WO2022065318A1 - 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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WO2022065318A1
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    • G06T2207/30068—Mammography; Breast

Definitions

  • the present disclosure relates to an image processing device, an image processing method, and an image processing program.
  • a 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.
  • the technology to generate is known.
  • a technique for performing energy sub-movie photography is known in angiography.
  • the difference image showing the difference between the high-energy image and the low-energy image is an image in which the contrast medium is clearly shown, with the lesions infiltrated by the contrast medium and the body tissue other than the region of interest removed.
  • the contrast medium penetrates into normal body tissue that is not a lesion, although the amount is relatively small as compared with the lesion.
  • the contrast agent penetrates mainly into the mass, but the contrast medium also penetrates into normal mammary gland structures and adipose tissue, albeit in a relatively small amount. Therefore, in the difference image between the high energy image and the low energy image, it may be difficult to see the region of interest.
  • 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 making it easier to see an area of interest in which a contrast medium has penetrated in a radiographic image.
  • the image processing apparatus of the first aspect of the present disclosure comprises at least one processor, wherein the subject in which the contrast agent is injected is irradiated with the radiation of the first energy to be imaged by the radiographic imaging apparatus.
  • a low-energy image and a plurality of high-energy images taken by a radiation imaging device by irradiating radiation with a second energy higher than the first energy at a plurality of different imaging timings after injection of the contrast agent. Is obtained, and a second difference image showing the difference between the plurality of first difference images showing the difference between the low energy image and each of the plurality of high energy images is generated to correspond to the contrast agent penetrating outside the region of interest. Remove the pixel value.
  • the processor specifies a coefficient that minimizes the sum of the pixel values of the second difference image, and a plurality of first difference images.
  • a second difference image is generated by subtracting the image data obtained by multiplying one of the first difference images of each other by a coefficient from the image-data of the other first difference image for each corresponding pixel. ..
  • the processor identifies a plurality of coefficients that minimize the sum of the pixel values outside the region of interest in the second difference image.
  • the second difference is obtained by subtracting the image data obtained by multiplying the first difference image of one of the first difference images by a coefficient from the image-data of the other first difference image for each corresponding pixel. Generate an image.
  • the image processing device is the image processing device according to any one of the first to third aspects, and the processor adjusts the contrasts of the plurality of first difference images before the first. 2 Generate a difference image.
  • the processor matches the contrast of at least one of the mammary gland structure and the region other than the region of interest in the first difference image.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to fifth aspects, wherein the processor transfers the second difference image at intervals between a plurality of shooting timings. Normalize based on.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to sixth aspects, in which the processor emphasizes the region of interest with respect to the second difference image. Perform image processing.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to seventh aspects, wherein the processor is a low-energy image and the shooting timing of each of the plurality of high-energy images.
  • a first difference image showing the difference between each of the plurality of low energy images and each of the plurality of high energy images by acquiring a plurality of low energy images taken by a radiation image capturing device by irradiating the first energy with. Is generated for each shooting timing.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to seventh aspects, in which the processor uses the low-energy image as the imaging timing of each of the plurality of high-energy images.
  • a third difference image showing the difference between a plurality of high-energy images and a difference between a plurality of low-energy images are acquired by irradiating the first energy with
  • a second difference image is generated by generating a fourth difference image showing the difference between the third difference image and the fourth difference image.
  • the image processing apparatus is the image processing apparatus according to any one of the first to seventh aspects, wherein the processor uses a common low-energy image and a plurality of first difference images. To generate.
  • 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 imaging apparatus capture the image, and a contrast agent.
  • a plurality of high-energy images taken by a radiographic imaging apparatus by irradiating radiation with a second energy higher than the first energy at a plurality of different timings after the injection of the above are obtained, and a low-energy image and a plurality of images are obtained.
  • 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.
  • a plurality of high-energy images taken by a radioimaging apparatus by irradiating radiation with a second energy higher than the first energy at a plurality of different timings after the injection of the above are obtained, and a low-energy image and a plurality of images are obtained.
  • the purpose is to cause a computer to execute a process of generating a second difference image.
  • 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. 2 shows a side view showing an example of the appearance of the mammography apparatus 10 of the present embodiment. Note that FIG. 2 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.
  • contrast imaging imaging performed with a contrast medium injected into the breast of the subject
  • general imaging imaging other than contrast imaging
  • 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. 2, 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. 2, 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. 2, the face guard 38 is removable 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 connects the arm portion 32 to the base 34. Further, the arm portion 32 is rotatable relative to the base 34 with the shaft portion 35 as the rotation axis.
  • 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.
  • 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 irradiation 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 irradiation control processing program 51A stored in the ROM 50B.
  • the control unit 60 has a function of controlling the irradiation of radiation R in the mammography apparatus 10 in contrast imaging.
  • 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 ".
  • the images taken by the mammography apparatus 10 are generically referred to without distinguishing between the types of low-energy images and high-energy images, they are simply referred to as "radiation images”.
  • 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 contrast medium is clearly shown in the high-energy image taken as described above.
  • 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. The amount of contrast with the contrast agent appears in the pixel value of the difference image.
  • the imaging of a low-energy image and a high-energy image is regarded as a set of differential images, and the differential images are captured at a plurality of different imaging timings.
  • a low-energy image 70L (see FIGS. 5, 70L 1 ) and a high-energy image 70H (see FIGS. 5, 70H 1 ) are captured at the first imaging timing.
  • a low energy image 70L (see FIGS. 5 and 70L 2 ) and a high energy image 70H (see FIGS. 5 and 70H 2 ) are captured at the second imaging timing after a predetermined time has elapsed from the first imaging timing.
  • the predetermined time from the first shooting timing to the second shooting timing is not limited.
  • the predetermined time may be set according to the contrast condition, for example, in consideration of the type of the object of interest, or may be set according to the thickness, composition, etc. of the breast as the subject. good.
  • the console 12 of the present embodiment includes an acquisition unit 62, a generation unit 63, and a display control unit 68.
  • the CPU 50A of the control unit 50 executes the image processing program 51B stored in the ROM 50B, so that the CPU 50A functions as the acquisition unit 62, the generation unit 63, and the display control unit 68. do.
  • 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 63.
  • the generation unit 63 generates a second difference image showing the difference between the plurality of difference images showing the difference between the low energy image and each of the plurality of high energy images, and the pixel corresponding to the contrast agent penetrating the region other than the region of interest. It has a function to remove the value.
  • the generation unit 63 of the present embodiment includes the first generation unit 64 and the second generation unit 66.
  • the first generation unit 64 has a function of generating a plurality of difference images showing the difference between the low energy image taken at each shooting timing and each of the plurality of high energy images.
  • the difference image showing the difference between the high energy image and the low energy image is referred to as a first difference image.
  • the difference image generated by the first generation unit 64 of the present embodiment is the first difference image, which is an example of the first difference image of the present disclosure.
  • the first generation unit 64 outputs a plurality of generated first difference images to the second generation unit 66.
  • the first difference image is generated by deriving the difference between the low energy image and each high energy image.
  • the first generation unit 64 generates the first difference image 721 between the low energy image 70L 1 and the high energy image 70H 1 taken at the first shooting timing. Specifically, the first generation unit 64 multiplies the low-energy image 70L 1 by a predetermined coefficient to obtain image data, and the high-energy image 70H 1 is multiplied by a predetermined coefficient to obtain image data. By subtracting from each corresponding pixel from, the mammary gland tissue is removed, and image data representing the first difference image in which the contrast agent is emphasized is generated. Similarly, the first generation unit 64 generates the first difference image 722 between the low energy image 70L 2 and the high energy image 70H 2 taken at the second shooting timing.
  • the second generation unit 66 has a function of generating a difference image showing the difference between a plurality of first difference images generated by the first generation unit 64.
  • the difference image showing the difference between the first difference images will be referred to as the second difference image.
  • the difference image generated by the second generation unit 66 of the present embodiment is the second difference image, which is an example of the second difference image of the present disclosure.
  • the second generation unit 66 outputs the generated second difference image to the display control unit 68.
  • a second difference image showing the difference between the image and the image is generated.
  • the second generation unit 66 includes the first difference image 72 2 generated according to the second shooting timing and the first difference image 72 1 generated according to the first shooting timing.
  • a second difference image 74 showing the difference between the above is generated.
  • the second difference image (second difference image 74 in FIG. 5) generated by the second generation unit 66 will be described with reference to FIG. In other words, the second difference image generated by the generation unit 63 and output to the display control unit 68 will be described.
  • Graph 80 showing the correspondence between the time and the amount of contrast in FIG. 6, lesions such as tumors are more easily penetrated by the contrast medium than normal mammary glands (see “normal” in Graph 80), and the lesions are The more malignant (see “Malignant” in Graph 80), the faster the contrast agent penetrates and the faster the contrast agent washs out, as compared to the case of benign (see “Benefit” in Graph 80). .. Further, as shown in Graph 80, the contrast medium also penetrates into fat (see “fat” in Graph 80), although the amount is smaller than that of lesions and mammary glands.
  • the first difference image showing the difference between the high-energy image and the low-energy image may be an image showing a contrast medium that has penetrated into fat or the mammary gland structure.
  • the first difference image 721 obtained by the first imaging timing includes both the normal region 92 1 corresponding to the normal mammary gland and the region of interest 94 1 in the breast 901.
  • the contrast agent is reflected.
  • the contrast medium is shown in both the normal region 92 2 and the region of interest 942 2 corresponding to the normal mammary gland in the breast 902. ..
  • the contrast amount of the normal region 922 in the first difference image 722 is larger than the contrast amount of the normal region 921 in the first difference image 721. Further, the amount of contrast of the region of interest 942 in the first difference image 722 is larger than the amount of contrast of the region of interest 941 in the first difference image 721 . Further, the amount of change from the contrast amount of the region of interest 941 to the contrast amount of the region of interest 942 is larger than the amount of change from the contrast amount of the normal region 921 to the contrast amount of the normal region 922 .
  • the second difference image 74 shows the difference between the first difference image 72 2 obtained by the second shooting timing and the first difference image 72 1 obtained by the first shooting timing.
  • the image 74 can be an image in which the contrast agent that has penetrated into the normal breast structure or the like outside the area of interest is not shown.
  • the pixel value of the normal region 92 1 of the first difference image 72 1 is set to “30”
  • the pixel value of the region of interest 94 1 is set to “32”
  • the normal region of the first difference image 7 22 2 is normal.
  • the pixel value of the region 922 is "60”
  • the pixel value of the region of interest 942 is "68".
  • the second difference image 74 it is generated by subtracting the image data obtained by multiplying the first difference image 721 by " 2 " as a predetermined removal coefficient from the image data of the first difference image 722 for each corresponding pixel.
  • the pixel value of the normal region 923 is “0” and the pixel value of the interest region 943 is “ 4 ”.
  • the second difference image 74 can be an image in which the contrast amount in the normal region 923 is not captured.
  • the second generation unit 66 generates the second difference image 74 showing the difference between the first difference image 72 2 and the first difference image 72 1 , thereby producing the second difference image 74. It is possible to obtain an image in which the pixel value corresponding to the contrast agent that has penetrated into the area other than the region of interest is removed. It should be noted that the removal of the image according to the contrast medium is not limited to the case of completely removing the image, and includes, for example, the case where a slight amount of the image remains.
  • the display control unit 68 has a function of displaying the second difference image generated by the generation unit 63 on the display unit 58.
  • FIG. 7 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.
  • the mammography apparatus 10 takes a radiographic image, specifically, a low-energy image and a high-energy image.
  • the control unit 60 of the console 12 controls the irradiation of the radiation R in the mammography apparatus 10.
  • the console 12 of the present embodiment executes the irradiation control process shown in FIG. 8 by the CPU 50A of the control unit 50 executing the irradiation control process program 51A stored in the ROM 50B.
  • FIG. 8 shows a flowchart showing an example of the flow of the irradiation control process executed in the console 12 of the present embodiment.
  • step S100 of FIG. 8 the control unit 60 determines whether or not the irradiation instruction of the radiation R has been received.
  • the determination in step S100 is a negative determination until the irradiation instruction is received.
  • the determination in step S100 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S102.
  • step S102 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.
  • a low energy image 70L 1 is captured.
  • 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.
  • a high energy image 70H 1 is captured.
  • step S106 the control unit 60 determines whether or not the second shooting timing has been reached.
  • the determination in step S106 is a negative determination until the second shooting timing is reached.
  • the determination in step S106 becomes an affirmative determination, and the process proceeds to step S108.
  • step S108 the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the first energy to the mammography apparatus 10 in the same manner as in step S102.
  • the mammography apparatus 10 captures a low-energy image in response to an instruction input from the console 12. In the example shown in FIG. 5, a low energy image 70L 2 is captured.
  • step S110 the control unit 60 outputs an instruction for irradiating the radiation R of the second energy to the mammography apparatus 10 as in the step S104.
  • the mammography apparatus 10 captures a high-energy image in response to an instruction input from the console 12. In the example shown in FIG. 5, a high energy image 70H 2 is captured.
  • step S110 the irradiation control process shown in FIG. 8 is completed.
  • control unit 60 may notify the user that the contrast imaging has been completed.
  • the compression of the breast is released in the next step S18.
  • the control unit 60 outputs an instruction to the mammography apparatus 10 to move the compression plate 40 away from the photographing table 30.
  • the control unit 50 moves the compression plate 40 away from the photographing table 30 based on the input instruction. This releases the pressure on the breast.
  • the compression of the breast may be released according to the instruction of the user, or may be automatically performed according to the end of the contrast imaging.
  • step S18 the difference image generation display process shown in FIG. 9 is performed by the console 12.
  • the console 12 of the present embodiment executes the difference image generation display processing shown in FIG. 9 by the CPU 50A of the control unit 50 executing the image processing program 51B stored in the ROM 50B.
  • FIG. 9 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.
  • 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. Further, for example, after all the low-energy images and high-energy images have been taken, 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. In the example shown in FIG. 5, the first acquisition unit 62 acquires the low-energy images 70L 1 , 70L 2 , and the high-energy images 70H 1 , 70H 2 .
  • the first generation unit 64 of the generation unit 63 generates the first difference image for each shooting timing from the low energy image and the high energy image acquired in the step S200 as described above.
  • the first generation unit 64 generates the first difference image 721 showing the difference between the high energy image 70H 1 and the low energy image 70L 1 .
  • the first generation unit 64 generates a first difference image 722 showing the difference between the high energy image 70H 2 and the low energy image 70L 2 .
  • the second generation unit 66 of the generation unit 63 identifies the region of interest from the first difference image generated in the step S202.
  • the second generation unit 66 identifies the region of interest from each of the first difference image 721 and the first difference image 722.
  • the method by which the second generation unit 66 identifies the region of interest from the first difference image is not particularly limited.
  • the region of interest may be specified from the first difference image by accepting information about the region of interest input by the user.
  • the display unit 58 displays at least one image of the first difference image, the low energy image, and the high energy image, and the user operates the operation unit 56 with respect to the displayed image.
  • the specified area may be accepted as information about the area of interest.
  • the second generation unit 66 may specify the region of interest by applying CAD (Computer Aided Diagnosis) to the first difference image.
  • CAD Computer Aided Diagnosis
  • the second generation unit 66 specifies the removal coefficient described above. As described above, the second generation unit 66 obtains the image data obtained by multiplying the first difference image obtained by the second shooting timing by a predetermined removal coefficient, and obtains the image data obtained by the first shooting timing. A second difference image is generated by subtracting each corresponding pixel from the image data of the difference image.
  • the second generation unit 66 of the present embodiment specifies the removal coefficient based on the first difference image generated in the step S202.
  • the method for specifying the removal coefficient by the second generation unit 66 is not limited, but it is preferable to specify the removal coefficient that can be more removed by the contrast medium that has penetrated into the mammary gland structure or the normal region. In the example shown in FIG. 6, as described above, the second generation unit 66 specifies “2” as the removal coefficient.
  • the second generation unit 66 may perform the type of region of interest or the amount of mammary gland in the breast. It suffices to specify a predetermined removal coefficient according to the above.
  • the second generation unit 66 may specify a removal coefficient that minimizes the total sum of the pixel values of the generated second difference image. Further, for example, the second generation unit 66 may specify a removal coefficient that minimizes the sum of the pixel values outside the region of interest in the generated second difference image.
  • the second generation unit 66 In the next step S208, the second generation unit 66 generates a second difference image showing the difference between the first difference images generated in the step S202 by using the removal coefficient specified in the step 206 as described above. do. In the example shown in FIG. 5, the second generation unit 66 generates the second difference image 74 showing the difference between the first difference image 72 1 and the first difference image 72 2 .
  • the second generation unit 66 uses the contrast between the first difference images, particularly the region other than the breast structure and the region of interest in the first difference image, instead of specifying the removal coefficient as described above.
  • the second difference image may be generated after matching the contrasts of at least one of the above.
  • the second generation unit 66 applies a low-pass filter or the like to the first difference image to remove the high frequency component, and then makes the first low frequency component.
  • a second difference image may be generated from the difference image.
  • the second generation unit 66 normalizes the second difference image at the interval between the first imaging timing and the second imaging timing in order to remove the influence of the interval between the first imaging timing and the second imaging timing. May be good.
  • the second generation unit 66 performs an enhancement process for emphasizing the region of interest in the second difference image generated in the second step S208.
  • the contrast amount (pixel value) in the region of interest is smaller than that in the first difference image obtained by the second shooting timing.
  • the pixel value of the area of interest 942 in the first difference image 722 obtained by the second shooting timing is “68”, but the pixel value of the area of interest 943 in the second difference image 74 Is "6".
  • the second generation unit 66 performs an enhancement process for emphasizing the region of interest in order to make the region of interest easier to see.
  • the second generation unit 66 of the present embodiment performs gradation enhancement processing and frequency enhancement processing on the generated second difference image.
  • the display control unit 68 controls the display unit 58 to display the second difference image.
  • FIG. 10 shows an example of a state in which the second difference image 74 after the enhancement process is displayed on the display unit 58.
  • the first difference image 72 1 obtained at the first shooting timing and the first difference image 72 2 obtained at the second shooting timing are provided in the second difference image 74 after the enhancement process.
  • the form displayed side by side on the display unit 58 is shown.
  • the display form is not limited to the form of displaying side by side as shown in FIG.
  • it may be a display form in which the user instructs or automatically switches and displays the display, or a display form in which the display is superimposed. Further, a low-energy image, a high-energy image, or the like may be displayed.
  • the display control unit 68 may display at least the second difference image enhanced in step S210, and may include other radiographic images, information regarding contrast imaging such as imaging timing, and information regarding the amount of contrast. At least one or the like may be further displayed.
  • step S212 When the process of step S212 is completed in this way, the difference image generation display process shown in FIG. 9 is completed, and the difference image generation display process of step S18 shown in FIG. 7 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 first difference images and the second difference images generated by the console 12, and the like are stored in the storage unit 52 of the console 12. , PACS (Picture Archiving and Communication Systems), etc. may be stored.
  • the difference image generation display processing is performed as a series of processing after the contrast imaging which is the processing of S14 in FIG. 7 is completed, but the timing of performing the difference image generation display processing, that is, the first.
  • the timing of generating the first difference image and the second difference image and displaying the second difference image is not limited to this embodiment.
  • the timing of each of the generation of the first difference image and the second difference image and the display of the second 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 the radiation R of the first energy, and a plurality of different imaging timings after the injection of the contrast agent.
  • a plurality of high-energy images taken by the mammography apparatus 10 by irradiating a radiation R having a second energy higher than that of the first energy are acquired.
  • the CPU 50A corresponds to a contrast agent that generates a second difference image showing a difference between a plurality of first difference images showing a difference between a low energy image and each of a plurality of high energy images and penetrates into a region other than the region of interest. Remove the pixel value to be used.
  • the console 12 of the present embodiment generates the second difference image showing the difference between the first difference images showing the difference between the high energy image and the low energy image. Therefore, the console 12 includes an image in which the second difference image does not include an image corresponding to the contrast medium that has penetrated into the breast structure or the like other than the object of interest, or an image corresponding to the contrast medium that has penetrated into the object other than the object of interest. Even if it is, the image can be obtained with the contrast amount reduced. Therefore, according to the console 12 of the present embodiment, it is possible to obtain a radiographic image (second difference image) that makes it easier to see the region of interest in which the contrast medium has penetrated.
  • the method in which the generation unit 63 generates the first difference image and the second difference image is not limited to the above-mentioned form. For example, even if a difference image showing the difference between low-energy images at each shooting timing is generated, a difference image showing the difference between high-energy images is generated, and then a difference image showing the difference between both difference images is generated. good. Also in this case, the finally generated difference image corresponds to the second difference image.
  • the generation unit 63 generates a third difference image 76 showing the difference between the high energy image 70H 2 and the high energy image 70H 1 . Further, the generation unit 63 generates a fourth difference image 78 showing the difference between the low energy image 70L 2 and the low energy image 70L 1 .
  • the generation unit 63 generates a second difference image 74 showing the difference between the fourth difference image 78 and the third difference image 76.
  • the third difference image 76 in the present embodiment is an example of the third difference image of the present disclosure
  • the fourth difference image 78 is an example of the fourth difference image of the present disclosure.
  • the timing for capturing the low-energy image is not limited to this embodiment.
  • the low-energy image is an image in which the contrast medium is hardly reflected in the low-energy image and the body tissue such as the mammary gland is clearly shown. Therefore, if the body movement is not taken into consideration, the low energy image becomes the same image regardless of the shooting timing. Therefore, the shooting timing of the low energy image is not limited. Further, the number of times a low-energy image is taken does not have to be the same as the number of times a high-energy image is taken. As an example, FIG.
  • the generation unit 63 generates a first difference image 721 showing the difference between the high energy image 70H1 and the low energy image 70L1. Further, the generation unit 63 generates a first difference image 722 showing the difference between the high energy image 70H2 and the low energy image 70L1. Further, the generation unit 63 generates a second difference image 74 showing the difference between the first difference image 722 and the first difference image 721.
  • the shooting timing may be two or more times.
  • the shooting timing is set to 3 times or more, for example, a plurality of second difference images 74 can be generated.
  • the present invention is not limited to this form, and the high-energy image may be taken first.
  • 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.
  • a part or all of the functions of the control unit 60, the acquisition unit 62, the generation unit 63, and the display control unit 68 may be provided by, for example, a mammography device 10 or an external device other than the console 12.
  • the hardware structure of the processing unit that executes various processes such as the control unit 60, the acquisition unit 62, the generation unit 63, and the display control unit 68 is shown below.
  • Various processors 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.
  • PLD programmable logic device
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • 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 irradiation control processing program 51A and the image processing program 51B can be 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 irradiation 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 irradiation 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 30 Imaging table, 30A Imaging surface 32 Arm section 34 Base 35 Shaft section 36 Compression unit 37 Radiation irradiation part, 37R Radiation source 38 Face guard 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 63 Generation unit 64 1st generation unit 66 2nd generation unit 68 Display control unit 70L 1 , 70L 2 Low energy image 70H 1 , 70H 2 High-energy images 72 1 , 72 2 1st difference image 74 2nd difference image 76 3rd difference image 78 4th difference image 80 Graph 82 Shooting timing information 90 1 to 90 3 Breast 92 1 to 92 3 Normal region 94 1 to 94 3 Area of interest R Radiation

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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、造影剤の注入後の各々異なる複数の撮影タイミングで第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複数の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複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成して関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去する。

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技術が知られている。例えば、国際公開２０１３／０４７１９３号には、血管造影法において、エネサブ動画撮影を行う技術が知られている。
　ところで、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は、造影剤が浸透した病変や関心領域以外の体組織が除去された、造影剤が明瞭に写った画像となる。しかしながら、病変等でない正常な体組織にも病変等に比べて比較的少量であるが造影剤が浸透する。例えば、乳房の腫瘤に対する造影撮影では、主に腫瘤に造影剤が浸透するが、正常な乳腺構造や脂肪組織にも比較的少量であるが造影剤が浸透する。そのため、高エネルギー画像と低エネルギー画像との差分画像において、関心領域が見難くなる場合があった。
　本開示は、上記事情を考慮して成されたものであり、放射線画像における造影剤が浸透した関心領域をより見易くする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、造影剤の注入後の各々異なる複数の撮影タイミングで第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複数の高エネルギー画像とを取得し、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第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成して関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去する。
　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、プロセッサは、第２差分画像の画素値の総和が最も小さくなる係数を特定し、複数の第１差分画像同士のうちの一方の第１差分画像に係数を乗算して得られた画像データを、他方の第１差分画像の画像―データから対応する画素毎に減算することで第２差分画像を生成する。
　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、プロセッサは、第２差分画像における関心領域外の画素値の総和が最も小さくなる係数を特定し、複数の第１差分画像同士のうちの一方の第１差分画像に係数を乗算して得られた画像データを、他方の第１差分画像の画像―データから対応する画素毎に減算することで第２差分画像を生成する。
　本開示の第４の態様の画像処理装置は、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様の画像処理装置において、プロセッサは、複数の第１差分画像同士のコントラストを合わせてから第２差分画像を生成する。
　本開示の第５の態様の画像処理装置は、第４の態様の画像処理装置において、プロセッサは、第１差分画像における乳腺構造及び関心領域以外の領域の少なくとも一方のコントラストを合わせる。
　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５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、第２差分画像を、複数の撮影タイミング同士の間隔に基づいて正規化する。
　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、第２差分画像に対し、関心領域を強調するための画像処理を行う。
　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７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、低エネルギー画像として、複数の高エネルギー画像各々の撮影タイミングで第１のエネルギーを照射させて放射線画像撮影装置に撮影させた複数の低エネルギー画像を取得し、複数の低エネルギー画像の各々と複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す第１差分画像を撮影タイミング毎に生成する。
　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７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、低エネルギー画像として、複数の高エネルギー画像各々の撮影タイミングで第１のエネルギーを照射させて放射線画像撮影装置に撮影させた複数の低エネルギー画像を取得し、複数の高エネルギー画像同士の差分を示す第３差分画像と、複数の低エネルギー画像同士の差分を示す第４差分画像とを生成し、第３差分画像と第４差分画像との差分を示す画像を生成することで第２差分画像を生成する。
　本開示の第１０の態様の画像処理装置は、第１の態様から第７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、共通の低エネルギー画像を用いて複数の第１差分画像を生成する。
　また、本開示の第１１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、造影剤の注入後の各々異なる複数のタイミングで第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複数の高エネルギー画像とを取得し、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第１差分画像を生成し、関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去するために複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成す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１２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、造影剤の注入後の各々異なる複数のタイミングで第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複数の高エネルギー画像とを取得し、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第１差分画像を生成し、関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去するために複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成す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、放射線画像における造影剤が浸透した関心領域をより見易くすることができる。
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。 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。 第１差分画像及び第２差分画像の生成方法の一例について説明するための図である。 第２差分画像の生成の一例について説明するための図である。 実施形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照射制御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。 第２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。 第２差分画像の生成方法の他の例について説明するための図である。 第１差分画像及び第２差分画像の生成方法の他の例について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２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２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。
　図２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２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２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２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は着脱可能である。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２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。軸部３５は、アーム部３２を基台３４に連結する。またアーム部３２は、軸部３５を回転軸として、基台３４に対して相対的に回転可能となっている。
　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。
　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、後述する照射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に記憶されている照射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、造影撮影において、マンモグラフィ装置１０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。また、低エネルギー画像及び高エネルギー画像等の種類を区別せずに、マンモグラフィ装置１０により撮影された画像を総称する場合、単に「放射線画像」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、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。造影剤による造影量は、差分画像の画素値に表れる。
　また、造影撮影では、低エネルギー画像及び高エネルギー画像の撮影を１組の差分画像の撮影として、異なる複数の撮影タイミングで差分画像の撮影を行う。図５に示した例では、第１撮影タイミングで、低エネルギー画像７０Ｌ（図５、７０Ｌ１参照）及び高エネルギー画像７０Ｈ（図５、７０Ｈ１参照）を撮影する。また、第１撮影タイミングから所定の時間経過後の第２撮影タイミングで、低エネルギー画像７０Ｌ（図５、７０Ｌ２参照）及び高エネルギー画像７０Ｈ（図５、７０Ｈ２参照）を撮影する。
　なお、第１撮影タイミングから第２撮影タイミングまでの所定の時間は、限定されるものではない。例えば、所定の時間を、造影具合に応じて、例えば関心物の種類等を考慮して定められた時間としてもよいし、被写体である乳房の厚みや組成等に応じて定められた時間としてもよい。
　また、本実施形態のコンソール１２は、取得部６２、生成部６３、及び表示制御部６８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６３、及び表示制御部６８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６３に出力する。
　生成部６３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同士の差分を示す第２差分画像を生成して関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去する機能を有する。図４に示すように本実施形態の生成部６３は、第１生成部６４及び第２生成部６６を含む。
　第１生成部６４は、各撮影タイミングで撮影された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。なお、以下では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第１差分画像という。本実施形態の第１生成部６４が生成する差分画像が第１差分画像であり、本開示の第１差分画像の一例である。第１生成部６４は、生成した複数の第１差分画像を第２生成部６６に出力する。
　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、第１差分画像を生成する。図５に示した例では、第１生成部６４は、第１撮影タイミングで撮影された低エネルギー画像７０Ｌ１と高エネルギー画像７０Ｈ１との第１差分画像７２１を生成する。具体的には、第１生成部６４は、低エネルギー画像７０Ｌ１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７０Ｈ１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、造影剤を強調した第１差分画像を表す画像データを生成する。同様に、第１生成部６４は、第２撮影タイミングで撮影された低エネルギー画像７０Ｌ２と高エネルギー画像７０Ｈ２との第１差分画像７２２を生成する。
　第２生成部６６は、第１生成部６４が生成した複数の第１差分画像同士の差分を示す差分画像を生成する機能を有する。なお、以下では第１差分画像同士の差分を示す差分画像を第２差分画像という。本実施形態の第２生成部６６が生成する差分画像が第２差分画像で有り、本開示の第２差分画像の一例である。第２生成部６６は、生成した第２差分画像を表示制御部６８に出力する。
　一例として本実施形態では、第２撮影タイミングで撮影された高エネルギー画像と低エネルギー画像との第１差分画像と、第１撮影タイミングで撮影された高エネルギー画像と低エネルギー画像との第１差分画像と、の差分を示す第２差分画像を生成する。図５に示した例では、第２生成部６６は、第２撮影タイミングに応じて生成された第１差分画像７２２と、第１撮影タイミングに応じて生成された第１差分画像７２１との差分を示す第２差分画像７４を生成する。
　図６を参照して、第２生成部６６が生成する第２差分画像（図５では第２差分画像７４）について説明する。換言すると生成部６３が生成して表示制御部６８に出力する第２差分画像について説明する。
　図６の時間と造影量との対応関係を表すグラフ８０に示すように、腫瘍等の病変は正常な乳腺（グラフ８０の「正常」参照）よりも造影剤が浸透し易く、また、病変が悪性（グラフ８０の「悪性」参照）であるほど、良性（グラフ８０の「良性」参照）である場合に比べて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。また、グラフ８０に示すように、脂肪（グラフ８０の「脂肪」参照）においても病変や乳腺に比べて僅かであるものの、造影剤が浸透する。
　そのため、高エネルギー画像と低エネルギー画像との差分を示す第１差分画像が、脂肪や乳腺構造に浸透した造影剤が写った画像となる場合がある。図６に示した例では、第１撮影タイミングにより得られた第１差分画像７２１には、乳房９０１のうちの正常な乳腺に対応する正常領域９２１と関心領域９４１との両方に造影剤が写っている。また、第２撮影タイミングにより得られた第１差分画像７２２には、乳房９０２のうちの正常な乳腺に対応する正常領域９２２と関心領域９４２との両方に造影剤が写っている。
　図６のグラフ８０からわかるように、第１差分画像７２２における正常領域９２２の造影量の方が、第１差分画像７２１における正常領域９２１の造影量よりも多い。また、第１差分画像７２２における関心領域９４２の造影量の方が、第１差分画像７２１における関心領域９４１の造影量よりも多い。また、関心領域９４１の造影量から関心領域９４２の造影量への変化量は、正常領域９２１の造影量から正常領域９２２の造影量への変化量に比べて多い。
　そのため、第２撮影タイミングにより得られた第１差分画像７２２と第１撮影タイミングにより得られた第１差分画像７２１との差分を示す第２差分画像７４を生成することにより、第２差分画像７４を関心物領域外の正常な乳腺構造等に浸透した造影剤が写っていない画像とすることができる。図６に示した例では、第１差分画像７２１の正常領域９２１の画素値を「３０」、関心領域９４１の画素値を「３２」とし、また、第１差分画像７２２の正常領域９２２の画素値を「６０」、関心領域９４２の画素値を「６８」としている。この場合、第１差分画像７２１に所定の除去係数として「２」を乗算して得られた画像データを、第１差分画像７２２の画像データから対応する画素毎に減算することにより生成された第２差分画像７４では、正常領域９２３の画素値が「０」に、関心領域９４３の画素値が「４」となる。このように、図６に示した例では、第２差分画像７４を、正常領域９２３における造影量が写っていない画像とすることができる。
　このように本実施形態では、第２生成部６６が、第１差分画像７２２と第１差分画像７２１との差分を示す第２差分画像７４を生成することにより、第２差分画像７４を関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値が除去された画像とすることができる。なお、造影剤に応じた画像の除去とは、完全に除去する場合に限定されず、例えば、僅かながら残留する場合も含む。
　表示制御部６８は、生成部６３により生成された第２差分画像を表示部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７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７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、放射線画像、具体的には低エネルギー画像及び高エネルギー画像の撮影がマンモグラフィ装置１０により行われる。本実施形態では、上述したようにコンソール１２の制御部６０が、マンモグラフィ装置１０における放射線Ｒの照射に関する制御を行う。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に記憶されている照射制御処理プログラム５１Ａを実行することにより、図８に一例を示した照射制御処理を実行する。図８には、本実施形態のコンソール１２において実行される照射制御処理の流れの一例を表したフローチャートが示されている。
　図８のステップＳ１００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Ｓ１００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Ｓ１００の判定が肯定判定となり、ステップＳ１０２へ移行する。
　ステップＳ１０２で制御部６０は、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。図５に示した例では、低エネルギー画像７０Ｌ１が撮影される。
　次のステップＳ１０４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。図５に示した例では、高エネルギー画像７０Ｈ１が撮影される。
　次のステップＳ１０６で制御部６０は、第２撮影タイミングに至ったか否かを判定する。第２撮影タイミングに至るまでステップＳ１０６の判定が否定判定となる。一方、第２撮影タイミングに至るとステップＳ１０６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、上記ステップＳ１０２と同様に第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応じて低エネルギー画像が撮影される。図５に示した例では、低エネルギー画像７０Ｌ２が撮影される。
　次のステップＳ１１０で制御部６０は、上記ステップＳ１０４と同様に第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応じて高エネルギー画像が撮影される。図５に示した例では、高エネルギー画像７０Ｈ２が撮影される。ステップＳ１１０の処理が終了すると、図８に示した照射制御処理が終了する。
　このようにして図８に示した照射制御処理が終了すると、造影撮影が終了し、図７に示したステップＳ１４の処理が終了する。なお、制御部６０は、造影撮影が終了したことをユーザに報知してもよい。
　そのため、次のステップＳ１８で乳房の圧迫を解除する。具体的には、制御部６０は、マンモグラフィ装置１０に対して、圧迫板４０を撮影台３０から離れる方向に移動させる指示を出力する。マンモグラフィ装置１０は、入力された指示に基づいて制御部５０が、圧迫板４０を撮影台３０から離れる方向に移動させる。これにより、乳房の圧迫が解除される。なお、乳房の圧迫の解除は、ユーザの指示に応じて行ってもよいし、造影撮影の終了に応じて自動的に行ってもよい。
　次にステップＳ１８でコンソール１２により、図９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９に一例を示した差分画像生成表示処理を実行する。図９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。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。図５に示した例では、第１取得部６２は、低エネルギー画像７０Ｌ１、７０Ｌ２、及び高エネルギー画像７０Ｈ１、７０Ｈ２を取得する。
　次のステップＳ２０２で生成部６３の第１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撮影タイミング毎の第１差分画像を生成する。図５に示した例では、第１生成部６４は、高エネルギー画像７０Ｈ１と低エネルギー画像７０Ｌ１との差分を示す第１差分画像７２１を生成する。また、第１生成部６４は、高エネルギー画像７０Ｈ２と低エネルギー画像７０Ｌ２との差分を示す第１差分画像７２２を生成する。
　次のステップＳ２０４で生成部６３の第２生成部６６は、上記ステップＳ２０２で生成した第１差分画像から関心領域を特定する。図５に示した例では、第２生成部６６は、第１差分画像７２１、及び第１差分画像７２２の各々から関心領域を特定する。なお、第２生成部６６が第１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、第１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に第１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、第２生成部６６は、第１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。
　次のステップＳ２０６で第２生成部６６は、上述した除去係数を特定する。上述したように、第２生成部６６は、第２撮影タイミングにより得られた第１差分画像に所定の除去係数を乗算して得られた画像データを、第１撮影タイミングにより得られた第１差分画像の画像データから対応する画素毎に減算することで第２差分画像を生成する。
　本実施形態の第２生成部６６は、上記除去係数を上記ステップＳ２０２で生成された第１差分画像に基づいて特定する。第２生成部６６が、除去係数を特定する方法は限定されるものではないが、乳腺構造や正常領域に浸透した造影剤がより除去できる除去係数を特定することが好ましい。図６に示した例では、上述したように第２生成部６６は、除去係数として「２」を特定する。
　除去係数を特定する方法としては、例えば、関心領域の種類や乳房の乳腺量等に応じて除去係数が予め定められている場合、第２生成部６６は、関心領域の種類や乳房の乳腺量等に応じて予め定められている除去係数を特定すればよい。
　また例えば、第２生成部６６は、生成される第２差分画像の画素値の総和が最も小さくなる除去係数を特定してもよい。また例えば、第２生成部６６は、生成される第２差分画像における関心領域外の画素値の総和が最も小さくなる除去係数を特定してもよい。
　次のステップＳ２０８で第２生成部６６は、上述したように、上記ステップ２０６で特定した除去係数を用いて、上記ステップＳ２０２で生成した第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成する。図５に示した例では、第２生成部６６は、第１差分画像７２１と第１差分画像７２２との差分を示す第２差分画像７４を生成する。
　なお、第２生成部６６は、本実施形態と異なり上記のように除去係数を特定するのに代えて、第１差分画像同士のコントラスト、特に第１差分画像における乳腺構造及び関心領域以外の領域の少なくとも一方のコントラストを合わせてから第２差分画像を生成する形態としてもよい。
　また、ノイズは高周波成分として画像に表れる傾向があるため、第２生成部６６は、第１差分画像に対してローパスフィルタ等を適用して高周波成分を除去した後、低周波成分とした第１差分画像から第２差分画像を生成してもよい。
　また、第１撮影タイミングと第２撮影タイミングとの間隔が開くと、第１差分画像同士の差分が大きくなる。そのため、第２生成部６６は、第１撮影タイミングと第２撮影タイミングとの間隔の影響を除去するため、第２差分画像を、第１撮影タイミングと第２撮影タイミングとの間隔で正規化してもよい。
　次のステップＳ２１０で第２生成部６６は、上記ステップＳ２０８で生成した第２差分画像における関心領域を強調する強調処理を行う。図６を参照して上述したように、第１差分画像同士の第２差分画像では、第２撮影タイミングにより得られた第１差分画像よりも関心領域の造影量（画素値）が小さくなる。図６に示した例では、第２撮影タイミングにより得られた第１差分画像７２２における関心領域９４２の画素値は「６８」であるが、第２差分画像７４における関心領域９４３の画素値は「６」である。このように関心領域の画素値が小さくなるため、第２生成部６６は、関心領域を見易くするために、関心領域を強調する強調処理を行う。一例として本実施形態の第２生成部６６は、生成した第２差分画像に対して階調強調処理及び周波数強調処理を行う。
　次のステップＳ２１２で表示制御部６８は、第２差分画像を表示部５８に表示させる制御を行う。図１０には、強調処理後の第２差分画像７４を表示部５８に表示させた状態の一例を示す。図１０に示した例では、強調処理後の第２差分画像７４に、第１撮影タイミングで得られた第１差分画像７２１、及び第２撮影タイミングで得られた第１差分画像７２２を並べて表示部５８に表示させた形態を示している。なお、このように第２差分画像７４を含む複数の放射線画像を表示部５８に表示させる場合、表示形態は、図１０に示したように並べて表示する形態に限定されない。例えば、ユーザの指示または自動的に切り替えて表示する表示形態、または重ねて表示する表示形態等であってもよい。また、低エネルギー画像や高エネルギー画像等についても表示させてもよい。
　また、図１０に示した例では、第１差分画像７２１、及び第１差分画像７２２の各々に対応する撮影タイミングを表す撮影タイミング情報８２をさらに表示させた形態を示している。このように表示制御部６８は、上記ステップＳ２１０で強調処理を行った第２差分画像を少なくとも表示させればよく、その他の放射線画像、撮影タイミング等の造影撮影に関する情報、及び造影量に関する情報の少なくとも１つ等をさらに表示させてもよい。
　このようにしてステップＳ２１２の処理が終了すると、図９に示した差分画像生成表示処理が終了して、図７に示したステップＳ１８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第１差分画像及び第２差分画像等は、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７のＳ１４の処理である造影撮影が終了した後、一連の処理とし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、第１差分画像及び第２差分画像を生成したり、第２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、第１差分画像及び第２差分画像の生成、及び第２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、造影剤の注入後の各々異なる複数の撮影タイミングで第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に撮影させた複数の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複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成して関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去する。
　このように本実施形態のコンソール１２は、高エネルギー画像と低エネルギー画像との差分を示す第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成する。そのため、コンソール１２は、第２差分画像を、関心物以外の乳腺構造等に浸透した造影剤に応じた画像が含まれていない画像、または関心物以外に浸透した造影剤に応じた画像が含まれている場合でもその造影量を減少させた画像とすることができる。従って、本実施形態のコンソール１２によれば、造影剤が浸透した関心領域をより見易くした放射線画像（第２差分画像）を得ることができる。
　なお、生成部６３が第１差分画像及び第２差分画像を生成する方法は、上述した形態に限定されない。例えば、各撮影タイミングの低エネルギー画像同士の差分を示す差分画像を生成し、また高エネルギー画像同士の差分を示す差分画像を生成した後、両差分画像の差分を示す差分画像を生成してもよい。この場合も、最終的に生成された差分画像は第２差分画像に相当する。図１１に示した例では、生成部６３は、高エネルギー画像７０Ｈ２と高エネルギー画像７０Ｈ１との差分を示す第３差分画像７６を生成する。また、生成部６３は、低エネルギー画像７０Ｌ２と低エネルギー画像７０Ｌ１との差分を示す第４差分画像７８を生成する。さらに生成部６３は、第４差分画像７８と第３差分画像７６との差分を示す第２差分画像７４を生成する。なお、本形態における第３差分画像７６が本開示の第３差分画像の一例であり、第４差分画像７８が本開示の第４差分画像の一例である。
　また、上記形態では、各撮影タイミングにおいて低エネルギー画像と高エネルギー画像との両方を撮影する形態について説明したが、低エネルギー画像を撮影するタイミングは本形態に限定されない。上述したように低エネルギー画像は、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た画像である。そのため、体動を考慮しなければ、撮影タイミングに係わらず、低エネルギー画像は同様の画像となる。そのため、低エネルギー画像の撮影タイミングは限定されない。また、低エネルギー画像を撮影する撮影回数も、高エネルギー画像を撮影する回数と同じでなくてもよい。一例として、図１２には、第１撮影タイミング及び第２撮影タイミングのうち、低エネルギー画像は、第１撮影タイミングのみで撮影する形態を示している。この場合、生成部６３は、高エネルギー画像７０Ｈ１と低エネルギー画像７０Ｌ１との差分を示す第１差分画像７２１を生成する。また、生成部６３は、高エネルギー画像７０Ｈ２と低エネルギー画像７０Ｌ１との差分を示す第１差分画像７２２を生成する。さらに生成部６３は、第１差分画像７２２と第１差分画像７２１との差分を示す第２差分画像７４を生成する。
　また、上記形態では、撮影タイミングが２回である形態について説明したが、撮影タイミングは２回以上であればよい。撮影タイミングを３回以上とした場合、例えば、複数の第２差分画像７４を生成することができる。
　また、上記形態では、造影撮影において低エネルギー画像を先に撮影する形態について説明したが、本形態に限定されず、高エネルギー画像を先に撮影する形態であってもよい。
　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６３、及び表示制御部６８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６３、及び表示制御部６８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、照射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。照射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、照射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２０２０－１６２７００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
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
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
６３　生成部
６４　第１生成部
６６　第２生成部
６８　表示制御部
７０Ｌ１、７０Ｌ２　低エネルギー画像
７０Ｈ１、７０Ｈ２　高エネルギー画像
７２１、７２２　第１差分画像
７４　第２差分画像
７６　第３差分画像
７８　第４差分画像
８０　グラフ
８２　撮影タイミング情報
９０１～９０３　乳房
９２１～９２３　正常領域
９４１～９４３　関心領域
Ｒ　放射線

Claims (12)

  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、前記造影剤の注入後の各々異なる複数の撮影タイミングで前記第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複数の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複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成して関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去する、
    　画像処理装置。
  2. 　前記プロセッサは、
    　前記第２差分画像の画素値の総和が最も小さくなる除去係数を特定し、
    　前記複数の第１差分画像同士のうちの一方の第１差分画像に前記除去係数を乗算して得られた画像データを、他方の第１差分画像の画像―データから対応する画素毎に減算することで前記第２差分画像を生成する、
    　請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 　前記プロセッサは、
    　前記第２差分画像における関心領域外の画素値の総和が最も小さくなる除去係数を特定し、
    　前記複数の第１差分画像同士のうちの一方の第１差分画像に前記除去係数を乗算して得られた画像データを、他方の第１差分画像の画像―データから対応する画素毎に減算することで前記第２差分画像を生成する、
    　請求項１に記載の画像処理装置。
  4. 　前記プロセッサは、
    　前記複数の第１差分画像同士のコントラストを合わせてから前記第２差分画像を生成する
    　請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  5. 　前記プロセッサは、
    　第１差分画像における乳腺構造及び関心領域以外の領域の少なくとも一方のコントラストを合わせる
    　請求項４に記載の画像処理装置。
  6. 　前記プロセッサは、
    　前記第２差分画像を、前記複数の撮影タイミング同士の間隔に基づいて正規化する、
    　請求項１から請求項５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、
    　前記第２差分画像に対し、関心領域を強調するための画像処理を行う
    　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. 　前記プロセッサは、
    　前記低エネルギー画像として、前記複数の高エネルギー画像各々の撮影タイミングで前記第１のエネルギーを照射させて前記放射線画像撮影装置に撮影させた複数の低エネルギー画像を取得し、
    　前記複数の低エネルギー画像の各々と前記複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す第１差分画像を前記撮影タイミング毎に生成する
    　請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  9. 　前記プロセッサは、
    　前記低エネルギー画像として、前記複数の高エネルギー画像各々の撮影タイミングで前記第１のエネルギーを照射させて前記放射線画像撮影装置に撮影させた複数の低エネルギー画像を取得し、
    　前記複数の高エネルギー画像同士の差分を示す第３差分画像と、前記複数の低エネルギー画像同士の差分を示す第４差分画像とを生成し、
    　前記第３差分画像と前記第４差分画像との差分を示す画像を生成することで前記第２差分画像を生成する
    　請求項１から請求項７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、
    　共通の前記低エネルギー画像を用いて前記複数の第１差分画像を生成する
    　請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  11. 　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、前記造影剤の注入後の各々異なる複数のタイミングで前記第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複数の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複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の第１差分画像を生成し、
    　関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去するために前記複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成する
    　処理をコンピュータが実行する画像処理方法。
  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、前記造影剤の注入後の各々異なる複数のタイミングで前記第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複数の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複数の高エネルギー画像の各々との差分を示す複数の第１差分画像を生成し、
    　関心領域以外に浸透した造影剤に対応する画素値を除去するために前記複数の第１差分画像同士の差分を示す第２差分画像を生成する
    　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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