion 104 and the pixel value A of the image 111 of the non-superimposed portion 101, as described above, according to the above equation (4). , The correction coefficient k2 is derived. Upon completion of the process of step S156, the present correction coefficient derivation process is terminated, and the process proceeds to step S108 of the image processing shown in FIG.
  • step S102 the determination in step S102 is a negative determination, and the process proceeds to step S106.
  • step S106 the correction coefficient acquisition unit 84 reads the correction coefficient k1 from the correction coefficient k1 data 94A of the storage unit 92, and reads the correction coefficient k2 from the correction coefficient k2 data 94B.
  • the correction unit 82 corrects the image data acquired in the step S100 by the correction coefficients k1 and k2 as described above.
  • the correction unit 82 first identifies each of the superimposed portion 100, more specifically the end portions 102 and 104, in the radiographic image represented by the image data.
  • the method by which the correction unit 82 identifies each of the end portions 102 and 104 in the radiographic image is not particularly limited.
  • the correction unit 82 identifies the end portions 102 and 104 based on the image of the marker or the like. You may. Further, for example, as described above, since the pixel values of the non-superimposed portion 101 and the superposed portion 100 are different, a line image is generated at the boundary portion between the superposed portion 100 and the non-superimposed portion 101. Therefore, the correction unit 82 may specify the end portions 102 and 104 according to the positional relationship with the line image and the magnitude of the pixel value by detecting the line image serving as the boundary portion.
  • the diameter of the inspection object 18 is predetermined, so that the length (size) of the non-overlapping portion 101 is predetermined. It has been decided.
  • the length (size) and position of the end portions 102 and 104 are uniquely determined by the length (size) of the non-overlapping portion 101. Therefore, the correction unit 82 may specify the end portions 102 and 104 according to the diameter of the inspection object 18 and the like.
  • the correction unit 82 multiplies the pixel value of the image 112 of the end portion 102 by the correction coefficient k1 as described above to obtain the image of the end portion 102.
  • the 112 is corrected.
  • the correction unit 82 corrects the image 114 of the end portion 104 by multiplying the pixel value of the image 114 of the end portion 104 by the correction coefficient k2.
  • step S110 the output unit 86 outputs the image data corrected by the process of the step S108 to the display unit 95.
  • the corrected radiation image is displayed on the display unit 95.
  • the inspector visually confirms the radiographic image displayed on the display unit 95 to grasp the presence or absence of defects in the inspection target portion 19 of the inspection target object 18.
  • the image processing apparatus 14 of the present embodiment emits radiation from a radiation detector 20 in which a plurality of pixels 32 that output an electric signal corresponding to the dose of radiation R emitted from the radiation source 13 are arranged. Correction to correct the influence of the image acquisition unit 80 that acquires the radiation image taken with the ends of the detector 20 superimposed on each other and the end portion 104 on the side far from the radiation source 13 included in the radiation image. A unit 82 is provided.
  • the radiation image can be corrected with high accuracy.
  • the dose of radiation R emitted from the radiation source 13 when performing a non-destructive inspection is relatively larger than the dose of radiation emitted from a radiation source used for medical purposes for photographing a patient or the like. Therefore, when the image is taken with the radiation detector 20 superimposed, the backscattered rays c caused by the end portion 104 farther from the radiation source 13 in the superimposed portion 100 as compared with the medical radiation image. The dose will increase. Therefore, the radiographic image in the non-destructive inspection is an image affected by backscattered rays as compared with the radiographic image for medical use.
  • the image processing apparatus 14 of the present embodiment is more effective when applied to the correction of the radiographic image in the non-destructive inspection.
  • the sensitivity of each of the plurality of pixels 32 of the radiation detector 20 is varied while the radiation detector 20 is wound around the inspection target object 18. It can be corrected based on the sensitivity correction image. Therefore, the variation in the sensitivity of each of the plurality of pixels 32 can be corrected more appropriately, and the image quality of the captured radiation image can be improved.
  • the correction unit 82 of the image processing device 14 corrects both the image 112 of the end portion 102 and the image 114 of the end portion 104, but the present embodiment is not limited to this embodiment. Since the image 112 and the image 114 are images corresponding to the same portion of the inspection object 18, the correction unit 82 may correct one of them. In this case, it is preferable to correct the image of the radiation detector 20 closer to the inspection object 18, or the image 112 of the end portion 102 in the present embodiment. In this case, the correction coefficient acquisition unit 84 need only acquire the correction coefficient k1.
  • the information setting unit 62 of the image processing device 14 uses the correction coefficients k1 and k2 to correct the images 112 and 114 of the superimposed portion 100 in the radiation image 110.
  • the form using the correction coefficients k1 and k2 is not limited.
  • a similar correction formula may be used instead of the correction coefficients k1 and k2.
  • a filter having a frequency corresponding to the backscattered rays c may be applied to the image 112.
  • the mode in which the inspection object 18 is photographed by one radiation imaging device 16 (radiation detector 20) has been described, but the radiation imaging device 16 (radiation) used for photographing the inspection object 18 has been described.
  • a mode of capturing the test object 18 using the three radiographic apparatus 16 1-16 3 (radiation detector 20 1 to 20 3).
  • FIG. 13 the case of using the radiation image capturing apparatus 16 1-16 3, each of the radiation image capturing apparatus 16 1 to 16 3, the end portions of the radiation image capturing apparatus 16 1-16 3 adjacent overlapped It is arranged in a state of being wound around the inspection object 18.
  • the radiographic image can be corrected with high accuracy.
  • At least a part of the image processing shown in FIG. 11 performed by the CPU 90 of the image processing device 14 in the present embodiment may be executed by the CPU 60 of the radiation imaging device 16.
  • a PSS type radiation detector in which radiation is emitted from the scintillator 22 side is applied to the radiation detector 20 has been described, but the present invention is not limited to this.
  • an ISS (Irradiation Side Sampling) type radiation detector in which radiation is irradiated from the TFT substrate 30 side may be applied to the radiation detector 20.
  • an indirect conversion type radiation detector that temporarily converts radiation into light and then converts the converted light into electric charge is applied to the radiation detector 20
  • the present invention is not limited to this.
  • a direct conversion type radiation detector that directly converts radiation into electric charges may be applied to the radiation detector 20.
  • the various processors include a CPU, which is a general-purpose processor that executes software (program) and functions as various processing units, and a circuit after manufacturing an FPGA (Fieid Programmable Gate Array) or the like.
  • Dedicated electricity which is a processor having a circuit configuration specially designed to execute a specific process such as a programmable logic device (PLD), which is a processor whose configuration can be changed, and an ASIC (Application Specific Integrated Circuit). Circuits and the like are included.
  • One processing unit may be composed of 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). It may be composed of a 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, as represented by a computer such as a client and a server.
  • a processor functions as a plurality of processing units.
  • SoC System on Chip
  • a processor that realizes the functions of the entire system including a plurality of processing units with one IC (Integrated Circuit) chip is used. is there.
  • the various processing units are configured by using one or more of the various processors as a hardware structure.
  • an electric circuit in which circuit elements such as semiconductor elements are combined can be used.
  • the image processing program 93 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. May be good. Further, the image processing program 93 may be downloaded from an external device via a network.
  • 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. May be good.
  • the image processing program 93 may be downloaded from an external device via a network.
  • Radiation imaging system 12 Radiation irradiation device 13 Radiation source 14 Image processing device 16, 16 1 to 16 3 Radiation imaging device 18 Inspection target 19 Inspection target part 20, 20 1 to 20 3 Radiation detector 21 housing 22 scintillator 26 Control board 28 cases 30 TFT substrate 32 pixels 32A sensor unit 32B thin film transistor 34 Gate wiring 36 Data wiring 52 Gate wiring driver 54 Signal processing unit 56 image memory 58 Control unit 60, 90 CPU 62, 91 memory 64, 92 Memory 66 Communication Department 70 Power supply 80 Image acquisition section 82 Correction unit 84 Correction coefficient acquisition unit 86 output section 93 Image processing program 94A correction coefficient k1 data 94B correction coefficient k2 data 95 Display 96 Input section 97 Network I / F 99 bus 100 superposed part 101 non-superimposed part 102, 104 end part 110 Radiation image 111, 112, 114 images a, b, R radiation c Backscattered rays k1, k2 correction coefficient A, B, C, CX Pixel values

Abstract

放射線画像を精度良く補正することができる、画像処理装置、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラムを提供する。画像処理装置１４は、放射線源１３から照射された放射線Ｒの線量に応じた電気信号を出力する複数の画素３２が配置された放射線検出器２０から、放射線検出器２０の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する画像取得部８０と、放射線画像に含まれる、放射線源１３から遠い側の端部部分１０４の影響を補正する補正部８２と、を備える。

Description

画像処理装置、放射線画像撮影システム、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、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラムに関する。

　従来、放射線を用いた非破壊検査が行われている。この非破壊検査に関する技術として、検査対象のパイプの溶接部の外周に放射線検出媒体を巻き付け、かつパイプの中心軸上に放射線源を配置した状態で放射線源から放射線を照射し、放射線検出媒体により生成される放射線画像を取得する技術が開示されている（特許文献１参照）。特許文献１に記載された技術では、パイプに放射線検出媒体を巻き付けるため、放射線検出媒体の端部同士が重畳する。

　一方、特許文献２には、放射線を検出する複数の放射線検出装置を重ね合わせて配置した状態で撮影された放射線画像について、放射線検出装置が重ね合わせられた重畳部分において、放射線源に近い側の放射線検出装置が映り込むため、映り込んだ領域を補正する技術が記載されている。

特開２０１４－１０２２０２号公報 特開２０１７－１８９３９３号公報

　特許文献２に記載されている技術を、特許文献１の技術に適用し、放射線検出媒体の端部同士が重畳した重畳部分の放射線画像を補正する場合、十分には、放射線画像が補正できず、補正精度が悪い場合がある。補正精度が悪い場合、補正後の放射線画像の画質が低下する。

　本開示は、以上の事情を鑑みてなされたものであり、放射線画像を精度良く補正することができる、画像処理装置、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラムを提供することを目的とする。

　上記目的を達成するために、本開示の第１の態様の画像処理装置は、放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する画像取得部と、放射線画像に含まれる、放射線源から遠い側の端部の影響を補正する補正部と、を備える。

　また、本開示の第２の態様の画像処理装置は、第１の態様の画像処理装置において、影響とは、遠い側の端部に起因する後方散乱線による影響である。

　また、本開示の第３の態様の画像処理装置は、第１の態様または第２の態様の画像処理装置において、補正部は、放射線画像における、放射線検出器の端部同士の重畳部分の画像における影響を補正する。

　また、本開示の第４の態様の画像処理装置は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、被写体がない状態で放射線検出器により撮影された感度補正用画像に基づいて、放射線検出器の複数の画素各々の感度のばらつきが補正された後、被写体がない状態で放射線検出器により撮影された補正用画像に基づいて得られた補正係数を取得する補正係数取得部をさらに備え、補正部は、補正係数を用いて画像取得部が取得した放射線画像を補正する。

　また、本開示の第５の態様の画像処理装置は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、画像取得部が取得する放射線画像は、検査対象物の検査対象部分を撮影した放射線画像であり、検査対象物の検査対象部分とは異なる部分が放射線検出器により撮影された補正用画像に基づいて得られた補正係数を取得する補正係数取得部をさらに備え、補正部は、補正係数を用いて画像取得部が取得した放射線画像を補正する。

　また、本開示の第６の態様の画像処理装置は、第４の態様または第５の態様の画像処理装置において、補正係数取得部は、補正用画像における、放射線検出器の端部同士の重畳部分の画像の画素値と、非重畳部分の画像の画素値とに基づいて補正係数を導出する。

　また、本開示の第７の態様の画像処理装置は、第１の態様から第６の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、放射線検出器は可撓性を有し、画像取得部は、放射線検出器が曲げられて、放射線検出器の一端部と他端部とが重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する。

　また、本開示の第８の態様の画像処理装置は、第１の態様から第６の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、画像取得部は、端部同士が重畳する状態に配置された複数の放射線検出器の各々によって撮影された放射線画像を取得する。

　また、本開示の第９の態様の放射線画像撮影システムは、照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器と、本開示の画像処理装置と、を備える。

　なお、本開示の第１０の態様の放射線画像撮影システムは、第９の態様の放射線画像撮影システムにおいて、複数の画素の各々が、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子と、変換素子により発生された電荷を電気信号として出力するスイッチング素子とを含んで構成される。

　また、本開示の第１１の態様の画像処理方法は、放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得し、放射線画像に含まれる、放射線源から遠い側の端部の影響を補正する処理を含む。

　また、本開示の第１２の態様の画像処理プログラムは、コンピュータに、放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得し、放射線画像に含まれる、放射線源から遠い側の端部の影響を補正する、処理を実行させるためのものである。

　また、本開示の画像処理装置は、プロセッサ及びメモリを有する画像処理装置であって、プロセッサが、放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得し、放射線画像に含まれる、放射線源から遠い側の端部の影響を補正する。

　本開示によれば、放射線画像を精度良く補正することができる。

実施形態の放射線画像撮影システムの構成の一例を示すブロック図である。 実施形態の放射線画像撮影装置の構成の一例を示す側面断面図である。 実施形態の放射線画像撮影装置の電気系の要部構成の一例を示すブロック図である。 実施形態の検査対象物及び検査対象部分を説明するための図である。 実施形態の放射線画像撮影装置が検査対象物に設けられた状態の一例を示す図である。 実施形態の放射線画像撮影装置が巻き付けられた状態の検査対象物の断面の一例を模式的に示した断面図である。 実施形態の画像処理装置の機能的な構成の一例を示すブロック図である。 画像処理装置の補正部による放射線画像の補正方法を説明するための図である。 画像処理装置の補正部による放射線画像の補正方法を説明するための図である。 実施形態の画像処理装置のハードウェア構成の一例を示すブロック図である。 実施形態の画像処理装置で実行される画像処理の一例を示すフローチャートである。 図１１に示した画像処理において実行される補正係数導出処理の一例を示すフローチャートである。 実施形態の複数の放射線画像撮影装置が検査対象物に設けられた状態の一例を示す図である。

　以下、図面を参照して、本開示の技術を実施するための形態例を詳細に説明する。

　まず、図１を参照して、本実施形態の非破壊検査で用いられる放射線画像撮影システム１０の構成を説明する。図１に示すように、放射線画像撮影システム１０は、放射線照射装置１２、画像処理装置１４、及び放射線画像撮影装置１６を備えている。画像処理装置１４の例としては、ラップトップ型のコンピュータ等のモバイル端末が挙げられる。

　放射線照射装置１２は、例えばエックス線（Ｘ線）等の放射線を照射する放射線源１３を備えている。放射線照射装置１２、画像処理装置１４、及び放射線画像撮影装置１６の各装置間では、無線通信による情報の送受信が可能とされている。

　次に、図２を参照して、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の構成について説明する。図２に示すように、放射線画像撮影装置１６は、放射線を透過する筐体２１を備え、筐体２１内には、検査対象物を透過した放射線を検出する放射線検出器２０が設けられている。また、筐体２１内には、制御基板２６、ケース２８、ゲート配線ドライバ５２、及び信号処理部５４が設けられている。

　放射線検出器２０は、放射線が照射されることにより光を発する発光層の一例としてのシンチレータ２２、及びＴＦＴ（Thin Film Transistor）基板３０を備えている。また、シンチレータ２２及びＴＦＴ基板３０は、放射線の入射側からシンチレータ２２及びＴＦＴ基板３０の順番で積層されている。すなわち、放射線検出器２０は、シンチレータ２２側から放射線が照射されるＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式の放射線検出器とされている。本実施形態のシンチレータ２２は、ＧＯＳ（ガドリニウム硫酸化物）を含んで構成されている。

　ケース２８及びゲート配線ドライバ５２と、制御基板２６及び信号処理部５４とは、放射線検出器２０を挟んで、それぞれ放射線検出器２０の対向する側方に設けられている。なお、ケース２８及びゲート配線ドライバ５２と、制御基板２６及び信号処理部５４とは、放射線検出器２０の同じ側方に設けられてもよい。

　制御基板２６は、後述する画像メモリ５６、制御部５８、及び通信部６６等の電子回路が基板上に形成されている。ケース２８は、後述する電源部７０等が収容される。

　次に、図３を参照して、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の電気系の要部構成について説明する。

　図３に示すように、ＴＦＴ基板３０には、画素３２が一方向（図３の行方向）及び一方向に交差する交差方向（図３の列方向）に２次元状に複数設けられている。画素３２は、センサ部３２Ａ、及び電界効果型薄膜トランジスタ（ＴＦＴ、以下、単に「薄膜トランジスタ」という。）３２Ｂを含んでいる。

　センサ部３２Ａは、図示しない上部電極、下部電極、及び光電変換膜等を含み、シンチレータ２２が発する光を吸収して電荷を発生させ、発生させた電荷を蓄積する。薄膜トランジスタ３２Ｂは、センサ部３２Ａに蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する。なお、センサ部３２Ａが、照射された放射線の線量（以下、「放射線量」という）の増加に伴い、発生する電荷が増加する変換素子の一例である。また、薄膜トランジスタ３２Ｂが、センサ部３２Ａに発生された電荷を電気信号として出力するスイッチング素子の一例である。

　また、ＴＦＴ基板３０には、上記一方向に延設され、各薄膜トランジスタ３２Ｂをオン及びオフさせるための複数本のゲート配線３４が設けられている。また、ＴＦＴ基板３０には、上記交差方向に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ３２Ｂを介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６が設けられている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート配線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は信号処理部５４に接続されている。

　ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ３２Ｂは、ゲート配線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される電気信号により行単位で順にオン状態とされる。そして、オン状態とされた薄膜トランジスタ３２Ｂによって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像を示す画像データが取得される。

　信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路及びサンプルホールド回路（何れも図示省略）を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、及びＡＤ（Analog-to-Digital）変換器が順に接続されている。そして、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、マルチプレクサにより順次選択された電気信号がＡＤ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。

　信号処理部５４には後述する制御部５８が接続されており、信号処理部５４のＡＤ変換器から出力された画像データは制御部５８に順次出力される。制御部５８には画像メモリ５６が接続されており、信号処理部５４から順次出力された画像データは、制御部５８による制御によって画像メモリ５６に順次記憶される。画像メモリ５６は所定の枚数分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。

　制御部５８は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）６０、ＲＯＭ（Read Only Memory）とＲＡＭ（Random Access Memory）等を含むメモリ６２、及びフラッシュメモリ等の不揮発性の記憶部６４を備えている。制御部５８の一例としては、マイクロコンピュータ等が挙げられる。

　通信部６６は、制御部５８に接続され、無線通信により、後述する放射線照射装置１２及び画像処理装置１４等の外部装置との間で各種情報の送受信を行う。電源部７０は、前述したゲート配線ドライバ５２、信号処理部５４、画像メモリ５６、制御部５８、及び通信部６６等の各種回路及び各素子に電力を供給する。なお、図３では、錯綜を回避するために、電源部７０と各種回路及び各素子とを接続する配線の図示を省略している。

　本実施形態のＴＦＴ基板３０の基材は、可撓性を有しており、例えば、ＰＩ（PolyImide：ポリイミド）等のプラスチックを含む樹脂シートである。ＴＦＴ基板３０の基材の厚みは、材質の硬度、及びＴＦＴ基板３０の大きさ等に応じて、所望の可撓性が得られる厚みであればよい。樹脂シートの厚みとしては、例えば、５μｍ～１２５μｍであればよく、２０μｍ～５０μｍであればより好ましい。樹脂シートの具体例としては、ＸＥＮＯＭＡＸ（登録商標）が挙げられる。

　また、本実施形態のシンチレータ２２及び筐体２１の放射線検出器２０の検出面に対向する部分も、ＴＦＴ基板３０と同様に可撓性を有する。従って、一例として図４に示すように、非破壊検査の検査対象物１８が、例えば、天然ガスのパイプラインの配管等の円筒状の物体であり、検査対象部分１９が２つの配管の溶接部である場合、図５に示すように、放射線画像撮影装置１６は、検査対象物１８の外形に沿って曲げた状態で検査対象物１８に設けることができる。換言すると、本実施形態の放射線画像撮影装置１６は、検査対象物１８に巻き付けた状態で、検査対象部分１９の放射線画像の撮影を行うことができる。

　本実施形態では、検査対象部分１９の撮影を行う前に、放射線検出器２０の複数の画素３２各々の感度のばらつきを感度補正用画像に基づいて補正する。本実施形態では、感度補正用画像として、放射線検出器２０を検査対象物１８に巻き付けた状態のままで、被写体となる検査対象部分１９と異なる部分が撮影された放射線画像、換言すると被写体がない状態で撮影された放射線画像を用いる。また、放射線検出器２０の複数の画素３２各々の感度のばらつきの補正方法としては、ゲイン補正等が挙げられる。なお、放射線検出器２０の複数の画素３２各々の感度のばらつきの補正は、放射線画像撮影装置１６が行ってもよいし、画像処理装置１４が行ってもよい。

　図６には、放射線画像撮影装置１６が巻き付けられた状態の検査対象物１８の断面を模式的に示した断面図を示す。なお、図６では、図示の簡略化のため、放射線画像撮影装置１６及び検査対象物１８の厚みは無視している。図６に示したように、検査対象物１８に放射線画像撮影装置１６を巻き付ける場合、放射線画像撮影装置１６の端部同士が重畳した状態となる場合が多い。この場合、放射線画像撮影装置１６の放射線検出器２０の端部同士も重畳した状態となる。放射線検出器２０の端部同士が重畳した状態で放射線画像撮影装置１６に放射線照射装置１２から放射線を照射させて放射線画像の撮影を行う場合、端部同士の重畳による影響が生じた放射線画像が撮影される。

　次に、図７を参照して、本実施形態の画像処理装置１４の機能的な構成について説明する。図７に示すように、画像処理装置１４は、画像取得部８０、補正部８２、補正係数取得部８４、及び出力部８６を備える。

　画像取得部８０は、放射線画像撮影装置１６により生成された放射線画像を表す画像データを取得する。

　具体的には、本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、非破壊検査を行う検査者は、まず、検査対象物１８の検査対象部分１９に放射線画像撮影装置１６を検査対象物１８の外形に沿って巻き付ける。また、検査者は、検査対象物１８の検査対象部分１９の内側の放射線画像撮影装置１６を設けた部分に対応する位置に放射線照射装置１２を配置する。この配置には、例えば、電動式の台車等が用いられる。

　次に、検査者は、画像処理装置１４を操作して放射線画像の撮影指示を入力する。この撮影指示が入力されると、画像処理装置１４から放射線照射装置１２及び放射線画像撮影装置１６に対して管電圧、管電流、及び放射線の照射期間等の撮影条件が送信される。

　放射線照射装置１２の放射線源１３からは、撮影条件に従った放射線が照射される。そして、放射線画像撮影装置１６の放射線検出器２０に到達した放射線量に応じた画像データが放射線検出器２０により生成される。放射線検出器２０により生成された画像データは、通信部６６を介して画像処理装置１４に送信される。画像取得部８０は、このように放射線画像撮影装置１６から送信された画像データを取得する。

　補正部８２は、画像取得部８０が取得した画像データが表す放射線画像に含まれる、放射線検出器２０の端部同士の重畳によって生じた影響を画像処理によって補正する。一例として、本実施形態の補正部８２は、画像取得部８０が取得した画像データを、補正係数ｋ１及びｋ２を用いて補正する。以下、図８及び９を参照して、補正部８２による画像データの補正方法について説明する。

　図８には、放射線検出器２０の端部同士が重畳した状態において、放射線検出器２０に照射される放射線の線量について説明するための図を示す。また、図９には、図８に示した放射線検出器２０により生成される放射線画像１１０の画素値を表すグラフ、及び放射線画像１１０の一例を示す。なお、図９のグラフの横軸は、検査対象物１８の外周方向に沿った放射線検出器２０の画素位置を表し、縦軸は、放射線画像１１０の画素値を表す。

　一例として、本実施形態の放射線画像撮影システム１０が、検査対象物１８の内部に放射線照射装置１２を配置した状態で非破壊検査を行う場合について説明する。検査対象物１８の内部に放射線照射装置１２を設ける場合、放射線Ｒを照射する放射線源１３は、検査対象物１８の径方向に沿った断面における中心位置に配置される。従って、検査対象物１８に対向する放射線検出器２０の検出面に到達する放射線ａの線量は、検査対象物１８に傷等の欠陥がなければ、検査対象物１８の外周方向に沿った放射線検出器２０の位置によらず一定となる。

　より具体的には、重畳部分１００及び非重畳部分１０１共に、検査対象物１８に対向する放射線検出器２０の検出面には線量が同一の放射線ａが照射される。従って、図９に示すように、放射線検出器２０の非重畳部分１０１に応じた領域の画像１１１の画素値（濃度）は、放射線ａの線量に応じた画素値Ａとなる。

　一方、図８に示すように、放射線源１３に近い側の端部部分１０２により放射線が吸収されるため放射線ａが減衰し、放射線検出器２０重畳部分１００において、放射線源１３から遠い側の端部部分１０４に到達する放射線ｂの線量は、放射線ａの線量よりも少なくなる。従って、図９に示すように、放射線検出器２０の端部部分１０４に応じた領域の画像１１４の画素値は、放射線ｂの線量に応じた画素値Ｂとなる。画素値Ｂは、画素値Ａよりも小さい値である。非破壊検査の放射線画像では、画素値が小さいほど白色の画像となるため、画像１１４は、画像１１１よりも白色の画像となる。

　このように、放射線検出器２０の端部部分１０４に対応する領域の画像１１４には、放射線検出器２０の端部部分１０２が写り込んだ状態となり、非重畳部分１０１に対応する領域の画像１１１に比べて、画素値が小さくなるという影響が生じる。

　一方、図８に示すように、放射線検出器２０の重畳部分１００において、放射線源１３から近い側の端部部分１０２には、放射線源１３から照射される放射線ａに加えて、端部部分１０４により生じた散乱線、いわゆる後方散乱線ｃが照射される。従って、図９に示すように、放射線検出器２０の端部部分１０２に応じた領域の画像１１２の画素値は、放射線ａの線量に応じた画素値Ａと、後方散乱線ｃの線量に応じた画素値Ｃとを加算した値

（画素値ＣＸ）となる。画素値ＣＸは、画素値Ａよりも大きい値である。非破壊検査の放射線画像では、画素値が小さいほど白色の画像となるため、画像１１２は、画像１１１よりも黒色の画像となる。

　このように、放射線検出器２０の端部部分１０２に対応する領域の画像１１２には、放射線検出器２０の端部部分１０４による後方散乱線ｃの影響を受けて、非重畳部分１０１に対応する領域の画像１１１に比べて、画素値が大きくなるという影響が生じる。

　上述した、端部部分１０２による放射線の吸収（減衰）の影響、及び後方散乱線ｃの影響（以下、「放射線検出器２０の端部同士の影響」という）がない場合、端部部分１０２及び端部部分１０４ともに、照射される放射線は、放射線ａとなる。従って、放射線検出器２０の端部同士の影響がない場合、端部部分１０２に対応する領域の画像１１２の画素値と、端部部分１０４に対応する領域の画像１１４の画素値とは、同一となる。

　端部部分１０２における端部部分１０４の影響を補正するための補正係数をｋ１とする。放射線検出器２０の端部同士の影響がなければ、下記（１）式に示すように、端部部分１０２に対応する領域の画像１１２の画素値ＣＸと、端部部分１０４に対応する領域の画像１１４の画素値Ｂとを加算した値は、非重畳部分１０１に対応する領域の画像１１１の画素値Ａの２倍となるはずである。換言すれば、画素値ＣＸと画素値Ｂとを加算した値の２分の１の値が、画素値Ａに一致するはずである。

　（ＣＸ＋Ｂ）／２→Ａ　　　・・・（１）

　従って、画像１１２を補正するための補正係数ｋ１は、下記（２）式により得られる。

　ｋ１＝（ＣＸ＋Ｂ）／２Ａ　　・・・（２）

　本実施形態の画像処理装置１４の補正部８２は、端部部分１０２の画像１１２の画素値に対し、補正係数ｋ１を乗算することで端部部分１０２の画像１１２を補正する。

　一方、端部部分１０４における端部部分１０２の影響を補正するための補正係数をｋ２とする。補正係数ｋ２は、端部部分１０２による放射線の減衰を補償するためのものであり、下記（３）式の関係が成り立つことから、下記（４）式により、画像１１４を補正するための補正係数ｋ２が得られる。

　ｋ２×Ｂ→Ａ　　・・・（３）

　ｋ２＝Ａ／Ｂ　　・・・（４）

　本実施形態の画像処理装置１４の補正部８２は、端部部分１０４の画像１１４の画素値に対し、補正係数ｋ２を乗算することで端部部分１０４の画像１１４を補正する。

　画像処理装置１４の補正係数取得部８４は、補正部８２が放射線画像の補正に用いる補正係数ｋ１及びｋ２を取得する。

　本実施形態の補正係数取得部８４が補正係数ｋ１及びｋ２を取得する方法は、主に下記の２通りの方法がある。

　本実施形態の画像処理装置１４では、後述（図１０参照）するように、補正係数ｋ１を表す補正係数ｋ１データ９４Ａ、及び補正係数ｋ２を表す補正係数ｋ２データ９４Ｂが記憶部９２に記憶されているため、記憶されているこれらのデータを読み出す方法が１つ目の方法として挙げられる。補正係数ｋ１データ９４Ａ及び補正係数ｋ２データ９４Ｂは、例えば、実験またはシミュレーション等により導出した補正係数ｋ１及びｋ２に基づいて、予め記憶部９２に記憶される。

　なお、端部部分１０４による後方散乱線ｃの線量、及び端部部分１０２による放射線の減衰（吸収）量の各々は、放射線検出器２０の材質等に応じて定まる。そのため、使用する放射線検出器２０の種類によって、端部部分１０４による後方散乱線ｃの線量、及び端部部分１０２による放射線の減衰（吸収）量の各々が異なる場合がある。換言すると、放射線検出器２０の種類によって、補正係数ｋ１及びｋ２が異なる場合がある。このような場合、補正係数ｋ１データ９４Ａ及び補正係数ｋ２データ９４Ｂを、放射線検出器２０の種類に対応付けて保持することが好ましい。

　また、重畳部分１００の大きさ（面積）により、後方散乱線ｃの線量、及び端部部分１０２による放射線の減衰（吸収）量の各々が異なる場合がある。換言すると、重畳部分１００の大きさによって、補正係数ｋ１及びｋ２が異なる場合がある。このような場合、補正係数ｋ１データ９４Ａ及び補正係数ｋ２データ９４Ｂを、重畳部分１００の大きさに対応付けて保持することが好ましい。

　また、補正係数取得部８４が、補正用の放射線画像（以下、「補正用画像」という）の画像データから、上記（３）式により、補正係数ｋ１を導出し、また、上記（４）式により、補正係数ｋ２を導出する方法が２つめの方法として挙げられる。この場合、補正用画像は、検査対象物１８等の被写体がない状態で、非破壊検査を行う状態と同様に放射線画像撮影装置１６を筒状に曲げて撮影して放射線検出器２０により得られる放射線画像を用いてもよい。また例えば、検査対象物１８の検査対象部分１９と異なる部分を撮影した放射線画像を補正用画像として用いてもよい。

　なお、補正係数取得部８４が、いずれの方法により、補正係数を取得するかについては、撮影指示等に応じて予め定められていてもよいし、入力部９６により検査者が指示してもよい。

　出力部８６は、補正部８２による補正後の画像データを後述する表示部９５に出力する。

　次に、図１０を参照して、本実施形態の画像処理装置１４のハードウェア構成を説明する。図１０に示すように、画像処理装置１４は、ＣＰＵ９０、一時記憶領域としてのメモリ９１、及び不揮発性の記憶部９２を含む。また、画像処理装置１４は、液晶ディスプレイ等の表示部９５、キーボード等の入力部９６、及び無線通信を司るネットワークＩ／Ｆ

（InterFace）９７を含む。ＣＰＵ９０、メモリ９１、記憶部９２、表示部９５、入力部９６、及びネットワークＩ／Ｆ９７は、バス９９に接続される。

　記憶部９２は、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）、ＳＳＤ（Solid State Drive）、及びフラッシュメモリ等によって実現される。記憶媒体としての記憶部９２には、画像処理プログラム９３、上述した補正係数ｋ１データ９４Ａ、及び上述した補正係数ｋ２データ９４Ｂが記憶される。ＣＰＵ９０は、記憶部９２から画像処理プログラム９３を読み出してからメモリ９１に展開し、展開した画像処理プログラム９３を実行する。ＣＰＵ９０が画像処理プログラム９３を実行することにより、図７に示す画像取得部８０、補正部８２、補正係数取得部８４、及び出力部８６として機能する。

　次に、図１１及び図１２を参照して、本実施形態の画像処理装置１４の作用を説明する。ＣＰＵ９０が画像処理プログラム９３を実行することによって、図１１に示す画像処理が実行される。

　図１１に示す画像処理は、例えば、検査者によって入力部９６を介して放射線画像の撮影指示が入力された場合に実行される。上述したように、撮影指示に応じて、放射線源１３から放射線Ｒが照射され、放射線画像撮影装置１６から画像データが画像処理装置１４に送信される。

　図１１のステップＳ１００で画像取得部８０は、放射線画像撮影装置１６から送信された画像データを取得する。次のステップＳ１０２で、補正係数取得部８４は、補正係数ｋ１及びｋ２を導出するか否かを判定する。上述したように、補正係数取得部８４が、補正係数を導出する場合、ステップＳ１０２の判定が肯定判定となり、ステップＳ１０４へ移行する。

　ステップＳ１０４で補正係数取得部８４は、図１２に示す補正係数導出処理を実行する。図１２のステップＳ１５０で補正係数取得部８４は、補正用画像の画像データ（以下、「補正用画像データ」という）を取得する。補正用画像データは、上述した放射線画像１１０の画像データに対応する。補正用画像データが、予め記憶部９２等に記憶されている場合、補正係数取得部８４は、記憶部９２から補正用画像データを読み出すことで取得する。

　また、上記画像処理のステップＳ１００で取得された画像データで表される放射線画像の一部の領域を補正用画像として用いる場合、補正係数取得部８４は、放射線画像から補正用画像として用いる領域に対応する画像データを補正用画像データとして取得する。例えば、検査対象物１８の端部部分を撮影した場合等、放射線画像に、検査対象物１８を含まない画像部分が含まれる場合、検査対象物１８が含まれない画像部分を補正用画像として用いることができる。また、例えば、検査対象部分１９に比して、放射線画像撮影装置１６（放射線検出器２０）が大きく、検査対象部分１９によらない画像といえる領域が放射線画像に含まれる場合、その領域を補正用画像として用いることができる。

　次のステップＳ１５２で補正係数取得部８４は、補正用画像データが表す補正用画像における、重畳部分１００を特定する。補正係数取得部８４が、重畳部分１００を特定する方法は特に限定されない。例えば、後述する画像処理のステップＳ１０８で補正部８２が画像データを補正する場合に、重畳部分１００を特定する方法と同様の方法を適用することができる。

　次のステップＳ１５４で補正係数取得部８４は、補正係数ｋ１を導出し、記憶部９２等に一旦、記憶させる。具体的には、補正係数取得部８４は、上記ステップＳ１５２で特定した重畳部分１００に基づいて、端部部分１０２及び１０４と、非重畳部分１０１とを特定する。また、端部部分１０２の画像１１２の画素値ＣＸ、端部部分１０４の画像１１４の画素値Ｂ、及び非重畳部分１０１の画像１１１の画素値Ａを用いて、上述したように、上記（２）式により、補正係数ｋ１を導出する。

　次のステップＳ１５６で補正係数取得部８４は、補正係数ｋ２を導出し、記憶部９２等に一旦、記憶させる。具体的には、補正係数取得部８４は、端部部分１０４の画像１１４の画素値Ｂ及び非重畳部分１０１の画像１１１の画素値Ａを用いて、上述したように、上記（４）式により、補正係数ｋ２を導出する。ステップＳ１５６の処理の終了により、本補正係数導出処理を終了して、図１１に示した画像処理のステップＳ１０８へ移行する。

　一方、補正係数取得部８４が補正係数ｋ１及びｋ２を導出しない場合、上記ステップＳ１０２の判定が否定判定となり、ステップＳ１０６へ移行する。ステップＳ１０６で補正係数取得部８４は、記憶部９２の補正係数ｋ１データ９４Ａから補正係数ｋ１を読み出し、また、補正係数ｋ２データ９４Ｂから補正係数ｋ２を読み出す。

　次のステップＳ１０８で補正部８２は、上記ステップＳ１００で取得した画像データを、上述したように、補正係数ｋ１及びｋ２により補正する。本実施形態では、補正部８２は、まず、画像データが表す放射線画像における重畳部分１００、より詳しくは端部部分１０２及び１０４の各々を特定する。

　補正部８２が、放射線画像における端部部分１０２及び１０４の各々を特定する方法は特に限定されない。検査対象物１８の撮影において、検査対象部分１９と共に、重畳部分を表す金属製のマーカ等を撮影した場合、補正部８２は、マーカ等の画像に基づいて、端部部分１０２及び１０４を特定してもよい。また例えば、上述したように、非重畳部分１０１と、重畳部分１００とでは、画素値が異なるため、重畳部分１００と非重畳部分１０１との境界部分には線画像が生じる。そのため、補正部８２は、境界部分となる線画像を検出することにより、線画像との位置関係、及び画素値の大小に応じて、端部部分１０２及び１０４を特定してもよい。

　また、検査対象物１８が上述したように、天然ガスのパイプラインの配管等の場合、検査対象物１８の径が予め定められているため、非重畳部分１０１の長さ（大きさ）が予め定められている。端部部分１０２及び１０４の長さ（大きさ）、及び位置は非重畳部分１０１の長さ（大きさ）により一意に定まる。そのため、補正部８２は、検査対象物１８の径等に応じて、端部部分１０２及び１０４を特定してもよい。

　このようにして端部部分１０２及び１０４を特定すると、補正部８２は、上述したように端部部分１０２の画像１１２の画素値に対し、補正係数ｋ１を乗算することで端部部分１０２の画像１１２を補正する。また、補正部８２は、上述したように端部部分１０４の画像１１４の画素値に対し、補正係数ｋ２を乗算することで端部部分１０４の画像１１４を補正する。

　次のステップＳ１１０で出力部８６は、上記ステップＳ１０８の処理により補正された画像データを表示部９５に出力する。ステップＳ１１０の処理により、表示部９５には、補正後の放射線画像が表示される。検査者は表示部９５に表示された放射線画像を目視で確認することによって、検査対象物１８の検査対象部分１９の欠陥の有無を把握する。ステップＳ１１０の処理が終了すると、本画像処理が終了する。

　以上説明したように、本実施形態の画像処理装置１４は、放射線源１３から照射された放射線Ｒの線量に応じた電気信号を出力する複数の画素３２が配置された放射線検出器２０から、放射線検出器２０の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する画像取得部８０と、放射線画像に含まれる、放射線源１３から遠い側の端部部分１０４の影響を補正する補正部８２と、を備える。

　従って、本実施形態の画像処理装置１４によれば、放射線画像を精度良く補正することができる。

　一般に、非破壊検査を行う場合に放射線源１３から照射される放射線Ｒの線量は、患者等を撮影するために医療用として用いられる放射線源から照射される放射線の線量よりも比較的多い。そのため、放射線検出器２０を重畳させた状態で撮影を行った場合、医療用の放射線画像に比べて、重畳部分１００における、放射線源１３から遠い方の端部部分１０４に起因する後方散乱線ｃの線量が多くなる。従って、非破壊検査における放射線画像は、医療用の放射線画像に比べて、後方散乱線による影響を受けた画像となる。

　そのため、本実施形態の画像処理装置１４は、非破壊検査における放射線画像の補正に適用した場合、より高い効果が得られる。

　また、本実施形態では、検査対象部分１９の撮影を行う前に、検査対象物１８に放射線検出器２０を巻き付けた状態のままで、放射線検出器２０の複数の画素３２各々の感度のばらつきを感度補正用画像に基づいて補正することができる。そのため、複数の画素３２各々の感度のばらつきを、より適切に補正することができ、撮影された放射線画像の画質を向上させることができる。

　なお、本実施形態では、画像処理装置１４の補正部８２が、端部部分１０２の画像１１２及び端部部分１０４の画像１１４の両方を補正する形態について説明したが、本実施形態に限定されない。画像１１２と画像１１４とは、検査対象物１８の同一部分に対応した画像であるため、補正部８２がいずれか一方を補正する形態であってもよい。この場合、検査対象物１８に放射線検出器２０が近い方の画像、本実施形態では、端部部分１０２の画像１１２を補正する形態とすることが好ましい。なお、この場合、補正係数取得部８４は、補正係数ｋ１のみを取得すればよい。

　なお、本実施形態では、画像処理装置１４の情報設定部６２が補正係数ｋ１及びｋ２を用いて、放射線画像１１０における重畳部分１００の画像１１２及び１１４を補正する形態について説明したが、補正方法は、補正係数ｋ１及びｋ２を用いる形態に限定されない。例えば、補正方法として、補正係数ｋ１及びｋ２に代わり、同様の補正式を用いる形態としてもよい。また例えば、端部部分１０２の画像１１２から後方散乱線ｃの影響を除去する場合、補正方法として、画像１１２に対して、後方散乱線ｃに応じた周波数のフィルタを適用させる形態としてもよい。

　また、本実施形態では、１つの放射線画像撮影装置１６（放射線検出器２０）により、検査対象物１８を撮影する形態について説明したが、検査対象物１８の撮影に用いる放射線画像撮影装置１６（放射線検出器２０）は複数であってもよい。一例として、３つの放射線画像撮影装置１６１～１６３（放射線検出器２０１～２０３）を用いて検査対象物１８を撮影する形態を示す。図１３に示すように、放射線画像撮影装置１６１～１６３を用いる場合、放射線画像撮影装置１６１～１６３の各々は、隣接する放射線画像撮影装置１６１～１６３の端部同士が重畳する状態に配置され、検査対象物１８に巻き付けられる。

従って放射線画像撮影装置１６１～１６３の各放射線検出器２０１～２０３で撮影された放射線画像にも、上述した放射線画像１１０と同様に、重畳部分１００及び非重畳部分１０１が存在するが、本実施形態の画像処理装置１４によれば、放射線画像を精度良く補正することができる。

　また、本実施形態において画像処理装置１４のＣＰＵ９０が実行した、図１１に示す画像処理の少なくとも一部を、放射線画像撮影装置１６のＣＰＵ６０が実行してもよい。

　また、本実施形態では、放射線検出器２０に、シンチレータ２２側から放射線が照射されるＰＳＳ方式の放射線検出器を適用した場合について説明したが、これに限定されない。例えば、放射線検出器２０に、ＴＦＴ基板３０側から放射線が照射されるＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）方式の放射線検出器を適用する形態としてもよい。

　また、本実施形態では、放射線検出器２０に、放射線を一旦光に変換し、変換した光を電荷に変換する間接変換型の放射線検出器を適用した場合について説明したが、これに限定されない。例えば、放射線検出器２０に、放射線を電荷へ直接変換する直接変換型の放射線検出器を適用する形態としてもよい。

　また、本実施形態において、例えば、画像取得部８０、補正部８２、補正係数取得部８４、及び出力部８６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、前述したように、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（Fieid 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等が含まれる。

　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、同種又は異種の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ある。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ある。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。

　更に、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、半導体素子など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、本実施形態では、画像処理プログラム９３が記憶部９２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９３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９３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。

１０　放射線画像撮影システム

１２　放射線照射装置

１３　放射線源

１４　画像処理装置

１６、１６１～１６３　放射線画像撮影装置

１８　検査対象物

１９　検査対象部分

２０、２０１～２０３　放射線検出器

２１　筐体

２２　シンチレータ

２６　制御基板

２８　ケース

３０　ＴＦＴ基板

３２　画素

３２Ａ　センサ部

３２Ｂ　薄膜トランジスタ

３４　ゲート配線

３６　データ配線

５２　ゲート配線ドライバ

５４　信号処理部

５６　画像メモリ

５８　制御部

６０、９０　ＣＰＵ

６２、９１　メモリ

６４、９２　記憶部

６６　通信部

７０　電源部

８０　画像取得部

８２　補正部

８４　補正係数取得部

８６　出力部

９３　画像処理プログラム

９４Ａ　補正係数ｋ１データ

９４Ｂ　補正係数ｋ２データ

９５　表示部

９６　入力部

９７　ネットワークＩ／Ｆ

９９　バス

１００　重畳部分

１０１　非重畳部分

１０２、１０４　端部部分

１１０　放射線画像

１１１、１１２、１１４　画像

ａ、ｂ、Ｒ　放射線

ｃ　後方散乱線

ｋ１、ｋ２　補正係数

Ａ、Ｂ、Ｃ、ＣＸ　画素値

Claims (12)


  1. 　放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、前記放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する画像取得部と、

    　前記放射線画像に含まれる、前記放射線源から遠い側の端部の影響を補正する補正部と、

    　を備えた画像処理装置。

  2. 　前記影響とは、前記遠い側の端部に起因する後方散乱線による影響である、

    　請求項１に記載の画像処理装置。

  3. 　前記補正部は、前記放射線画像における、前記放射線検出器の端部同士の重畳部分の画像における前記影響を補正する、

    　請求項１または請求項２に記載の画像処理装置。

  4. 　被写体がない状態で前記放射線検出器により撮影された感度補正用画像に基づいて、前記放射線検出器の前記複数の画素各々の感度のばらつきが補正された後、

    　被写体がない状態で前記放射線検出器により撮影された補正用画像に基づいて得られた補正係数を取得する補正係数取得部をさらに備え、

    　前記補正部は、前記補正係数を用いて前記画像取得部が取得した放射線画像を補正する、

    　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. 　前記画像取得部が取得する放射線画像は、検査対象物の検査対象部分を撮影した放射線画像であり、

    　前記検査対象物の検査対象部分とは異なる部分が前記放射線検出器により撮影された補正用画像に基づいて得られた補正係数を取得する補正係数取得部をさらに備え、

    　前記補正部は、前記補正係数を用いて前記画像取得部が取得した放射線画像を補正する、

    　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. 　前記補正係数取得部は、前記補正用画像における、前記放射線検出器の端部同士の重畳部分の画像の画素値と、非重畳部分の画像の画素値とに基づいて前記補正係数を導出する、

    　請求項４または請求項５に記載の画像処理装置。

  7. 　前記放射線検出器は可撓性を有し、

    　前記画像取得部は、前記放射線検出器が曲げられて、前記放射線検出器の一端部と他端部とが重畳された状態で撮影された放射線画像を取得する、

    　請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の画像処理装置。

  8. 　前記画像取得部は、端部同士が重畳する状態に配置された前記複数の放射線検出器の各々によって撮影された放射線画像を取得する、

    　請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の画像処理装置。

  9. 　照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器と、

    　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と、

    　を備えた放射線画像撮影システム。

  10. 　前記複数の画素の各々は、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子と、前記変換素子により発生された電荷を前記電気信号として出力するスイッチング素子とを含んで構成される

    　請求項９に記載の放射線画像撮影システム。

  11. 　放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、前記放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得し、

    　前記放射線画像に含まれる、前記放射線源から遠い側の端部の影響を補正する、

    　処理を含む画像処理方法。

  12. 　コンピュータに、

    　放射線源から照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力する複数の画素が配置された放射線検出器から、前記放射線検出器の端部同士が重畳された状態で撮影された放射線画像を取得し、

    　前記放射線画像に含まれる、前記放射線源から遠い側の端部の影響を補正する、

    　処理を実行させるための画像処理プログラム。
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