WO2022064957A1 - 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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    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/408—Dual energy

Definitions

  • the present disclosure relates to an image processing device, an image processing method, and an image processing program.
  • a contrast image is taken in which a low-energy image and a high-energy image are taken by radiating radiation of different energies to a subject injected with a contrast agent, and a difference image showing the difference between the high-energy image and the low-energy image is obtained. It is being generated.
  • the difference image generated in this way is an image in which the body tissue of the subject is removed and the contrast medium is clearly shown.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2015-091394 describes a technique for enhancing the contrast of a region of interest.
  • the pixel value of the pixel in the difference image corresponds to the amount of contrast.
  • the pixel value of the pixel in the difference image after the image processing may not correspond to the contrast amount. Therefore, it may be difficult to understand the actual amount of contrast from the difference image after image processing.
  • the present disclosure has been made in consideration of the above circumstances, and provides an image processing device, an image processing method, and an image processing program capable of easily observing the contrast medium and easily evaluating the contrast amount.
  • the image processing apparatus includes at least one processor, in which the processor irradiates a subject in a state in which a contrast agent is injected with radiation of the first energy and causes the radiographic imaging apparatus to take an image.
  • a low-energy image and a high-energy image obtained by irradiating a subject in which a contrast agent is injected with a second energy higher than the first energy and causing a radiographing apparatus to take a low-energy image are obtained.
  • a difference image showing the difference between the energy image and the high energy image is generated, image processing is performed to emphasize the difference image, and the difference image after the image processing, the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing, and the contrast amount information. Is displayed.
  • the image processing apparatus of the second aspect of the present disclosure is the image processing apparatus of the first aspect, and the contrast amount information is a numerical value representing the contrast amount.
  • the contrast amount information is a heat map of the contrast amount
  • the processor converts the heat map into the difference image after the image processing. Display in layers.
  • the image processing device of the fourth aspect of the present disclosure is the image processing device of the first aspect, and the contrast amount information is a difference image before image processing.
  • the processor derives the contrast amount information from the difference image before image processing. ..
  • the processor derives the contrast amount information from the difference image after the image processing. It is derived by excluding the influence of image processing from the information on the amount of contrast.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to sixth aspects, wherein the processor causes a radiographic image capturing apparatus to capture a plurality of high-energy images. A plurality of captured high-energy images are acquired, and a difference image is generated for each of the plurality of high-energy images.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to sixth aspects, wherein the radiographic imaging apparatus has a plurality of different irradiation angles with respect to the subject. Therefore, tomosynthesis imaging that irradiates radiation and captures low-energy images and high-energy images at multiple irradiation angles is possible, and the processor reconstructs multiple low-energy images to generate low-energy tomographic images. , A difference image showing the difference between the high energy tomographic image generated by reconstructing a plurality of high energy images and the difference image is generated as a difference image.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to sixth aspects, wherein the radiographic imaging apparatus has a plurality of different irradiation angles with respect to the subject. Therefore, tomosynthesis imaging is possible in which a low-energy image and a high-energy image are captured as a pair of projected images by irradiating radiation, and the processor obtains the difference between the pair of projected images for each irradiation angle.
  • the projected difference image shown is generated, and a tomographic image obtained by reconstructing the generated multiple projected difference images is generated as a difference image.
  • the processor derives the length of the region of interest from the tomographic image in the transmission direction through which the radiation passes.
  • the density of the contrast agent in the region of interest is derived based on the length of the derived region of interest.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to tenth aspects, wherein the subject is a breast and the radiographic imaging apparatus is a mammography apparatus. ..
  • the image processing method includes a low-energy image obtained by irradiating a subject in a state in which a contrast agent is injected with radiation of the first energy and having a radiation image capturing apparatus capture the image, and a contrast agent.
  • a high-energy image obtained by irradiating a subject in a state in which The computer executes a process of generating a difference image showing the difference, performing image processing to emphasize the difference image, and displaying the difference image after the image processing and the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing. Is the way to do it.
  • the image processing program includes a low-energy image obtained by irradiating a subject in a state in which a contrast agent is injected with radiation of the first energy and having a radiation image capturing apparatus capture the image, and a contrast agent.
  • the contrast medium can be easily observed and the contrast amount can be easily evaluated.
  • FIG. 1 shows a configuration diagram showing an example of the overall configuration of the radiographic imaging system 1 of the present embodiment.
  • the radiographic imaging system 1 of the present embodiment includes a mammography apparatus 10 and a console 12.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment is an example of the radiographic imaging apparatus of the present disclosure.
  • the console 12 of the present embodiment is an example of the image processing apparatus of the present disclosure.
  • FIG. 2A shows a side view showing an example of the appearance of the mammography apparatus 10 of the present embodiment. Note that FIG. 2A shows an example of the appearance when the mammography apparatus 10 is viewed from the right side of the subject.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment is an apparatus that takes a subject's breast as a subject, irradiates the breast with radiation R (for example, X-ray), and captures a radiographic image of the breast.
  • the mammography apparatus 10 is used not only when the subject is standing up (standing position) but also when the subject is sitting on a chair (including a wheelchair) or the like (sitting state). It may be a device for imaging a breast.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment has a function of performing two types of imaging, so-called contrast imaging in which a contrast medium is injected into the breast of a subject, and general imaging.
  • imaging performed with a contrast medium injected into the breast of the subject is referred to as "contrast imaging”
  • imaging other than contrast imaging is referred to as "general imaging”.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment moves the radiation source 37R to each of a plurality of irradiation positions, that is, normal imaging in which the radiation source is used as the irradiation position along the normal direction of the detection surface 28A of the radiation detector, and the radiation source 37R is moved to each of the plurality of irradiation positions. It has a function to perform so-called tomosynthesis imaging, which is to perform imaging.
  • the mammography apparatus 10 enables both contrast-enhanced imaging and general imaging in both normal imaging and tomosynthesis.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment includes a control unit 20, a storage unit 22, and an I / F (Interface) unit 24 inside the photographing table 30.
  • the control unit 20 controls the overall operation of the mammography apparatus 10 according to the control of the console 12.
  • the control unit 20 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (ReadOnlyMemory), and a RAM (RandomAccessMemory), all of which are not shown.
  • Various programs including an imaging processing program for controlling the imaging of a radiographic image, which is executed by the CPU, are stored in the ROM in advance.
  • the RAM temporarily stores various data.
  • the storage unit 22 stores image data of a radiation image taken by the radiation detector 28, various other information, and the like. Specific examples of the storage unit 22 include HDD (Hard Disk Drive) and SSD (Solid State Drive).
  • the I / F unit 24 communicates various information with the console 12 by wireless communication or wired communication.
  • the image data of the radiation image taken by the radiation detector 28 by the mammography device 10 is transmitted to the console 12 via the I / F unit 24 by wireless communication or wired communication.
  • the operation unit 26 is provided as a plurality of switches on, for example, the imaging table 30 of the mammography apparatus 10.
  • the operation unit 26 may be provided as a touch panel type switch, or may be provided as a foot switch operated by a user such as a doctor or a technician with his / her foot.
  • the radiation detector 28 detects the radiation R that has passed through the breast, which is the subject. As shown in FIG. 2A, the radiation detector 28 is arranged inside the photographing table 30. In the mammography apparatus 10 of the present embodiment, when performing imaging, the breast of the subject is positioned by the user on the imaging surface 30A of the imaging table 30.
  • the radiation detector 28 detects the radiation R transmitted through the subject's breast and the imaging table 30, 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 28 of the present embodiment is not particularly limited, and may be, for example, an indirect conversion type radiation detector that converts radiation R into light and converts the converted light into charge, or radiation.
  • a radiation detector of a direct conversion method that directly converts R into a charge may be used.
  • the radiation irradiation unit 37 includes a radiation source 37R. As shown in FIG. 2A, the radiation irradiation unit 37 is provided on the arm unit 32 together with the photographing table 30 and the compression unit 36. As shown in FIG. 2A, a face guard 38 is detachably provided at a position close to the subject in the arm portion 32 below the irradiation portion 37. The face guard 38 is a protective member for protecting the subject from the radiation R emitted from the radiation source 37R.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment includes an arm portion 32, a base 34, and a shaft portion 35.
  • the arm portion 32 is movably held in the vertical direction (Z-axis direction) by the base 34.
  • the shaft portion 35 allows the arm portion 32 to rotate with respect to the base 34.
  • the shaft portion 35 is fixed to the base 34, and the shaft portion 35 and the arm portion 32 rotate integrally.
  • Gears are provided on the shaft portion 35 and the compression unit 36, respectively, and by switching between the meshed state and the non-engaged state of the gears, the compression unit 36 and the shaft portion 35 are connected and rotate integrally, and the shaft portion.
  • the 35 can be switched to a state in which the compression unit 36 and the photographing table 30 are separated from each other and idle.
  • the switching between transmission and non-transmission of the power of the shaft portion 35 is not limited to the above gear, and various mechanical elements can be used.
  • the arm portion 32, the photographing table 30, and the compression unit 36 can rotate separately with respect to the base 34 with the shaft portion 35 as the rotation axis.
  • an engaging portion (not shown) is provided on each of the base 34, the arm portion 32, the photographing table 30, and the compression unit 36, and by switching the state of the engaging portion, the arm portion 32 and the imaging unit are photographed.
  • Each of the base 30 and the compression unit 36 is connected to the base 34.
  • One or both of the arm portion 32, the photographing table 30, and the compression unit 36 connected to the shaft portion 35 rotate integrally around the shaft portion 35.
  • the compression unit 36 is provided with a compression plate drive unit (not shown) that moves the compression plate 40 in the vertical direction (Z-axis direction).
  • the compression plate 40 of the present embodiment has a function of compressing the breast of the subject.
  • the support portion 46 of the compression plate 40 is detachably attached to the compression plate drive portion, moves in the vertical direction (Z-axis direction) by the compression plate drive portion, and presses the subject's breast with the imaging table 30. do.
  • FIG. 2B shows a diagram for explaining an example of tomosynthesis imaging.
  • the compression plate 40 is not shown.
  • the incident angle of the radiation R with respect to the detection surface 28A of the radiation detector 28 is moved to a different position.
  • the radiation R is irradiated toward the breast W from the radiation source 37R according to the instruction of the console 12, and the radiation image is taken by the radiation detector 28.
  • a radiation image taken by the radiation detector 28 at a plurality of irradiation positions 39 k having different irradiation angles is referred to as a “projection image”.
  • the radiation image capturing system 1 when the radiation source 37R is moved to each of the irradiation positions 39 k and tomosynthesis imaging is performed in which the projected images are captured at each irradiation position 39 k , K images are obtained.
  • a plurality of types of radiation images such as a projected image and a low-energy image and a high-energy image described later are generically referred to, they are simply referred to as “radiation image”.
  • the incident angle of the radiation R means the angle ⁇ formed by the normal CL of the detection surface 28A of the radiation detector 28 and the radiation axis RC.
  • the detection surface 28A of the radiation detector 28 is a surface substantially parallel to the photographing surface 30A.
  • an incident angle range a predetermined range in which the incident angles differ in tomosynthesis imaging.
  • a range of ⁇ 10 degrees or ⁇ 20 degrees with respect to the normal CL of the detection surface 28A of the radiation detector 28 can be mentioned.
  • the "incident angle” and the "irradiation angle” are synonymous with respect to the radiation R.
  • the radiation source 37R of the irradiation unit 37 has an irradiation position 39 k (irradiation position 39 k along the normal direction, in FIG. 2B) at which the irradiation angle ⁇ is 0 degree.
  • the irradiation position 393 ) is left as it is.
  • Radiation R is irradiated from the radiation source 37R according to the instruction of the console 12, and a radiation image is taken by the radiation detector 28.
  • the console 12 of the present embodiment is performed by the user by the operation unit 56 and the like, and the shooting order and various information acquired from the RIS (Radiology Information System) 2 and the like via the wireless communication LAN (Local Area Network) and the like. It has a function of controlling the mammography apparatus 10 by using instructions and the like.
  • RIS Radiology Information System
  • LAN Local Area Network
  • the console 12 of this embodiment is, for example, a server computer. As shown in FIG. 3, the console 12 includes a control unit 50, a storage unit 52, an I / F unit 54, an operation unit 56, and a display unit 58.
  • the control unit 50, the storage unit 52, the I / F unit 54, the operation unit 56, and the display unit 58 are connected to each other via a bus 59 such as a system bus or a control bus so that various information can be exchanged.
  • the control unit 50 of this embodiment controls the entire operation of the console 12.
  • the control unit 50 includes a CPU 50A, a ROM 50B, and a RAM 50C.
  • Various programs including the shooting control processing program 51A and the image processing program 51B, which will be described later, executed by the CPU 50A are stored in the ROM 50B in advance.
  • the RAM 50C temporarily stores various data.
  • the CPU 50A of the present embodiment is an example of the processor of the present disclosure.
  • the image processing program 51B of the present embodiment is an example of the image processing program of the present disclosure.
  • the storage unit 52 stores image data of a radiographic image taken by the mammography apparatus 10, various other information, and the like. Specific examples of the storage unit 52 include HDDs and SSDs.
  • the operation unit 56 is used for the user to input instructions and various information related to taking a radiation image including an irradiation instruction of radiation R.
  • the operation unit 56 is not particularly limited, and examples thereof include various switches, a touch panel, a stylus, and a mouse.
  • the display unit 58 displays various information.
  • the operation unit 56 and the display unit 58 may be integrated into a touch panel display.
  • the I / F unit 54 communicates various information with the mammography device 10 and the RIS2 by wireless communication or wired communication.
  • the console 12 of the present embodiment receives the image data of the radiographic image taken by the mammography apparatus 10 from the mammography apparatus 10 by wireless communication or wired communication via the I / F unit 54.
  • FIG. 4 shows a functional block diagram of an example of the configuration of the console 12 of the present embodiment.
  • the console 12 includes a control unit 60.
  • the CPU 50A of the control unit 50 functions as the control unit 60 by executing the shooting control processing program 51A stored in the ROM 50B.
  • the control unit 60 has a function of controlling contrast imaging, and specifically, has a function of controlling irradiation of radiation R in contrast imaging by the mammography apparatus 10.
  • a radiation image is taken by irradiating the breast in which the contrast medium is injected with radiation of the first energy from the radiation source 37R. Further, the breast in which the contrast medium is injected is irradiated with radiation of a second energy higher than the first energy from the radiation source 37R, and a radiation image is taken.
  • the radiation image taken by irradiating the radiation R of the first energy is referred to as a "low energy image”
  • the radiation image taken by irradiating the radiation R of the second energy is "". High energy image ".
  • an iodine contrast medium having a k-absorption end of 32 keV is generally used as a contrast medium used for contrast imaging.
  • a low-energy image is captured by irradiating the radiation R with a first energy lower than the k-edge of the iodine contrast medium.
  • a high-energy image is taken by irradiating the radiation R with a second energy higher than the k-edge of the iodine contrast medium.
  • control unit 60 of the present embodiment controls to irradiate the radiation R of the first energy from the radiation source 37R and to irradiate the radiation R of the second energy in the contrast imaging.
  • control unit 60 controls the mammography apparatus 10 to capture a low-energy image and controls to capture a high-energy image.
  • the high-energy image taken as described above clearly shows the body tissue such as the mammary gland and fat, as well as the contrast medium.
  • the low-energy image hardly shows the contrast medium, and the body tissue such as the mammary gland is clearly shown. Therefore, the difference image showing the difference between the low energy image and the high energy image can be an image in which the mammary gland structure is removed and the contrast medium is clearly shown.
  • contrast imaging by the mammography apparatus 10 of the present embodiment as described above, either normal imaging or tomosynthesis imaging is performed.
  • normal imaging there are two types of normal imaging in contrast imaging, single-shot imaging and time-series imaging. In single-shot photography, each of the low-energy image and the high-energy image is taken only once.
  • time-series imaging by photographing each of a low-energy image and a plurality of high-energy images, the change in the state in which the contrast medium penetrates in the breast is photographed in chronological order.
  • lesions such as tumors tend to be more easily penetrated by the contrast medium than the mammary gland, and the more malignant the lesion, the faster the contrast medium penetrates and the faster the contrast medium is washed out. Therefore, by performing time-series imaging, it is possible to observe the time change of the contrast medium that permeates the region of interest such as a lesion and the amount of permeation (contrast-enhanced amount) from a plurality of difference images obtained in time series.
  • a high energy image is taken every time a predetermined time such as 1 second elapses after the low energy image is taken.
  • a predetermined time such as 1 second elapses after the low energy image is taken.
  • the number of times of photographing the low energy image is set to one. Since the state of the mammary gland structure may change depending on the body movement of the subject, low-energy images may be taken multiple times.
  • FIG. 5 shows an example of the imaging timing of the low-energy image 70L and the high-energy image 70H in contrast-enhanced imaging and time-series imaging.
  • a low-energy image 70L (see FIGS. 5, 70L 1 ) is first taken, and then a high-energy image 70H (FIGS. 5, 70H 1 to 1) is taken every time a predetermined time elapses.
  • the imaging of 70H4 is repeated until the contrast imaging time is completed.
  • the mammography apparatus 10 of the present embodiment captures one low-energy image 70L and a plurality of high-energy images 70H.
  • low-energy images and high-energy images are captured as projected images at each irradiation position 39 k of radiation R.
  • a low-energy image which is a projected image
  • a high-energy projected image when a high-energy image, which is a projected image, is distinguished from a high-energy image taken in another shooting, it is referred to as a "high-energy projected image”.
  • FIG. 6 shows an example of the imaging timing between the low-energy projection image 71L and the high-energy projection image 71H in contrast imaging and tomosynthesis imaging.
  • the low-energy projection image 71L (see FIGS. 6, 71L 1 to 71L 5 ) and the high-energy projection image 71H (FIG. 6, 71H 1 to 71H 5 ) are projected images for each irradiation position 39 k . See) is taken.
  • the same number of low-energy projection images 71L and high-energy projection images 71H as the number of irradiation positions 39 k are captured.
  • the console 12 of the present embodiment includes an acquisition unit 62, a generation unit 64, a derivation unit 66, an image processing unit 68, and a display control unit 69.
  • the CPU 50A of the control unit 50 executes the image processing program 51B stored in the ROM 50B, so that the CPU 50A has the acquisition unit 62, the generation unit 64, the derivation unit 66, and the image processing unit. It functions as 68 and a display control unit 69.
  • the acquisition unit 62 has a function of acquiring a low-energy image and a high-energy image taken by the mammography apparatus 10. Specifically, image data representing a low-energy image taken by the radiation detector 28 of the mammography apparatus 10 and image data representing a high-energy image are acquired via the I / F unit 24 and the I / F unit 54. .. The acquisition unit 62 outputs the acquired low-energy image and high-energy image to the generation unit 64.
  • the acquisition unit 62 acquires one low-energy image and one high-energy image. Further, in the case of time-series shooting, the acquisition unit 62 acquires one low-energy image and a plurality of high-energy images. Further, in the case of tomosynthesis imaging, the acquisition unit 62 acquires a plurality of low-energy images which are projection images and a plurality of high-energy images which are projection images.
  • the generation unit 64 has a function of generating a plurality of difference images showing the differences between the low energy image and each of the plurality of high energy images. In the case of single-shot photography, the generation unit 64 generates a difference image between one low-energy image and one high-energy image. Therefore, in the case of single-shot photography, the generation unit 64 generates one difference image.
  • a difference image is generated by deriving the difference between the low energy image and each high energy image.
  • the generation unit 64 corresponds to the image data obtained by multiplying the low-energy image 70L by a predetermined coefficient and the corresponding pixel from the image data obtained by multiplying the high-energy image 70H by a predetermined coefficient. By subtracting each time, the mammary gland tissue is removed, and the difference image data representing the difference image in which the contrast agent is clearly shown is generated.
  • the generation unit 64 outputs image data representing the generated difference image to the derivation unit 66 and the image processing unit 68.
  • the generation unit 64 generates a difference image between one low-energy image and each of the plurality of high-energy images.
  • the generation unit 64 generates a difference image 721 between the low energy image 70L 1 and the high energy image 70H 1 as in the case of single-shot photography.
  • the generation unit 64 generates a difference image 722 between the low energy image 70L 1 and the high energy image 70H 2 , and generates a difference image 723 between the low energy image 70L 1 and the high energy image 70H 3 to generate a low image.
  • a difference image 724 between the energy image 70L 1 and the high energy image 70H 4 is generated.
  • the generation unit 64 generates the same number of difference images as the number of high-energy images. In the case of time-series shooting, the generation unit 64 outputs image data representing the generated difference image to the derivation unit 66 and the image processing unit 68.
  • a difference image may be generated by adding the difference between the high energy images to the difference between the low energy image and the high energy image.
  • the generation unit 64 generates a difference image 721 between the low energy image 70L 1 and the high energy image 70H 1 as described above.
  • the generation unit 64 generates the difference image 722 by adding the image showing the difference between the high energy image 70H 2 and the high energy image 70H 1 to the difference image 721, and generates the high energy image 70H 3 and the high energy.
  • a difference image 723 is generated by adding an image showing the difference from the image 70H 2 to the difference image 722, and an image showing the difference between the high - energy image 70H 4 and the high-energy image 70H 3 is converted into the difference image 723 .
  • the difference image 724 is generated by adding.
  • the generation unit 64 generates a difference image for each projected image. That is, a difference image between the low energy projection image and the high energy projection image is generated for each irradiation position 39 k .
  • the generation unit 64 has a difference image 73 between the low energy projection image 71L 1 and the high energy projection image 71H 1 at the irradiation position 391, as in the case of single-shot photography. 1 is generated.
  • the generation unit 64 generates a difference image 732 between the low energy projection image 71L 2 and the high energy projection image 71H 2 , and produces a difference image 733 between the low energy projection image 71L 3 and the high energy projection image 71H 3 . It is generated, and a difference image 734 between the low energy projection image 71L 4 and the high energy projection image 71H 4 is generated. Further, the generation unit 64 generates a difference image 735 between the low energy projection image 71L 5 and the high energy projection image 71H 5 . Therefore, in the case of tomosynthesis imaging, the generation unit 64 generates the same number of difference images 73 as the number of irradiation positions 39 k . The generated difference image 73 corresponds to a projected image.
  • the difference image 73 of the present embodiment is an example of the projected difference image of the present disclosure.
  • the generation unit 64 reconstructs a series of generated difference images 73 to generate a series of tomographic images 74 having a predetermined slice thickness.
  • FIG. 8 shows a form in which f tomographic images (tomographic images 74 1 to 74 f ) are generated from a series of difference images 73.
  • the method by which the generation unit 64 generates the tomographic image 74 is not particularly limited.
  • reconstruction may be performed by a back projection method such as an FBP (Filter Back Projection) method or a successive approximation reconstruction method, and a known technique can be applied.
  • FBP Frter Back Projection
  • the slice thickness of the tomographic image 74 to be generated is not particularly limited, and can be determined according to, for example, the size of the object of interest, the image quality of the radiographic image, the processing load of the arithmetic processing in the generation, the instruction from the user, and the like. ..
  • the tomographic image 74 generated by the generation unit 64 in this way corresponds to a difference image, and can be an image in which the mammary gland structure is removed and the contrast medium is clearly shown.
  • the generation unit 64 outputs image data representing the generated tomographic image 74 to the derivation unit 66 and the image processing unit 68.
  • the derivation unit 66 has a function of deriving the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image generated by the generation unit 64.
  • the contrast amount information include a numerical value representing the contrast amount, a heat map of the contrast amount, and the like.
  • the contrast amount information may be a difference image generated by the generation unit 64.
  • the form of the contrast amount information may be predetermined, or may be selected or instructed by the user.
  • the derivation unit 66 first identifies the region of interest from the difference image.
  • the method by which the derivation unit 66 identifies the region of interest from the difference image is not particularly limited.
  • the region of interest may be specified from the difference image by accepting information about the region of interest input by the user.
  • the display unit 58 is displayed with at least one of a difference image, a low energy image, and a high energy image, and the user operates the operation unit 56 with respect to the displayed image.
  • the area may be accepted as information about the area of interest.
  • the derivation unit 66 may specify the region of interest by applying CAD (Computer Aided Diagnosis) to the difference image.
  • CAD Computer Aided Diagnosis
  • the pixel value of the pixel in the difference image corresponds to the amount of contrast. Therefore, the contrast amount can be derived from the pixel value of the difference image.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount based on the pixel values of the pixels of the image corresponding to the specified region of interest.
  • the derivation unit 66 may derive any of the total value, the average value, the median value, the maximum value, and the like of the contrast amount of the entire region of interest, and which one may be derived may be predetermined. Alternatively, it may be possible to specify by the user. Further, the derivation unit 66 may derive a numerical value representing the contrast amount regardless of the region of interest.
  • the derivation unit 66 may derive a numerical value representing the contrast amount of the position or region designated by the user with respect to the difference image or the like. Further, for example, the derivation unit 66 may derive a numerical value representing the amount of contrast in a region outside the specified region of interest.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount of the entire difference image and generates a heat map expressing the value of the derived contrast amount as a color or a shade. In addition, only when the contrast amount exceeds the threshold value, the form may be represented in the heat map. Further, as described above, since the pixel value of the difference image corresponds to the contrast amount, the derivation unit 66 may generate a heat map based on the pixel value of the difference image without deriving the contrast amount. good.
  • the derivation unit 66 uses the difference image generated by the generation unit 64 as the contrast amount information.
  • the difference image used as the contrast amount information does not have to correspond to the difference image processed by the image processing unit 68, and may not be the difference image itself generated by the generation unit 64.
  • the difference image used as the contrast amount information may be an image in which the contrast amount in the difference image generated by the generation unit 64 appears. Therefore, for example, the derivation unit 66 corrects the difference image generated by the generation unit 64 to remove artifacts such as a scattered ray component and an oblique component, and derives the corrected difference image as contrast amount information. You may.
  • the technique described in International Publication No. 2020/059306 can be applied.
  • the contrast amount information derived by the derivation unit 66 in this way is output to the display control unit 69.
  • the image processing unit 68 has a function of performing image processing for emphasizing the difference image. Examples of the image processing performed by the image processing unit 68 include gradation enhancement processing and frequency enhancement processing.
  • the image processing unit 68 of the present embodiment analyzes the difference image generated by the generation unit 64, such as histogram analysis, and determines which image processing, gradation enhancement processing or frequency enhancement processing, is performed. Specify the degree.
  • the image processing unit 68 performs the specified image processing and image processing according to the degree of enhancement on the difference image. It is preferable that the image processing unit 68 identifies the region of interest from the difference image and performs image processing to emphasize the identified region of interest.
  • the method in which the image processing unit 68 specifies the region of interest is not particularly limited, and may be the same as the method in which the derivation unit 66 described above identifies the region of interest. In this way, the image processing unit 68 emphasizes the region of interest in the difference image, particularly the difference image, so that the contrast amount represented by the difference image after image processing may differ from the actual contrast amount.
  • the image data representing the difference image after image processing generated by the image processing unit 68 in this way is output to the display control unit 69.
  • the display control unit 69 has a function of displaying the contrast amount information derived by the derivation unit 66 and the difference image after image processing generated by the image processing unit 68 on the display unit 58.
  • the display control unit 69 has a function of displaying the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing by the image processing unit 68 and the difference image after the image processing on the display unit 58.
  • FIG. 9 shows a flowchart showing an example of the flow of contrast imaging by the radiation imaging system 1 of the present embodiment.
  • the user injects a contrast medium into the breast as a subject.
  • the user positions the subject's breast on the imaging table 30 of the mammography apparatus 10, and presses the breast with the compression plate 40.
  • step S14 the radiographic image capturing process shown in FIG. 10 for capturing a low-energy image and a high-energy image by the mammography apparatus 10 is performed by the console 12.
  • the console 12 of the present embodiment executes the radiographic image imaging process shown in FIG. 10 by the CPU 50A of the control unit 50 executing the imaging control processing program 51A stored in the ROM 50B.
  • FIG. 10 shows a flowchart showing an example of the flow of the radiographic imaging process executed in the console 12 of the present embodiment.
  • step S100 of FIG. 10 the control unit 60 determines whether or not the type of imaging to be performed is tomosynthesis imaging.
  • the control unit 60 negates the determination in step S100 when the shooting type set in the shooting menu is not tomosynthesis shooting, in other words, when the shooting type set in the shooting menu is single-shot shooting or tomosynthesis shooting. The determination is made, and the process proceeds to step S102.
  • step S102 the control unit 60 determines whether or not the irradiation instruction of the radiation R has been received.
  • the determination in step S102 is a negative determination until the irradiation instruction is received.
  • the determination in step S102 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S104.
  • step S104 the control unit 60 determines whether or not the type of shooting to be performed is time-series shooting. In the control unit 60, if the shooting type set in the shooting menu is not time-series shooting, in other words, if the shooting type set in the shooting menu is single-shot shooting, the determination in step S104 is a negative determination. , The process proceeds to step S106.
  • step S106 the control unit 60 executes the single-shot shooting process shown in FIG. 11A.
  • step S150 of the single-shot imaging process shown in FIG. 11A the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the first energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the first energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a low energy image.
  • step S152 the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the second energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the second energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a high energy image.
  • the single-shot shooting process is completed.
  • the radiographic image imaging process step S106 shown in FIG. 10 is completed, and the radiographic image imaging process is completed.
  • a mode in which a high-energy image is taken after taking a low-energy image has been described, but the shooting order of the low-energy image and the high-energy image may be reversed. That is, the order of the process of step S150 and the process of step S152 in the single-shot photographing process may be changed.
  • step S104 of the radiographic image imaging process becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S108.
  • step S108 the control unit 60 executes the time-series shooting process shown in FIG. 11B.
  • step S160 of the time-series photographing process shown in FIG. 11B the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the first energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the first energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a low energy image.
  • step S162 the control unit 60 determines whether or not the predetermined time has elapsed.
  • the determination in step S162 is a negative determination until the predetermined time elapses.
  • the determination in step S162 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S164.
  • step S164 the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the second energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the second energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a high energy image.
  • step S166 the control unit 60 determines whether or not to end the time-series shooting.
  • the determination in step S166 becomes a negative determination, the process returns to step S162, and the processes of steps S162 and S164 are repeated until the predetermined end condition is satisfied.
  • the determination in step S166 becomes an affirmative determination, and the time-series shooting process is terminated.
  • the termination conditions are not limited. As an end condition, for example, when the elapsed time from injecting the contrast medium into the breast has elapsed as the imaging time, the elapsed time from the start of radiation R irradiation is the irradiation time in contrast imaging.
  • the end condition there is a condition that the end is performed when the contrast amount does not change as a result of analyzing the radiographic image taken by the control unit 60. Specifically, it may be a condition that the process ends when the difference between the high-energy images is equal to or less than the threshold value, and especially when the difference between the pixel values of the region of interest in the high-energy image is equal to or less than the threshold value.
  • step S100 of the radiographic image imaging process becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S110.
  • step S110 the control unit 60 executes the tomosynthesis imaging process shown in FIG. 11C.
  • step S170 of the tomosynthesis imaging process shown in FIG. 11C the control unit 60 moves the radiation source 37R to the irradiation position 39 k , which is the start position for starting the irradiation of radiation.
  • step S172 the control unit 60 determines whether or not the irradiation instruction of the radiation R has been received, as in the step S102 of the radiation imaging process.
  • the determination in step S172 is a negative determination until the irradiation instruction is received.
  • the determination in step S172 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S174.
  • step S174 the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the first energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the first energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a low energy image.
  • the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the second energy to the mammography apparatus 10.
  • the control unit 20 irradiates the breast with the radiation R of the second energy from the radiation source 37R based on the instruction input from the console 12, and the radiation detector 28 captures a high energy image.
  • step S178 the control unit 60 determines whether or not to end the tomosynthesis imaging. If the position of the radiation source 37R is not yet in the position corresponding to the last irradiation position 39 k , the determination in step S178 becomes a negative determination, and the process proceeds to step S180.
  • step S180 the control unit 60 moves the radiation source 37R to the next irradiation position 39 k , then returns to step S174, and repeats the processes of steps S174 to S178.
  • the determination in step S178 becomes affirmative, and the process proceeds to step S182.
  • the control unit 60 moves the radiation source 37R to the position of the irradiation position 39 k (irradiation position 39 k along the normal direction, irradiation position 393 in FIG. 2B) where the irradiation angle ⁇ is 0 degree.
  • step S182 When the process of step S182 is completed, the tomosynthesis imaging is completed.
  • the radiographic image imaging process step S110 shown in FIG. 10 is completed, and the radiographic image imaging process is completed.
  • a mode in which a high-energy image is taken after taking a low-energy image is described as in the above-mentioned single-shot shooting, but the shooting order of the low-energy image and the high-energy image is reversed. You may. That is, the order of the process of step S174 and the process of step S176 in the tomosynthesis imaging process may be changed.
  • step S16 the difference image generation display process shown in FIG. 12 is performed by the console 12.
  • the console 12 of the present embodiment executes the difference image generation display processing shown in FIG. 12 by the CPU 50A of the control unit 50 executing the image processing program 51B stored in the ROM 50B.
  • FIG. 12 shows a flowchart showing an example of the flow of the difference image generation display processing executed in the console 12 of the present embodiment.
  • step S200 the acquisition unit 62 acquires a low-energy image and a high-energy image taken by contrast imaging from the mammography apparatus 10 as described above.
  • a low-energy projection image and a high-energy projection image are acquired as described above.
  • the timing at which the acquisition unit 62 acquires the low-energy image and the high-energy image is not limited. For example, each time a low-energy image and a high-energy image are taken, a low-energy image and a high-energy image may be acquired from the mammography apparatus 10.
  • the low-energy images and high-energy images stored in the storage unit 22 of the mammography apparatus 10 may be acquired. Further, the order of acquiring low-energy images and high-energy images is not limited.
  • step S202 the generation unit 64 determines whether or not the type of imaging performed is tomosynthesis imaging. If the type of imaging performed is not tomosynthesis imaging, in other words, if the type of imaging performed is single-shot imaging or time-series imaging, the determination in step S202 becomes a negative determination, and the process proceeds to step S204.
  • the generation unit 64 in step S204 generates a difference image from the low-energy image and the high-energy image acquired in step S200, and then proceeds to step S210.
  • the generation unit 64 when the type of imaging performed is single-shot imaging, the generation unit 64 generates one difference image.
  • the generation unit 64 When the type of imaging performed is time-series imaging, the generation unit 64 generates a plurality of difference images of the same number as the high-energy images acquired in step S200.
  • step S202 when the type of imaging performed is tomosynthesis imaging, the determination in step S202 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S206.
  • step S206 as described above, the generation unit 64 generates a difference image of the projected image as described above for each irradiation position 39 k . Specifically, the generation unit 64 generates a difference image from the low-energy projection image and the high-energy projection image for each irradiation position 39 k .
  • the generation unit 64 reconstructs the plurality of difference images generated in the above step S206 to generate a tomographic image as described above, and then proceeds to the step S210.
  • step S210 the derivation unit 66 identifies the region of interest from the difference image as described above.
  • the derivation unit 66 identifies the region of interest from the difference image generated in step S204.
  • the derivation unit 66 identifies the region of interest from the tomographic image generated in step S208.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount information as described above.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount information from the difference image generated in step S204.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount information from the tomographic image generated in step S208.
  • a mode for deriving a numerical value representing the contrast amount as the contrast amount information from the tomographic image 74 will be described with reference to FIG. 13A.
  • the derivation unit 66 may derive a numerical value representing the contrast amount from each tomographic image 74 for each of the series of tomographic images 74. In the example shown in FIG.
  • the derivation unit 66 may derive a numerical value representing the amount of contrast for each of the G tomographic images 74 (74 1 to 74 G ). Further, the derivation unit 66 may derive the total value of the contrast amount in the transmission path in the transmission direction r through which the radiation R represented by the arrow in FIG. 13A is transmitted.
  • FIG. 13B shows an example in which the generation unit 64 generates g (G> g) tomographic images 74 (74 1 to 74 g ).
  • the thickness of the breast WB in FIG. 13B is thinner than the thickness of the breast WA in FIG. 13A. Since the slice thickness is the same in the example shown in FIG. 13A and the example shown in FIG. 13B, the number g of the tomographic images 74 for the breast WB is smaller than the number G of the tomographic images 74 for the breast WA.
  • the region of interest 75B has a shorter length in the transmission direction r than the region of interest 75A. Therefore, even when the densities of the region of interest 75A and the region of interest 75B are the same, the total value of the contrast amount in the transmission path differs between the region of interest 75A and the region of interest 75B. In this way, the density of the region of interest cannot be determined from the total value of the amount of contrast in the transmission path. Therefore, it is difficult to understand the degree of penetration of the contrast amount in the region of interest such as h and lesions from the total value of the contrast amount in the transmission path. Therefore, the derivation unit 66 may derive the density of the contrast amount in the region of interest as the contrast amount information.
  • the derivation unit 66 identifies the position of the tomographic image 74 in which the image of the specified region of interest is captured, derives the length of the transmission direction r of the region of interest from the position of the specified tomographic image 74, and the amount of contrast in the transmission path.
  • the density of the contrast amount may be derived by dividing the total value of the above by the length of the region of interest.
  • the image processing unit 68 performs image processing as described above.
  • the image processing unit 68 performs image processing for emphasizing the difference image generated in step S204.
  • the image processing unit 68 performs image processing for emphasizing the tomographic image generated in step S208.
  • the display control unit 69 controls the display unit 58 to display the contrast amount information derived in the step S212 and the difference image after the image processing in the step S214. This difference image generation display process is terminated.
  • FIG. 14A shows an example of a state in which the contrast amount information and the difference image after image processing are displayed on the display unit 58.
  • FIG. 14A shows an example of displaying the difference image 80A before image processing as the contrast amount information.
  • the display control unit 69 of the present embodiment causes the display unit 58 to display the difference image 82 after the image processing and the difference image 80A before the image processing.
  • the display control unit 69 displays a radiation image 84 taken by general imaging, in other words, a radiation image 84 taken without a contrast medium injected, with respect to the breast as a subject. If present, the radiation image 84 is also displayed on the display unit 58 as a comparative example. In the example shown in FIG.
  • the difference image 80A before image processing and the difference image 82 after image processing are displayed side by side, but the difference image 80A before image processing and the difference after image processing are displayed side by side.
  • One of the images 82 may be displayed, and the image to be displayed may be switched according to the user's instruction.
  • a plurality of difference images generated by the generation unit 64 may be continuously displayed as moving images in chronological order as the difference image 80A before image processing.
  • "moving image” means displaying still images one after another at high speed and making them recognized as moving images. Therefore, depending on the degree of "high speed” in the display, so-called “frame advance” is also included in the moving image.
  • the difference image 80A tomographic image
  • the display may be switched to the processed difference image 82 (tomographic image).
  • FIG. 14B shows an example of displaying the heat map 80B as the contrast amount information.
  • FIG. 14B an example of a form in which the heat map 80B is superimposed and displayed on the difference image 82 after image processing is shown.
  • FIG. 14C shows another case where the heat map 80B is displayed as the contrast amount information.
  • FIG. 14C an example of a form in which the heat map 80B is superimposed and displayed on the low energy image 85 is shown.
  • FIG. 14D shows an example in which the numerical value 80C representing the contrast amount is displayed as the contrast amount information.
  • a numerical value (see FIG. 14, “150”) representing the contrast amount of the region of interest instructed by the user (see FIG. 14, white arrow) in the difference image 82 after image processing is displayed.
  • An example of the form is shown.
  • the difference image generation display process in step S16 shown in FIG. 9 is completed.
  • the low-energy image and the plurality of high-energy images taken by the mammography apparatus 10 of the present embodiment, the plurality of difference images generated by the console 12, the tomographic image, the contrast amount information, and the like are stored in the storage unit 52 of the console 12. Or, it may be stored in PACS (Picture Archiving and Communication Systems) or the like.
  • the radiation image photographing process which is the process of S14 in FIG. 9, in other words, the form in which the difference image generation display processing is continuously performed after the contrast imaging is completed, but the difference image generation display processing is performed.
  • the timing that is, the timing for generating the difference image and displaying the difference image is not limited to this embodiment.
  • the timing of each of the generation of the difference image and the display of the difference image may be performed at a timing according to the user's desire after the contrast imaging.
  • the console 12 of each of the above forms includes a CPU 50A as at least one processor.
  • the CPU 50A has a low-energy image taken by the mammography apparatus 10 by irradiating the breast in which the contrast agent has been injected with radiation R of the first energy, and the first energy in the breast in which the contrast agent has been injected.
  • a high-energy image taken by the mammography apparatus 10 by irradiating a radiation R having a second energy higher than that of the radiation R is acquired.
  • the CPU 50A generates a difference image showing the difference between the low energy image and the high energy image.
  • the CPU 50A performs image processing for emphasizing the difference image.
  • the CPU 50A displays the difference image after the image processing and the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing.
  • the difference image after the image processing for emphasizing the difference image and the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing are displayed.
  • the difference image after image processing is an image in which the mammary gland structure is removed and the contrast medium is emphasized to make it easier to see.
  • the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before image processing is information representing the contrast amount that is not affected by the image processing or is excluded from the influence of the image processing, so that an accurate contrast amount is given. Be done. Therefore, according to the console 12 of the present embodiment, the contrast medium can be easily observed and the contrast amount can be easily evaluated.
  • the image processing unit 68 has described a mode in which the image processing unit 68 performs image processing on the difference image generated by the generation unit 64, but the image processing unit 68 performs image processing.
  • the target is not limited to the difference image.
  • the image processing unit 68 may perform image processing on each of the low energy image and the high energy image.
  • the generation unit 64 generates a difference image showing the difference between the low-energy image after the image processing and the high-energy image after the image processing, so that the generated difference image is emphasized in the same manner as in the above embodiment. It can be in a state of being.
  • the derivation unit 66 generates the contrast amount information from the difference image before the image processing has been described, but the method for generating the contrast amount information is not limited to this form.
  • the derivation unit 66 derives the contrast amount information regarding the contrast amount of the difference image before the image processing by removing the influence of the image processing from the contrast amount derived from the difference image after the image processing by the image processing unit 68. It may be in the form.
  • the generation unit 64 when the type of imaging is tomosynthesis imaging, as described with reference to FIG. 8, the generation unit 64 generates a difference image 73 between each low energy projection image 71L and the high energy projection image 71H.
  • the mode of generating the tomographic image 74 by reconstructing the generated multiple difference images 73 has been described, but the method of generating the tomographic image is not limited to this mode.
  • a form may be used in which a difference image between a tomographic image generated by reconstructing a low-energy image and a tomographic image generated by reconstructing a high-energy image is generated. An example of this case will be described in detail with reference to FIG. In the example shown in FIG.
  • the generation unit 64 reconstructs the low energy projection image 71L (see FIGS. 15, 71L 1 to 71L 5 ) to obtain a tomographic image 74L (see FIGS. 15, 74L 1 to 74L f ).
  • Generation unit 64 also reconstructs the high energy projection image 71H (see FIGS. 15, 71H 1 to 715) to generate a tomographic image 74H (FIG. 15, 74H 1 to 74H f ) and generates.
  • Part 64 generates a tomographic image 74 (see FIGS. 15, 741 to 74f ), which is a difference image showing the difference between the tomographic image 74L and the tomographic image 74H at the corresponding slice positions.
  • a tomographic image 74 is generated.
  • the tomographic image 74L of this embodiment is an example of the low energy tomographic image of the present disclosure
  • the tomographic image 74H of this embodiment is an example of the high energy tomographic image of the present disclosure. be.
  • the irradiation position is 39 k
  • the radiation R of the first energy is irradiated to capture a low energy image
  • the radiation R of the second energy is irradiated.
  • the method of tomosynthesis imaging is not limited to this embodiment.
  • a low-energy image is taken by irradiating a first-energy radiation R at each irradiation position 39 k
  • a high-energy image is taken by irradiating a second-energy radiation R at each irradiation position 39 k . It may be in the form.
  • the breast is applied as an example of the subject of the present disclosure
  • the mammography apparatus 10 is applied as an example of the radiographic imaging apparatus of the present disclosure.
  • the subject is not limited to the breast, and the subject is not limited to the breast.
  • the radiographic imaging device is not limited to the mammography device.
  • the subject may be the chest, the abdomen, or the like, and the radiographic imaging apparatus may be in the form of applying a radiographic imaging apparatus other than the mammography apparatus.
  • the console 12 is an example of the image processing device of the present disclosure, but a device other than the console 12 may have the function of the image processing device of the present disclosure.
  • some or all of the functions of the control unit 60, the acquisition unit 62, the generation unit 64, the derivation unit 66, the image processing unit 68, and the display control unit 69 are performed by a mammography device 10 or an external device other than the console 12. It may be equipped with a device or the like.
  • a processing unit that executes various processes such as a control unit 60, an acquisition unit 62, a generation unit 64, a derivation unit 66, an image processing unit 68, and a display control unit 69.
  • various processors shown below can be used.
  • the above-mentioned 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 (Field Programmable Gate Array) or the like.
  • Dedicated electricity which is a processor with a circuit configuration specially designed to execute specific processing such as programmable logic device (PLD), ASIC (Application Specific Integrated Circuit), which is a processor whose configuration can be changed. Circuits etc. 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.
  • the processor functions as a plurality of processing units.
  • SoC System On Chip
  • the various processing units are configured by using one or more of the above-mentioned various processors as a hardware-like structure.
  • an electric circuit in which circuit elements such as semiconductor elements are combined can be used.
  • each of the shooting control processing program 51A and the image processing program 51B is used as 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. It may be provided in recorded form. Further, each of the photographing control processing program 51A and the image processing program 51B 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. It may be provided in recorded form.
  • each of the photographing control processing program 51A and the image processing program 51B may be downloaded from an external device via a network.
  • Radiation imaging system 2 RIS 10 Mammography device 12 Console 20, 50 Control unit 22, 52 Storage unit 24, 54 I / F unit 26, 56 Operation unit 28 Radiation detector, 28A Detection surface 30 Imaging table, 30A Imaging surface 32 Arm section 34 Base 35 axis Part 36 Compression unit 37 Radiation irradiation unit, 37R Radiation source 38 Face guard 39 k , 39 3 Irradiation position 40 Compression plate 46 Support part 50A CPU, 50B ROM, 50C RAM 51A Irradiation control processing program, 51B Image processing program 58 Display unit 59 Bus 60 Control unit 62 Acquisition unit 64 Generation unit 66 Derivation unit 68 Image processing unit 69 Display control unit 70L 1 , 70L 2 Low energy image 71L 1 to 71L 5 Low energy Projection image (low energy image) 70H 1 to 70H 4 High energy image 71H 1 to 71H 5 High energy projection image (high energy image) 72 1 to 72 4 , 73 1 to 735 Difference images 74, 74 1 , 74 2 , 74 3

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Abstract

画像処理装置のＣＰＵは、造影剤が注入された状態の乳房に第１のエネルギーの放射線を照射させてマンモグラフィ装置に撮影させた低エネルギー画像と、造影剤が注入された状態の乳房に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させてマンモグラフィ装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得する。ＣＰＵは、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成する。ＣＰＵは、差分画像を強調する画像処理を行う。ＣＰＵは、画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる。

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。
　造影剤を注入した被写体に対して、エネルギーが異なる放射線を各々放射させて低エネルギー画像と高エネルギー画像とを撮影する造影撮影を行い、高エネルギー画像と低エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成することが行われている。このようにして生成された差分画像は、被写体の体組織が除去され造影剤が明瞭に写った画像となる。
　また、差分画像における造影剤について観察し易くするために、差分画像を強調する技術が知られている。例えば、特開２０１５－０９１３９４号公報には、関心領域のコントラストを強調する技術が記載されている。
　ところで、差分画像における画素の画素値は、造影量に対応している。しかしながら、画像処理によりコントラストを強調してしまうと、画像処理後の差分画像における画素の画素値は、造影量と対応しない場合がある。そのため、画像処理後の差分画像からは、実際の造影量がわかり難い場合があった。
　本開示は上記事情を考慮して成されたものであり、造影剤が観察し易くかつ造影量の評価を容易に行うことが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の態様の画像処理装置は、少なくとも１つのプロセッサを備え、プロセッサは、造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、差分画像を強調する画像処理を行い、画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる。
　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、造影量情報は、造影量を表す数値である。
　本開示の第３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、造影量情報は、造影量のヒートマップであり、プロセッサは、画像処理後の差分画像に、ヒートマップを重ねて表示させる。
　本開示の第４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、造影量情報は、画像処理前の差分画像である。
　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４の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、プロセッサは、造影量情報を、画像処理前の差分画像から導出する。
　本開示の第６の態様の画像処理装置は、第１の態様から第４の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、プロセッサは、造影量情報を、画像処理後の差分画像から導出した造影量に関する情報から、画像処理の影響を除外することにより導出する。
　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、プロセッサは、複数の高エネルギー画像を放射線画像撮影装置に撮影させ、撮影された複数の高エネルギー画像を取得し、複数の高エネルギー画像毎に、差分画像を生成する。
　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、放射線画像撮影装置は、被写体に対して異なる複数の照射角度の各々から、放射線を照射して複数の照射角度毎に低エネルギー画像及び高エネルギー画像を撮影するトモシンセシス撮影が可能であり、プロセッサは、複数の低エネルギー画像を再構成して生成した低エネルギー断層画像と、複数の高エネルギー画像を再構成して生成した高エネルギーの断層画像と、の差分を示す差分画像を差分画像として生成する。
　本開示の第９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、放射線画像撮影装置は、被写体に対して異なる複数の照射角度の各々から、放射線を照射して複数の照射角度毎に低エネルギー画像及び高エネルギー画像を一対の投影画像として撮影するトモシンセシス撮影が可能であり、プロセッサは、照射角度毎に、一対の投影画像の差分を示す投影差分画像を生成し、生成した複数の投影差分画像を再構成した断層画像を差分画像として生成する。
　本開示の第１０の態様の画像処理装置は、第８の態様または第９の態様の画像処理装置において、プロセッサは、断層画像から関心領域の、放射線が透過する透過方向の長さを導出し、造影量情報として、導出した関心領域の長さに基づいて関心領域における造影剤の密度を導出する。
　本開示の第１１の態様の画像処理装置は、第１の態様から第１０の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、被写体は、乳房であり、放射線画像撮影装置は、マンモグラフィ装置である。
　また、本開示の第１２の態様の画像処理方法は、造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、差分画像を強調する画像処理を行い、画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる処理をコンピュータが実行するための方法である。
　また、本開示の第１３の態様の画像処理プログラムは、造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、差分画像を強調する画像処理を行い、画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる処理をコンピュータに実行させるためのものである。
　本開示によれば、造影剤が観察し易くかつ造影量の評価を容易に行うことができる。
実施形態の放射線画像撮影システムにおける全体の構成の一例を概略的に表した構成図である。 実施形態のマンモグラフィ装置の外観の一例を表す側面図である。 トモシンセシス撮影の一例を説明するための図である。 実施形態のコンソールの構成の一例を表したブロック図である。 実施形態のコンソールの機能の一例を表す機能ブロック図である。 実施形態のマンモグラフィ装置による造影撮影かつ時系列撮影における低エネルギー画像と高エネルギー画像との撮影タイミングの一例を示すタイムチャートである。 実施形態のマンモグラフィ装置による造影撮影かつトモシンセシス撮影における低エネルギー画像と高エネルギー画像との撮影タイミングの一例を示すタイムチャートである。 時系列撮影における差分画像の生成方法の一例を説明するための図である。 時系列撮影における差分画像の生成方法の他の例を説明するための図である。 トモシンセシス撮影における差分画像及び断層画像の生成方法の一例を説明するための図である。 実施形態の放射線画像撮影システムによる造影撮影の流れの一例を表したフローチャートである。 造影撮影において実行される放射線画像撮影処理の流れの一例を表したフローチャートである。 放射線画像撮影処理において実行される単発撮影処理の流れの一例を表したフローチャートである。 放射線画像撮影処理において実行される時系列撮影処理の流れの一例を表したフローチャートである。 放射線画像撮影処理において実行されるトモシンセシス撮影処理の流れの一例を表したフローチャートである。 造影撮影において実行される差分画像生成表示処理の流れの一例を表したフローチャートである。 断層画像から造影量情報として造影量を表す数値を導出する形態について説明するための図である。 断層画像から造影量情報として造影量を表す数値を導出する形態について説明するための図である。 造影量情報として画像処理前の差分画像及び画像処理後の差分画像を表示部に表示させた状態の一例を示す図である。 造影量情報としてヒートマップ及び画像処理後の差分画像を表示部に表示させた状態の一例を示す図である。 造影量情報としてヒートマップ及び画像処理後の差分画像を表示部に表示させた状態の他の例を示す図である。 造影量情報として造影量を表す数値を表示させた状態の一例を示す図である。 トモシンセシス撮影における差分画像及び断層画像の生成方法の他の例を説明するための図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、本実施形態は本発明を限定するものではない。
　まず、本実施形態の放射線画像撮影システムにおける、全体の構成の一例について説明する。図１には、本実施形態の放射線画像撮影システム１における、全体の構成の一例を表す構成図が示されている。図１に示すように、本実施形態の放射線画像撮影システム１は、マンモグラフィ装置１０及びコンソール１２を備える。本実施形態のマンモグラフィ装置１０が、本開示の放射線画像撮影装置の一例である。また、本実施形態のコンソール１２が、本開示の画像処理装置の一例である。
　まず、本実施形態のマンモグラフィ装置１０について説明する。図２Ａには、本実施形態のマンモグラフィ装置１０の外観の一例を表す側面図が示されている。なお、図２Ａは、被検者の右側からマンモグラフィ装置１０を見た場合の外観の一例を示している。
　本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。
　また、本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を注入した状態で撮影を行ういわゆる造影撮影と、一般撮影と、２種類の撮影を行う機能を有している。なお、本実施形態では、被検者の乳房に造影剤を注入した状態で行う撮影を「造影撮影」といい、造影撮影ではない撮影を「一般撮影」という。また、本実施形態のマンモグラフィ装置１０は、放射線源を放射線検出器の検出面２８Ａの法線方向に沿った照射位置として撮影を行う通常撮影と、放射線源３７Ｒを複数の照射位置の各々に移動させて撮影を行う、いわゆるトモシンセシス撮影とを行う機能を有している。なお、マンモグラフィ装置１０では、通常撮影及びトモシンセシスのいずれにおいても、造影撮影及び一般撮影の両方が可能とされている。
　図２Ａに示すように、本実施形態のマンモグラフィ装置１０は、撮影台３０内部に制御部２０、記憶部２２、及びＩ／Ｆ（Interface)部２４を備える。制御部２０は、コンソール１２の制御に応じて、マンモグラフィ装置１０の全体の動作を制御する。制御部２０は、いずれも図示を省略した、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、及びＲＡＭ（Random Access Memory）を備える。ＲＯＭには、ＣＰＵ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。ＲＡＭは、各種データを一時的に記憶する。
　記憶部２２には、放射線検出器２８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２２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２４は、無線通信または有線通信により、コンソール１２との間で各種情報の通信を行う。マンモグラフィ装置１０で放射線検出器２８により撮影された放射線画像の画像データは、Ｉ／Ｆ部２４を介してコンソール１２に無線通信または有線通信によって送信される。
　また、操作部２６は、例えば、マンモグラフィ装置１０の撮影台３０等に複数のスイッチとして設けられている。なお、操作部２６は、タッチパネル式のスイッチとして設けられていてもよいし、医師及び技師等のユーザが足で操作するフットスイッチとして設けられていてもよい。
　放射線検出器２８は、被写体である乳房を通過した放射線Ｒを検出する。図２Ａに示すように、放射線検出器２８は、撮影台３０の内部に配置されている。本実施形態のマンモグラフィ装置１０では、撮影を行う場合、撮影台３０の撮影面３０Ａ上には、被検者の乳房がユーザによってポジショニングされる。
　放射線検出器２８は、被検者の乳房及び撮影台３０を透過した放射線Ｒを検出し、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。本実施形態の放射線検出器２８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。
　放射線照射部３７は、放射線源３７Ｒを備えている。図２Ａに示すように放射線照射部３７は、撮影台３０及び圧迫ユニット３６と共にアーム部３２に設けられている。図２Ａに示すように、放射線照射部３７の下方にあたるアーム部３２の被検者に近い位置には、フェイスガード３８が着脱可能に設けられている。フェイスガード３８は、放射線源３７Ｒから出射された放射線Ｒから被検者を保護するための保護部材である。
　なお、図２Ａに示すように本実施形態のマンモグラフィ装置１０は、アーム部３２と、基台３４と、軸部３５と、を備えている。アーム部３２は、基台３４によって、上下方向（Ｚ軸方向）に移動可能に保持される。また、軸部３５によりアーム部３２が基台３４に対して回転をすることが可能である。軸部３５は、基台３４に対して固定されており、軸部３５とアーム部３２とが一体となって回転する。
　軸部３５及び圧迫ユニット３６にそれぞれギアが設けられ、このギア同士の噛合状態・非噛合状態を切替えることにより、圧迫ユニット３６と軸部３５とが連結されて一体に回転する状態と、軸部３５が圧迫ユニット３６及び撮影台３０と分離されて空転する状態とに切り替えることができる。なお、軸部３５の動力の伝達・非伝達の切り替えは、上記ギアに限らず、種々の機械要素を用いることができる。
　アーム部３２と撮影台３０及び圧迫ユニット３６は、軸部３５を回転軸として、別々に、基台３４に対して相対的に回転可能となっている。本実施形態では、基台３４、アーム部３２、撮影台３０、及び圧迫ユニット３６にそれぞれ係合部（図示省略）が設けられ、この係合部の状態を切替えることにより、アーム部３２、撮影台３０、及び圧迫ユニット３６の各々が基台３４に連結される。軸部３５に連結されたアーム部３２、撮影台３０、及び圧迫ユニット３６の一方または両方が、軸部３５を中心に一体に回転する。
　圧迫ユニット３６には、圧迫板４０を上下方向（Ｚ軸方向）に移動する圧迫板駆動部（図示省略）が設けられている。本実施形態の圧迫板４０は、被検者の乳房を圧迫する機能を有する。圧迫板４０の支持部４６は、圧迫板駆動部に着脱可能に取り付けられ、圧迫板駆動部により上下方向（Ｚ軸方向）に移動し、撮影台３０との間で被検者の乳房を圧迫する。
　マンモグラフィ装置１０においてトモシンセシス撮影を行う場合、放射線照射部３７の放射線源３７Ｒは、アーム部３２の回転により連続的に、照射角度が異なる複数の照射位置の各々に移動される。図２Ｂには、トモシンセシス撮影の一例を説明するための図を示す。なお、図２Ｂでは、圧迫板４０の図示を省略している。本実施形態では、図２Ｂに示すように放射線源３７Ｒは、予め定められた角度θずつ照射角度が異なる照射位置３９ｋ（ｋ＝０、１、・・・Ｋ、図２ＢではＫ＝５）、換言すると放射線検出器２８の検出面２８Ａに対する放射線Ｒの入射角度が異なる位置に移動される。各照射位置３９ｋにおいて、コンソール１２の指示により放射線源３７Ｒから放射線Ｒが乳房Ｗに向けて照射され、放射線検出器２８により放射線画像が撮影される。なお、以下では、トモシンセシス撮影において、照射角度が異なる複数の照射位置３９ｋにおいて放射線検出器２８により撮影された放射線画像を「投影画像」という。放射線画像撮影システム１では、放射線源３７Ｒを照射位置３９ｋの各々に移動させて、各照射位置３９ｋで投影画像の撮影を行うトモシンセシス撮影を行った場合、Ｋ枚の投影画像が得られる。なお、以下では、投影画像や後述する低エネルギー画像及び高エネルギー画像等、複数種類の放射線画像について総称する場合、単に「放射線画像」という。
　なお、図２Ｂに示すように、放射線Ｒの入射角度とは、放射線検出器２８の検出面２８Ａの法線ＣＬと、放射線軸ＲＣとがなす角度αのことをいう。また、ここでは、放射線検出器２８の検出面２８Ａは、撮影面３０Ａに略平行な面とする。以下では、図２Ｂに示すように、トモシンセシス撮影における入射角度を異ならせる所定範囲を「入射角度範囲」という。入射角度範囲の具体的一例としては、放射線検出器２８の検出面２８Ａの法線ＣＬに対して±１０度や±２０度の範囲が挙げられる。なお、本実施形態では、放射線Ｒについて、「入射角度」と「照射角度」とは、同義としている。
　一方、マンモグラフィ装置１０において、通常撮影を行う場合、放射線照射部３７の放射線源３７Ｒは、照射角度αが０度である照射位置３９ｋ（法線方向に沿った照射位置３９ｋ、図２Ｂでは照射位置３９３）のままとされる。コンソール１２の指示により放射線源３７Ｒから放射線Ｒが照射され、放射線検出器２８により放射線画像が撮影される。
　一方、本実施形態のコンソール１２は、無線通信ＬＡＮ（Local Area Network）等を介してＲＩＳ（Radiology Information System）２等から取得した撮影オーダ及び各種情報と、操作部５６等によりユーザにより行われた指示等とを用いて、マンモグラフィ装置１０の制御を行う機能を有している。
　本実施形態のコンソール１２は、一例として、サーバーコンピュータである。図３に示すように、コンソール１２は、制御部５０、記憶部５２、Ｉ／Ｆ部５４、操作部５６、及び表示部５８を備えている。制御部５０、記憶部５２、Ｉ／Ｆ部５４、操作部５６、及び表示部５８はシステムバスやコントロールバス等のバス５９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。
　本実施形態の制御部５０は、コンソール１２の全体の動作を制御する。制御部５０は、ＣＰＵ５０Ａ、ＲＯＭ５０Ｂ、及びＲＡＭ５０Ｃを備える。ＲＯＭ５０Ｂには、ＣＰＵ５０Ａで実行される、後述する撮影制御処理プログラム５１Ａ及び画像処理プログラム５１Ｂを含む各種のプログラム等が予め記憶されている。ＲＡＭ５０Ｃは、各種データを一時的に記憶する。本実施形態のＣＰＵ５０Ａが、本開示のプロセッサの一例である。本実施形態の画像処理プログラム５１Ｂが、本開示の画像処理プログラムの一例である。
　記憶部５２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５２の具体例としては、ＨＤＤやＳＳＤ等が挙げられる。
　操作部５６は、放射線Ｒの照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５６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。表示部５８は、各種情報を表示する。なお、操作部５６と表示部５８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５４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及びＲＩＳ２との間で各種情報の通信を行う。本実施形態のコンソール１２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を、Ｉ／Ｆ部５４を介して無線通信または有線通信によりマンモグラフィ装置１０から受信する。
　さらに、図４には、本実施形態のコンソール１２の構成の一例の機能ブロック図を示す。図４に示すようにコンソール１２は、制御部６０を備える。一例として本実施形態のコンソール１２は、制御部５０のＣＰＵ５０ＡがＲＯＭ５０Ｂに記憶されている撮影制御処理プログラム５１Ａを実行することにより、ＣＰＵ５０Ａが制御部６０として機能する。
　制御部６０は、造影撮影の制御を行う機能を有し、具体的には、マンモグラフィ装置１０による造影撮影における放射線Ｒの照射に関する制御を行う機能を有する。本実施形態では、造影撮影を行う場合、造影剤が注入された状態の乳房に放射線源３７Ｒから第１のエネルギーの放射線を照射させて放射線画像の撮影を行う。また、造影剤が注入された状態の乳房に放射線源３７Ｒから第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて放射線画像の撮影を行う。なお、本実施形態では、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させて撮影された放射線画像を「低エネルギー画像」といい、第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させて撮影された放射線画像を「高エネルギー画像」という。
　例えば、造影撮影に用いられる造影剤として、ｋ吸収端が３２ｋｅＶのヨード造影剤が一般的に用いられる。この場合の造影撮影では、ヨード造影剤のｋ吸収端よりも低い第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させて低エネルギー画像の撮影を行う。また、ヨード造影剤のｋ吸収端よりも高い第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させて高エネルギー画像の撮影を行う。
　そのため本実施形態の制御部６０は、造影撮影において、放射線源３７Ｒから第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させる制御、及び第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させる制御を行う。換言すると、制御部６０は、マンモグラフィ装置１０に低エネルギー画像を撮影させる制御、及び高エネルギー画像を撮影させる制御を行う。
　乳腺等の体組織と造影剤とでは、放射線の吸収特性が異なっている。そのため、上記のようにして撮影された高エネルギー画像には、乳腺や脂肪等の体組織が写っている他、造影剤が明瞭に写っている。また、低エネルギー画像には、造影剤がほとんど写っておらず、乳腺等の体組織が明瞭に写っている。従って、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像は、乳腺構造が除去され造影剤が明瞭に写った画像とすることができる。
　また、本実施形態のマンモグラフィ装置１０による造影撮影では、上述したように、通常撮影及びトモシンセシス撮影のいずれかが行われる。また、造影撮影における通常撮影には、単発撮影と、時系列撮影の２種類がある。単発撮影では、低エネルギー画像及び高エネルギー画像の各々を１回のみ撮影する。
　一方、時系列撮影では、低エネルギー画像及び複数の高エネルギー画像の各々を撮影することにより、乳房における造影剤が浸透する状態の変化を時系列で撮影する。例えば、腫瘍等の病変は乳腺よりも造影剤が浸透し易く、また、病変が悪性であるほど造影剤が早く浸透し、かつ造影剤がウオッシュアウトするのも早い傾向がある。そのため、時系列撮影を行うことにより、時系列で得られた複数の差分画像により、病変等の関心領域に浸透する造影剤の時間変化や浸透する量（造影量）の観察が可能になる。
　複数の差分画像を得るために本実施形態では、低エネルギー画像の撮影後、１秒等の所定時間が経過する毎に高エネルギー画像の撮影を行う。上述したように関心領域における造影量の時間変化の観察を行うため、造影剤が明瞭に写る高エネルギー画像は、時間変化に応じて撮影を行う必要がある。一方、体動を考慮しない場合、乳腺構造の状態の時間変化、特に造影撮影の撮影時間内における時間変化は微量であるため低エネルギー画像は、高エネルギー画像ほど頻繁に撮影する必要がない。そのため、本実施形態のマンモグラフィ装置１０における時系列撮影では、低エネルギー画像の撮影回数を１回としている。なお、被検者の体動により乳腺構造の状態が変化する場合があるため、低エネルギー画像の撮影を複数回、行ってもよい。
　図５には、造影撮影かつ時系列撮影における低エネルギー画像７０Ｌと高エネルギー画像７０Ｈとの撮影タイミングの一例を示す。図５に示した例では、造影撮影を開始すると、まず低エネルギー画像７０Ｌ（図５、７０Ｌ１参照）を撮影した後、所定時間が経過する毎に高エネルギー画像７０Ｈ（図５、７０Ｈ１～７０Ｈ４参照）の撮影を、造影撮影時間が終了するまで繰り返し行う。このように、本実施形態のマンモグラフィ装置１０では、造影撮影かつ時系列撮影の場合、１枚の低エネルギー画像７０Ｌと複数枚の高エネルギー画像７０Ｈとが撮影される。
　また、本実施形態のマンモグラフィ装置１０における造影撮影かつトモシンセシス撮影の場合、放射線Ｒの照射位置３９ｋ毎に、投影画像として低エネルギー画像及び高エネルギー画像の撮影が行われる。以下では、投影画像である低エネルギー画像を他の撮影において撮影された低エネルギー画像と区別する場合、「低エネルギー投影画像」という。同様に、投影画像である高エネルギー画像を他の撮影において撮影された高エネルギー画像と区別する場合、「高エネルギー投影画像」という。
　図６には、造影撮影かつトモシンセシス撮影における低エネルギー投影画像７１Ｌと高エネルギー投影画像７１Ｈとの撮影タイミングの一例を示す。図６に示した例では、照射位置３９ｋ毎に、投影画像として低エネルギー投影画像７１Ｌ（図６、７１Ｌ１～７１Ｌ５参照）と、高エネルギー投影画像７１Ｈ（図６、７１Ｈ１～７１Ｈ５参照）の撮影が行われる。このように、本実施形態のマンモグラフィ装置１０では、造影撮影かつトモシンセシス撮影の場合、照射位置３９ｋの数と同じ数の低エネルギー投影画像７１Ｌ及び高エネルギー投影画像７１Ｈとが撮影される。
　また、本実施形態のコンソール１２は、取得部６２、生成部６４、導出部６６、画像処理部６８、及び表示制御部６９を備える。一例として本実施形態のコンソール１２は、制御部５０のＣＰＵ５０ＡがＲＯＭ５０Ｂに記憶されている画像処理プログラム５１Ｂを実行することにより、ＣＰＵ５０Ａが、取得部６２、生成部６４、導出部６６、画像処理部６８、及び表示制御部６９として機能する。
　取得部６２は、マンモグラフィ装置１０によって撮影された低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得する機能を有する。具体的には、マンモグラフィ装置１０の放射線検出器２８により撮影された低エネルギー画像を表す画像データ及び高エネルギー画像を表す画像データを、Ｉ／Ｆ部２４及びＩ／Ｆ部５４を介して取得する。取得部６２は、取得した低エネルギー画像及び高エネルギー画像を生成部６４に出力する。
　単発撮影の場合、取得部６２は、１枚の低エネルギー画像と、１枚の高エネルギー画像とを取得する。また、時系列撮影の場合、取得部６２は、１枚の低エネルギー画像と、複数枚の高エネルギー画像とを取得する。また、トモシンセシス撮影の場合、取得部６２は、投影画像である複数枚の低エネルギー画像と、投影画像である複数枚の高エネルギー画像とを取得する。
　生成部６４は、低エネルギー画像と複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の差分画像を生成する機能を有する。単発撮影の場合、生成部６４は、１枚の低エネルギー画像と、１枚の高エネルギー画像との差分画像を生成する。従って、単発撮影の場合、生成部６４は、１枚の差分画像を生成する。
　一例として本実施形態では、低エネルギー画像と各高エネルギー画像との差分を導出することにより、差分画像を生成する。具体的には、生成部６４は、低エネルギー画像７０Ｌに所定の係数を乗算して得られた画像データを、高エネルギー画像７０Ｈに所定の係数を乗算して得られた画像データから対応する画素毎に減算することにより、乳腺組織を除去し、造影剤が明瞭に写った差分画像を表す差分画像データを生成する。単発撮影の場合、生成部６４は、生成した差分画像を表す画像データを導出部６６及び画像処理部６８に出力する。
　また、時系列撮影の場合、生成部６４は、１枚の低エネルギー画像と、複数枚の高エネルギー画像の各々との差分画像を生成する。一例として本実施形態では、図７Ａに示すように生成部６４は、単発撮影の場合と同様に、低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ１との差分画像７２１を生成する。また、生成部６４は、低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ２との差分画像７２２を生成し、低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ３との差分画像７２３を生成し、低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ４との差分画像７２４を生成する。このように、時系列撮影の場合、生成部６４は、高エネルギー画像の枚数と同じ数の差分画像を生成する。時系列撮影の場合、生成部６４は、生成した差分画像を表す画像データを導出部６６及び画像処理部６８に出力する。
　なお、生成部６４が差分画像を生成する方法は、上述した方法に限定されない。例えば、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分に、高エネルギー画像同士の差分を加算することにより、差分画像を生成してもよい。具体的には、図７Ｂに示すように、生成部６４は、上述したように、低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ１との差分画像７２１を生成する。また、生成部６４は、高エネルギー画像７０Ｈ２と高エネルギー画像７０Ｈ１との差分を示す画像を差分画像７２１に加算することにより差分画像７２２を生成し、高エネルギー画像７０Ｈ３と高エネルギー画像７０Ｈ２との差分を示す画像を差分画像７２２に加算することにより差分画像７２３を生成し、高エネルギー画像７０Ｈ４と高エネルギー画像７０Ｈ３との差分を示す画像を差分画像７２３に加算することにより差分画像７２４を生成する。
　また、トモシンセシス撮影の場合、生成部６４は、投影画像毎に差分画像を生成する。すなわち、照射位置３９ｋ毎に、低エネルギー投影画像と高エネルギー投影画像との差分画像を生成する。一例として本実施形態では、図８に示すように生成部６４は、単発撮影の場合と同様に、照射位置３９１では、低エネルギー投影画像７１Ｌ１と高エネルギー投影画像７１Ｈ１との差分画像７３１を生成する。また、生成部６４は、低エネルギー投影画像７１Ｌ２と高エネルギー投影画像７１Ｈ２との差分画像７３２を生成し、低エネルギー投影画像７１Ｌ３と高エネルギー投影画像７１Ｈ３との差分画像７３３を生成し、低エネルギー投影画像７１Ｌ４と高エネルギー投影画像７１Ｈ４との差分画像７３４を生成する。また、生成部６４は、低エネルギー投影画像７１Ｌ５と高エネルギー投影画像７１Ｈ５との差分画像７３５を生成する。従って、トモシンセシス撮影の場合、生成部６４は、照射位置３９ｋの数と同じ数の差分画像７３を生成する。生成された差分画像７３は、投影画像に相当する。本実施形態の差分画像７３が、本開示の投影差分画像の一例である。
　さらに、トモシンセシス撮影の場合、生成部６４は、生成した一連の差分画像７３を再構成し、予め定められたスライス厚の、一連の断層画像７４を生成する。図８では、一連の差分画像７３から、ｆ枚の断層画像（断層画像７４１～７４ｆ）を生成した形態を示している。なお、生成部６４が断層画像７４を生成する方法は、特に限定されない。例えば、ＦＢＰ（Filter Back Projection）法や逐次近似再構成法等の逆投影法により再構成を行ってもよく、公知の技術を適用することができる。また、生成する断層画像７４のスライス厚も特に限定されず、例えば、関心物の大きさ、放射線画像の画質、生成における演算処理の処理負荷、及びユーザからの指示等に応じて定めることができる。このようにして生成部６４により生成された断層画像７４は、差分画像に相当し、乳腺構造が除去され造影剤が明瞭に写った画像とすることができる。トモシンセシス撮影の場合、生成部６４は、生成した断層画像７４を表す画像データを導出部６６及び画像処理部６８に出力する。
　導出部６６は、生成部６４が生成した差分画像の造影量に関する造影量情報を導出する機能を有する。造影量情報とは、造影量を表す数値、及び造影量のヒートマップ等が挙げられる。また、造影量情報は、生成部６４により生成された差分画像であってもよい。造影量情報をどのような形態の情報とするかは、予め定められていてもよいし、ユーザによる選択または指示が可能であってもよい。
　造影量情報が造影量を表す数値として、関心領域の造影量を表す数値である場合、導出部６６は、まず差分画像から関心領域を特定する。なお、導出部６６が差分画像から関心領域を特定する方法は特に限定されない。例えば、ユーザによって入力された関心領域に関する情報を受け付けることにより、差分画像から関心領域を特定してもよい。具体的には、表示部５８に差分画像、低エネルギー画像、及び高エネルギー画像のうちの少なくとも１つの画像を表示させ、表示させた画像に対してユーザが操作部５６を操作することによって指定した領域を関心領域に関する情報として受け付けてもよい。また例えば、導出部６６は、差分画像に対してＣＡＤ（Computer Aided Diagnosis）を適用することで関心領域を特定してもよい。
　差分画像における画素の画素値は、造影量に対応している。そのため、差分画像の画素値から造影量を導出することができる。導出部６６は、特定した関心領域に対応する画像の画素の画素値に基づいて、造影量を導出する。なお、導出部６６は、関心領域全体の造影量の合計値、平均値、中央値、及び最大値等のいずれを導出してもよく、いずれを導出するかについては、予め定められていてもよいし、ユーザによる指定が可能であってもよい。また、導出部６６は、関心領域にかかわらず、造影量を表す数値を導出してもよい。例えば、導出部６６は、差分画像等に対してユーザが指示した位置または領域の造影量を表す数値を導出してもよい。また、例えば、導出部６６は、特定した関心領域外の領域の造影量を表す数値を導出してもよい。
　また、造影量情報が造影量のヒートマップである場合、導出部６６は、差分画像全体の造影量を導出し、導出した造影量の値を色や濃淡として表現したヒートマップを生成する。なお、造影量が閾値を超えた場合のみ、ヒートマップに表す形態としてもよい。また、上述したように差分画像の画素値は、造影量と対応しているため、導出部６６は、造影量を導出せずに、差分画像の画素値に基づいてヒートマップを生成してもよい。
　また、造影量情報が差分画像である場合、導出部６６は、生成部６４により生成された差分画像を造影量情報とする。なお、造影量情報とする差分画像は、画像処理部６８により画像処理が施された差分画像に相当するものでなければよく、生成部６４により生成された差分画像そのものでなくてもよい。換言すると、造影量情報とする差分画像は、生成部６４により生成された差分画像における造影量が現れた画像であればよい。そのため、例えば、導出部６６は、生成部６４により生成された差分画像に対し、散乱線成分及び斜入成分等のアーチファクトを除去する補正を行い、補正された差分画像を造影量情報として導出してもよい。なお、この場合のアーチファクトを除去する技術としては、例えば、国際公開２０２０／０５９３０６号等に記載されている技術を適用することができる。
　このようにして導出部６６が導出した造影量情報は、表示制御部６９に出力される。
　画像処理部６８は、差分画像を強調する画像処理を行う機能を有する。画像処理部６８が行う画像処理としては、例えば、階調強調処理や周波数強調処理等が挙げられる。本実施形態の画像処理部６８は、生成部６４により生成された差分画像に対しヒストグラム解析等の解析を行い、階調強調処理及び周波数強調処理のいずれの画像処理を行うか、また、強調の度合いを特定する。画像処理部６８は、特定した画像処理及び強調の度合いに応じた画像処理を差分画像に対して行う。なお、画像処理部６８は、差分画像から関心領域を特定し、特定した関心領域を強調する画像処理を行うことが好ましい。画像処理部６８が関心領域を特定する方法は特に限定されず、上述した導出部６６が関心領域を特定する方法と同様としてもよい。このようにして画像処理部６８は、差分画像、特に差分画像における関心領域を強調するため、画像処理後の差分画像が表す造影量は、実際の造影量と異なる場合がある。
　このようにして画像処理部６８が生成した画像処理後の差分画像を表す画像データは、表示制御部６９に出力される。
　表示制御部６９は、導出部６６により導出された造影量情報と、画像処理部６８により生成された画像処理後の差分画像とを表示部５８に表示させる機能を有する。換言すると、表示制御部６９は、画像処理部６８による画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、画像処理後の差分画像とを表示部５８に表示させる機能を有する。
　次に、本実施形態の放射線画像撮影システム１による造影撮影におけるコンソール１２の作用について図面を参照して説明する。
　図９には、本実施形の放射線画像撮影システム１による造影撮影の流れの一例を表したフローチャートが示されている。造影撮影を行う場合、まず、図９のステップＳ１０に示すようにユーザは、被写体となる乳房に造影剤を注入する。次にステップＳ１２に示すようにユーザは、マンモグラフィ装置１０の撮影台３０に被検者の乳房をポジショニングし、圧迫板４０により乳房を圧迫する。
　次にステップＳ１４で、マンモグラフィ装置１０により低エネルギー画像及び高エネルギー画像を撮影するための、図１０に示した放射線画像撮影処理がコンソール１２により行われる。本実施形態のコンソール１２は、一例として、制御部５０のＣＰＵ５０Ａが、ＲＯＭ５０Ｂに記憶されている撮影制御処理プログラム５１Ａを実行することにより、図１０に一例を示した放射線画像撮影処理を実行する。図１０には、本実施形態のコンソール１２において実行される放射線画像撮影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１０のステップＳ１００で制御部６０は、実施する撮影の種類が、トモシンセシス撮影であるか否か判定する。制御部６０は、撮影メニューに設定されている撮影の種類がトモシンセシス撮影ではない場合、換言すると撮影メニューに設定されている撮影の種類が単発撮影またはトモシンセシス撮影である場合、ステップＳ１００の判定が否定判定となり、ステップＳ１０２へ移行する。
　ステップＳ１０２で制御部６０は、放射線Ｒの照射指示を受け付けたか否かを判定する。照射指示を受け付けるまでステップＳ１０２の判定が否定判定となる。一方、照射指示を受け付けるとステップ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で制御部６０は、実施する撮影の種類が、時系列撮影であるか否か判定する。制御部６０は、撮影メニューに設定されている撮影の種類が時系列撮影ではない場合、換言すると撮影メニューに設定されている撮影の種類が単発撮影である場合、ステップＳ１０４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で制御部６０は、図１１Ａに示した単発撮影処理を実行する。図１１Ａに示した単発撮影処理のステップＳ１５０で制御部６０は、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒ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２８により低エネルギー画像が撮影される。
　次のステップＳ１５２で制御部６０は、第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒから第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２８により高エネルギー画像が撮影される。ステップＳ１５２の処理が終了すると、本単発撮影処理が終了する。単発撮影処理が終了すると、図１０に示した放射線画像撮影処理のステップＳ１０６が終了し、放射線画像撮影処理が終了する。なお、本実施形態では、低エネルギー画像を撮影した後、高エネルギー画像を撮影する形態について説明したが、低エネルギー画像と高エネルギー画像との撮影順序は逆であってもよい。すなわち、単発撮影処理におけるステップＳ１５０の処理とステップＳ１５２の処理との順序を入れ替えてもよい。
　一方、実施する撮影の種類が時系列撮影の場合、放射線画像撮影処理のステップＳ１０４の判定が肯定判定となり、ステップＳ１０８へ移行する。
　ステップＳ１０８で制御部６０は、図１１Ｂに示した時系列撮影処理を実行する。図１１Ｂに示した時系列撮影処理のステップＳ１６０で制御部６０は、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒ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２８により低エネルギー画像が撮影される。
　次のステップＳ１６２で制御部６０は、所定時間が経過したか否かを判定する。所定時間が経過するまでステップＳ１６２の判定が否定判定となる。一方、所定時間が経過するとステップＳ１６２の判定が肯定判定となり、ステップＳ１６４へ移行する。
　ステップＳ１６４で制御部６０は、第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒから第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２８により高エネルギー画像が撮影される。
　次のステップＳ１６６で制御部６０は、時系列撮影を終了するか否かを判定する。予め定められた終了条件を満たすまで、ステップＳ１６６の判定が否定判定となり、ステップＳ１６２に戻り、上記ステップＳ１６２及びＳ１６４の処理を繰り返す。一方、終了条件を満たした場合、ステップＳ１６６の判定が肯定判定となり、時系列撮影処理を終了する。なお、終了条件は限定されない。終了条件としては、例えば、乳房に造影剤を注入してからの経過時間が撮影時間として定められた時間を経過した場合、放射線Ｒの照射を開始してからの経過時間が造影撮影における照射時間の累計時間として定められた時間を経過した場合、放射線画像の撮影回数が所定回数に達した場合、及びユーザから撮影終了の指示を受け付けた場合等に終了するとした条件等が挙げられる。また、終了条件としては、制御部６０が撮影した放射線画像を解析した結果、造影量が変化しなくなった場合に終了するとした条件が挙げられる。具体的には、高エネルギー画像同士の差分が閾値以下となった場合、特に高エネルギー画像における関心領域の画素値の差分が閾値以下となった場合終了するとした条件としてもよい。時系列撮影処理が終了すると、図１０に示した放射線画像撮影処理のステップＳ１０８が終了し、放射線画像撮影処理が終了する。
　一方、実施する撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、放射線画像撮影処理のステップＳ１００の判定が肯定判定となり、ステップＳ１１０へ移行する。
　ステップＳ１１０で制御部６０は、図１１Ｃに示したトモシンセシス撮影処理を実行する。
　図１１Ｃに示したトモシンセシス撮影処理のステップＳ１７０で制御部６０は、放射線の照射を開始する開始位置となる照射位置３９ｋに放射線源３７Ｒを移動させる。
　次のステップＳ１７２で制御部６０は、上記放射線画像撮影処理のステップＳ１０２と同様に、放射線Ｒの照射指示を受け付けたか否かを判定する。照射指示を受け付けるまでステップＳ１７２の判定が否定判定となる。一方、照射指示を受け付けるとステップＳ１７２の判定が肯定判定となり、ステップＳ１７４へ移行する。
　ステップＳ１７４で制御部６０は、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒ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２８により低エネルギー画像が撮影される。
　次のステップＳ１７６で制御部６０は、第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させるための指示を、マンモグラフィ装置１０に出力する。マンモグラフィ装置１０では、コンソール１２から入力された指示に基づいて制御部２０が、放射線源３７Ｒから第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２８により高エネルギー画像が撮影される。
　次のステップＳ１７８で制御部６０は、トモシンセシス撮影を終了するか否かを判定する。放射線源３７Ｒの位置が未だ最後の照射位置３９ｋに対応する位置にはない場合、ステップＳ１７８の判定が否定判定となり、ステップＳ１８０へ移行する。
　ステップＳ１８０で制御部６０は、次の照射位置３９ｋに放射線源３７Ｒを移動させた後、ステップＳ１７４に戻り、ステップＳ１７４～Ｓ１７８の処理を繰り返す。一方、放射線源３７Ｒの位置が最後の照射位置３９ｋに対応する位置にある場合、ステップＳ１７８の判定が肯定となり、ステップＳ１８２へ移行する。ステップＳ１８２で制御部６０は、照射角度αが０度である照射位置３９ｋ（法線方向に沿った照射位置３９ｋ、図２Ｂでは照射位置３９３）の位置に放射線源３７Ｒを移動させる。ステップＳ１８２の処理が終了すると、トモシンセシス撮影が終了する。トモシンセシス撮影が終了すると、図１０に示した放射線画像撮影処理のステップＳ１１０が終了し、放射線画像撮影処理が終了する。なお、本実施形態では、上述した単発撮影と同様に、低エネルギー画像を撮影した後、高エネルギー画像を撮影する形態について説明したが、低エネルギー画像と高エネルギー画像との撮影順序は逆であってもよい。すなわち、トモシンセシス撮影処理におけるステップＳ１７４の処理とステップＳ１７６の処理との順序を入れ替えてもよい。
　このようにして図１０に示した放射線画像撮影処理が終了すると、造影撮影が終了し、図９に示したステップＳ１４の処理が終了する。
　次にステップＳ１６でコンソール１２により、図１２に示した差分画像生成表示処理が行われる。本実施形態のコンソール１２は、一例として、制御部５０のＣＰＵ５０Ａが、ＲＯＭ５０Ｂに記憶されている画像処理プログラム５１Ｂを実行することにより、図１２に一例を示した差分画像生成表示処理を実行する。図１２には、本実施形態のコンソール１２において実行される差分画像生成表示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。
　ステップＳ２００で取得部６２は、上述したように、マンモグラフィ装置１０から、造影撮影により撮影された低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得する。具体的には、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影である場合、上述したように低エネルギー投影画像及び高エネルギー投影画像を取得する。なお、取得部６２が低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得するタイミングは限定されない。例えば、低エネルギー画像及び高エネルギー画像の各々が撮影される毎に、マンモグラフィ装置１０から低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得してもよい。また例えば、全ての低エネルギー画像及び高エネルギー画像の撮影が終了した後、マンモグラフィ装置１０の記憶部２２に記憶されている低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得してもよい。また、低エネルギー画像及び高エネルギー画像を取得する順序も限定されるものではない。
　次のステップＳ２０２で生成部６４は、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影であったか否かを判定する。実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影ではない場合、換言すると実施された撮影の種類が単発撮影または時系列撮影である場合、ステップＳ２０２の判定が否定判定となり、ステップＳ２０４へ移行する。
　ステップＳ２０４で生成部６４は、上述したように、上記ステップＳ２００で取得した低エネルギー画像及び高エネルギー画像から差分画像を生成した後、ステップＳ２１０へ移行する。上述したように、実施された撮影の種類が単発撮影の場合、生成部６４は、１枚の差分画像を生成する。また、実施された撮影の種類が時系列撮影の場合、生成部６４は、上記ステップＳ２００で取得した高エネルギー画像と同じ数の複数の差分画像を生成する。
　一方、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影である場合、ステップＳ２０２の判定が肯定判定となり、ステップＳ２０６へ移行する。ステップＳ２０６で生成部６４は、上述したように、照射位置３９ｋ毎に、上述したように、投影画像の差分画像を生成する。具体的には、生成部６４は、照射位置３９ｋ毎に、低エネルギー投影画像及び高エネルギー投影画像から差分画像を生成する。
　次のステップＳ２０８で生成部６４は、上述したように上記ステップＳ２０６で生成した複数の差分画像を再構成して断層画像を生成した後、ステップＳ２１０へ移行する。
　ステップＳ２１０で導出部６６は、上述したように差分画像から関心領域を特定する。実施された撮影の種類が単発撮影または時系列撮影の場合、導出部６６は、上記ステップＳ２０４で生成した差分画像から関心領域を特定する。一方、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、導出部６６は、上記ステップＳ２０８で生成した断層画像から関心領域を特定する。
　次のステップＳ２１２で導出部６６は、上述したように造影量情報を導出する。実施された撮影の種類が単発撮影または時系列撮影の場合、導出部６６は、上記ステップＳ２０４で生成した差分画像から造影量情報を導出する。
　一方、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、導出部６６は、上記ステップＳ２０８で生成した断層画像から造影量情報を導出する。図１３Ａを参照して断層画像７４から造影量情報として造影量を表す数値を導出する形態について説明する。断層画像７４から造影量情報として造影量を表す数値を導出する場合、導出部６６は、一連の断層画像７４の各々について、各断層画像７４から造影量を表す数値を導出してもよい。図１３Ａに示した例では、導出部６６は、Ｇ枚の断層画像７４（７４１～７４Ｇ）の各々について造影量を表す数値を導出してもよい。また、導出部６６は、図１３Ａにおいて矢印で表される放射線Ｒが透過する透過方向ｒの透過経路における造影量の合計値を導出してもよい。
　また、導出部６６は、造影量を表す数値として関心領域における造影剤の密度を導出してもよい。図１３Ｂには、生成部６４が、ｇ（Ｇ＞ｇ）枚の断層画像７４（７４１～７４ｇ）を生成した場合の一例が示されている。図１３Ａに示した例と、図１３Ｂに示した例では、図１３Ａにおける乳房ＷＡの厚みよりも図１３Ｂにおける乳房ＷＢの厚みの方が薄い。図１３Ａに示した例と図１３Ｂに示した例とでは、スライス厚が同じであるため、乳房ＷＢに対する断層画像７４の枚数ｇの方が、乳房ＷＡに対する断層画像７４の枚数Ｇよりも少ない。また、関心領域７５Ｂの方が、関心領域７５Ａよりも透過方向ｒにおける長さが短い。そのため、関心領域７５Ａ及び関心領域７５Ｂの密度が同じ場合であっても、透過経路における造影量の合計値は、関心領域７５Ａと関心領域７５Ｂとで異なる。このように透過経路における造影量の合計値からは関心領域の密度がわからない。そのため、透過経路における造影量の合計値からｈ、病変等である関心領域の造影量の浸透具合がわかり難い。そこで、導出部６６は、造影量情報として、関心領域における造影量の密度を導出してもよい。例えば、導出部６６は、特定した関心領域の画像が写る断層画像７４の位置を特定し、特定した断層画像７４の位置から関心領域の透過方向ｒの長さを導出し、透過経路における造影量の合計値を関心領域の長さで割ることにより造影量の密度を導出してもよい。
　次のステップＳ２１４で画像処理部６８は、上述したように画像処理を行う。実施された撮影の種類が単発撮影または時系列撮影の場合、画像処理部６８は、上記ステップＳ２０４で生成した差分画像を強調する画像処理を行う。一方、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、画像処理部６８は、上記ステップＳ２０８で生成した断層画像を強調する画像処理を行う。
　次のステップＳ２１６で表示制御部６９は、上述したように、上記ステップＳ２１２で導出した造影量情報と、上記ステップＳ２１４における画像処理後の差分画像を表示部５８に表示させる制御を行った後、本差分画像生成表示処理を終了する。
　図１４Ａには、造影量情報及び画像処理後の差分画像を表示部５８に表示させた状態の一例を示す。図１４Ａには、造影量情報として画像処理前の差分画像８０Ａを表示させる場合の一例を示す。図１４Ａに示すように、本実施形態の表示制御部６９は、画像処理後の差分画像８２及び画像処理前の差分画像８０Ａを表示部５８に表示させる。また、図１４Ａに示すように、表示制御部６９は、被写体となった乳房について、一般撮影により撮影された放射線画像８４、換言すると造影剤が注入されていない状態で撮影された放射線画像８４が存在する場合、比較例として放射線画像８４も表示部５８に表示させる。なお、図１４Ａに示した例では、画像処理前の差分画像８０Ａと画像処理後の差分画像８２とを並べて表示させた形態を示したが、画像処理前の差分画像８０Ａと画像処理後の差分画像８２のいずれか一方を表示させ、ユーザの指示に応じて表示させる画像を切り替える形態としてもよい。なお、実施された撮影の種類が時系列撮影の場合、画像処理前の差分画像８０Ａとして、生成部６４によって生成された複数の差分画像を時系列順に連続して動画として表示させてもよい。なお、本実施形態において、「動画」とは、静止画を高速に次々と表示して、動画として認知させることをいう。従って、表示における「高速」の度合いによって、いわゆる「コマ送り」も動画に包含されるものとする。また、実施された撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、ユーザが指定した断層位置が切り替わると、表示部５８に表示されている断層位置に応じた画像処理前の差分画像８０Ａ（断層画像）と画像処理後の差分画像８２（断層画像）とに表示を切り替える形態としてもよい。
　また、図１４Ｂには、造影量情報としてヒートマップ８０Ｂを表示させる場合の一例を示す。図１４Ｂに示した例では、画像処理後の差分画像８２にヒートマップ８０Ｂを重畳させて表示させた形態の一例を示す。また、図１４Ｃには、造影量情報としてヒートマップ８０Ｂを表示させる場合の他のを示す。図１４Ｃに示した例では、低エネルギー画像８５にヒートマップ８０Ｂを重畳させて表示させた形態の一例を示す。低エネルギー画像８５にヒートマップ８０Ｂを重畳させて表示させることにより、乳腺構造と造影量との関係を分かり易く表示させることができる。
　さらに図１４Ｄには、造影量情報として造影量を表す数値８０Ｃを表示させる場合の一例を示す。図１４Ｃに示した例では、画像処理後の差分画像８２においてユーザが指示（図１４、白抜き矢印参照）した関心領域の造影量を表す数値（図１４、「１５０」参照）を表示させた形態の一例を示す。
　このようにして図１２に示した差分画像生成表示処理が終了すると、図９に示したステップＳ１６の差分画像生成表示処理が終了する。これにより、本実施形態の放射線画像撮影システム１における造影撮影に係わる一連の処理が終了する。なお、本実施形態のマンモグラフィ装置１０により撮影された低エネルギー画像及び複数の高エネルギー画像、コンソール１２により生成された複数の差分画像、断層画像、及び造影量情報等は、コンソール１２の記憶部５２や、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication Systems）等に記憶させておく形態としてもよい。
　また、上記形態では、図９のＳ１４の処理である放射線画像撮影処理、換言すると造影撮影が終了した後、続けて差分画像生成表示処理を行う形態を示したが、差分画像生成表示処理を行うタイミング、すなわち、差分画像を生成したり、差分画像を表示したりするタイミングは本形態に限定されない。例えば、差分画像の生成及び差分画像の表示各々のタイミングは、造影撮影後のユーザの所望に応じたタイミングで行う形態であってもよい。
　以上説明したように、上記各形態のコンソール１２は、少なくとも１つのプロセッサとしてＣＰＵ５０Ａを備える。ＣＰＵ５０Ａは、造影剤が注入された状態の乳房に第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させてマンモグラフィ装置１０に撮影させた低エネルギー画像と、造影剤が注入された状態の乳房に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させてマンモグラフィ装置１０に撮影させた高エネルギー画像とを取得する。また、ＣＰＵ５０Ａは、低エネルギー画像と高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成する。また、ＣＰＵ５０Ａは、差分画像を強調する画像処理を行う。また、ＣＰＵ５０Ａは、画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる。
　このように本実施形態のコンソール１２によれば、差分画像を強調する画像処理後の差分画像と、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報とを表示させる。画像処理後の差分画像は、乳腺構造が除去され、また造影剤が強調されて見易くなった画像である。一方、画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報は、画像処理による影響を受けていない、または画像処理による影響が除外された造影量を表す情報であるため、精度良い造影量が与えられる。従って、本実施形態のコンソール１２によれば、造影剤が観察し易くかつ造影量の評価を容易に行うことができる。
　なお、上記形態では、差分画像を強調する画像処理として画像処理部６８は、生成部６４が生成した差分画像に対して画像処理を行う形態について説明したが、画像処理部６８が画像処理を行う対象は差分画像に限定されない。例えば、画像処理部６８は、低エネルギー画像及び高エネルギー画像の各々に画像処理を行ってもよい。この場合、生成部６４が、画像処理後の低エネルギー画像と画像処理後の高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成することで、生成された差分画像を、上記形態と同様に強調された状態とすることができる。
　また、上記形態では、導出部６６が画像処理前の差分画像から造影量情報を生成する形態について説明したが、造影量情報を生成する方法は本形態に限定されない。例えば、導出部６６が、画像処理部６８による画像処理後の差分画像から導出した造影量から、画像処理による影響を除去することにより画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報を導出する形態としてもよい。
　また、上記形態では、撮影の種類がトモシンセシス撮影の場合、図８を参照して説明したように、生成部６４は、各低エネルギー投影画像７１Ｌと高エネルギー投影画像７１Ｈとの差分画像７３を生成し、生成した複数の差分画像７３を再構成して断層画像７４を生成する形態について説明したが断層画像の生成方法は本形態に限定されない。例えば、低エネルギー画像を再構成して生成した断層画像と、高エネルギー画像を再構成して生成した断層画像との差分画像を生成する形態としてもよい。この場合の例を図１５を参照して詳細に説明する。図１５に示した例では、生成部６４は、低エネルギー投影画像７１Ｌ（（図１５、７１Ｌ１～７１Ｌ５参照）を再構成して断層画像７４Ｌ（図１５、７４Ｌ１～７４Ｌｆ参照）を生成する。また、生成部６４は、高エネルギー投影画像７１Ｈ（図１５、７１Ｈ１～７１５参照）を再構成して断層画像７４Ｈ（図１５、７４Ｈ１～７４Ｈｆ）を生成する。そして生成部６４は、対応するスライス位置の断層画像７４Ｌと断層画像７４Ｈとの差分を示す差分画像である断層画像７４（図１５、７４１～７４ｆ参照）を生成する。本処理により、上記形態と同様に、断層画像７４が生成される。本形態の断層画像７４Ｌが、本開示の低エネルギー断層画像の一例であり、本形態の断層画像７４Ｈが、本開示の高エネルギーの断層画像の一例である。
　また、上記形態では、撮影の種類がトモシンセシス撮影について、照射位置３９ｋにおいて、第１のエネルギーの放射線Ｒを照射して低エネルギー画像を撮影し、また第２のエネルギーの放射線Ｒを照射して高エネルギー画像を撮影すると次の照射位置３９ｋに移動する動作を繰り返す形態について説明したがトモシンセシス撮影の方法は本形態に限定されない。例えば、各照射位置３９ｋにおいて第１のエネルギーの放射線Ｒを照射させて低エネルギー画像を撮影した後、各照射位置３９ｋにおいて第２のエネルギーの放射線Ｒを照射させて高エネルギー画像を撮影する形態としてもよい。
　また、上記形態では、本開示の被写体の一例として乳房を適用し、本開示の放射線画像撮影装置の一例として、マンモグラフィ装置１０を適用した形態について説明したが、被写体は乳房に限定されず、また放射線画像撮影装置はマンモグラフィ装置に限定されない。例えば、被写体は胸部や腹部等であってもよいし、放射線画像撮影装置はマンモグラフィ装置以外の放射線画像撮影装置を適用する形態であってもよい。
　また、上記形態では、コンソール１２が本開示の画像処理装置の一例である形態について説明したが、コンソール１２以外の装置が本開示の画像処理装置の機能を備えていてもよい。換言すると、制御部６０、取得部６２、生成部６４、導出部６６、画像処理部６８、及び表示制御部６９の機能の一部または全部をコンソール１２以外の、例えばマンモグラフィ装置１０や、外部の装置等が備えていてもよい。
　また、上記形態において、例えば、制御部６０、取得部６２、生成部６４、導出部６６、画像処理部６８、及び表示制御部６９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（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、上記各実施形態では、撮影制御処理プログラム５１Ａ及び画像処理プログラム５１ＢがＲＯＭ５０Ｂ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。撮影制御処理プログラム５１Ａ及び画像処理プログラム５１Ｂの各々は、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、撮影制御処理プログラム５１Ａ及び画像処理プログラム５１Ｂの各々は、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。
　２０２０年９月２８日出願の日本国特許出願２０２０－１６２６９６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。
１　放射線画像撮影システム
２　ＲＩＳ
１０　マンモグラフィ装置
１２　コンソール
２０、５０　制御部
２２、５２　記憶部
２４、５４　Ｉ／Ｆ部
２６、５６　操作部
２８　放射線検出器、２８Ａ　検出面
３０　撮影台、３０Ａ　撮影面
３２　アーム部
３４　基台
３５　軸部
３６　圧迫ユニット
３７　放射線照射部、３７Ｒ　放射線源
３８　フェイスガード
３９ｋ、３９３　照射位置
４０　圧迫板
４６　支持部
５０Ａ　ＣＰＵ、５０Ｂ　ＲＯＭ、５０Ｃ　ＲＡＭ
５１Ａ　照射制御処理プログラム、５１Ｂ　画像処理プログラム
５８　表示部
５９　バス
６０　制御部
６２　取得部
６４　生成部
６６　導出部
６８　画像処理部
６９　表示制御部
７０Ｌ１、７０Ｌ２　低エネルギー画像
７１Ｌ１～７１Ｌ５　低エネルギー投影画像（低エネルギー画像）
７０Ｈ１～７０Ｈ４　高エネルギー画像
７１Ｈ１～７１Ｈ５　高エネルギー投影画像（高エネルギー画像）
７２１～７２４、７３１～７３５　　差分画像
７４、７４１、７４２、７４３、７４ｆ、７４Ｇ－２、７４Ｇ－１、７４Ｇ、７４ｇ－２、７４ｇ－１、７４ｇ、７４Ｌ１、７４Ｌ２、７４Ｌｆ、７４Ｈ１、７４Ｈ２、７４Ｈｆ　　断層画像
７５Ａ、７５Ｂ　関心領域
８０Ａ　画像処理前の差分画像：造影量情報
８０Ｂ　ヒートマップ：造影量情報
８０Ｃ　造影量を表す数値：造影量情報
８２　画像処理後の差分画像：造影量情報
８４　放射線画像
８５　低エネルギー画像
ＣＬ　法線
ｒ　透過方向
Ｒ　放射線
ＲＣ　放射線軸
Ｗ、ＷＡ、ＷＢ　乳房
α、θ　角度

Claims (13)

  1. 　少なくとも１つのプロセッサを備え、
    　前記プロセッサは、
    　造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、前記造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて前記放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、
    　前記低エネルギー画像と前記高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、
    　前記差分画像を強調する画像処理を行い、
    　前記画像処理後の差分画像と、前記画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる
    　画像処理装置。
  2. 　前記造影量情報は、造影量を表す数値である
    　請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 　前記造影量情報は、造影量のヒートマップであり、
    　前記プロセッサは、
    　前記画像処理後の差分画像に、前記ヒートマップを重ねて表示させる
    　請求項１に記載の画像処理装置。
  4. 　前記造影量情報は、前記画像処理前の差分画像である
    　請求項１に記載の画像処理装置。
  5. 　前記プロセッサは、
    　前記造影量情報を、前記画像処理前の差分画像から導出する
    　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。
  6. 　前記プロセッサは、
    　前記造影量情報を、前記画像処理後の差分画像から導出した造影量に関する情報から、前記画像処理の影響を除外することにより導出する
    　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。
  7. 　前記プロセッサは、
    　複数の前記高エネルギー画像を前記放射線画像撮影装置に撮影させ、撮影された複数の高エネルギー画像を取得し、
    　前記複数の高エネルギー画像毎に、前記差分画像を生成する
    　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. 　前記放射線画像撮影装置は、前記被写体に対して異なる複数の照射角度の各々から、放射線を照射して前記複数の照射角度毎に前記低エネルギー画像及び前記高エネルギー画像を撮影するトモシンセシス撮影が可能であり、
    　前記プロセッサは、
    　複数の前記低エネルギー画像を再構成して生成した低エネルギー断層画像と、複数の前記高エネルギー画像を再構成して生成した高エネルギーの断層画像と、の差分を示す差分画像を前記差分画像として生成する
    　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. 　前記放射線画像撮影装置は、前記被写体に対して異なる複数の照射角度の各々から、放射線を照射して前記複数の照射角度毎に前記低エネルギー画像及び前記高エネルギー画像を一対の投影画像として撮影するトモシンセシス撮影が可能であり、
    　前記プロセッサは、
    　前記照射角度毎に、前記一対の投影画像の差分を示す投影差分画像を生成し、
    　生成した複数の投影差分画像を再構成した断層画像を前記差分画像として生成する
    　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。
  10. 　前記プロセッサは、
    　前記断層画像から関心領域の、前記放射線が透過する透過方向の長さを導出し、
    　前記造影量情報として、導出した前記関心領域の長さに基づいて前記関心領域における造影剤の密度を導出する
    　請求項８または請求項９に記載の画像処理装置。
  11. 　前記被写体は、乳房であり、
    　前記放射線画像撮影装置は、マンモグラフィ装置である
    　請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  12. 　造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、前記造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて前記放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、
    　前記低エネルギー画像と前記高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、
    　前記差分画像を強調する画像処理を行い、
    　前記画像処理後の差分画像と、前記画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる
    　処理をコンピュータが実行する画像処理方法。
  13. 　造影剤が注入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放射線画像撮影装置に撮影させた低エネルギー画像と、前記造影剤が注入された状態の被写体に第１のエネルギーよりも高い第２のエネルギーの放射線を照射させて前記放射線画像撮影装置に撮影させた高エネルギー画像とを取得し、
    　前記低エネルギー画像と前記高エネルギー画像との差分を示す差分画像を生成し、
    　前記差分画像を強調する画像処理を行い、
    　前記画像処理後の差分画像と、前記画像処理前の差分画像の造影量に関する造影量情報と、を表示させる
    　処理をコンピュータに実行させるための画像処理プログラム。
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