JP2009082498A - Radiographic equipment, radiographic system, information processing device, and incident dose derivation measure for mamma - Google Patents
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- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
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Abstract
Description
本発明は、放射線撮影装置、放射線撮影システム、情報処理装置、及び入射線量導出方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus, a radiation imaging system, an information processing apparatus, and an incident dose derivation method.
従来より、放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等）を用いた撮影方法は様々な分野で利用されており、特に医療分野においては、診断のための最も重要な手段の一つとなっている。最初のＸ線写真が実現されてから、Ｘ線写真法は数々の改良を重ねられ、現在では蛍光スクリーンとＸ線フィルムを組み合わせた方法が主流となっている。 Conventionally, imaging methods using radiation (X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.) have been used in various fields, and especially in the medical field, it is the most important for diagnosis. It is one of the means. Since the first X-ray photography was realized, the X-ray photography method has been improved many times, and at present, a method combining a fluorescent screen and an X-ray film has become mainstream.
一方、近年においては、Ｘ線ＣＴや超音波、ＭＲＩ等の様々なディジタル化された装置が実用化されており、病院内での診断情報処理システム等の構築が進められようとしている。Ｘ線画像についてもディジタル化するための多くの研究がなされており、輝尽性蛍光体を用いた放射線撮影方法が確立され、従来のＸ線写真法に置き換わるものとして注目されている。 On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of diagnostic information processing systems and the like in hospitals is being promoted. Many studies for digitizing X-ray images have also been made, and a radiographic method using a stimulable phosphor has been established and has attracted attention as a replacement for conventional X-ray photography.
輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）とは、放射線を照射されることにより、その放射線エネルギーの一部を蓄積し、その後、可視光等の励起光を照射されることにより、蓄積しているエネルギーに応じて輝尽発光する物質であり、その存在は従来から知られていた。これを用いた放射線撮影方法とは、次のようなものである。即ち、まず、画像撮影装置を用いて、輝尽性蛍光体を塗布したシート状の記録シートに人体等の被写体の放射線画像を撮影して記録する。次に、画像読取装置を用いて、その記録シートをレーザ光等の励起光で走査し、これによって生じた輝尽発光光を、画像読取装置のフォトマルチプライヤ（光電子増幅管）によって光電的に読み取る。このようにして得られたアナログの画像信号に基づいて、ディジタルの画像データを得る。さらに、医用画像処理装置を用いて、この画像データを適切に処理した後に、ＣＲＴ等のディスプレイに出力したり、レーザプリンタ等によりフィルムに印刷する。これにより、被検体を透過した放射線のエネルギーレベルが濃淡によって可視化された放射線画像を得ることができる。 A photostimulable phosphor (accumulative phosphor) accumulates a portion of its radiation energy when irradiated with radiation, and then accumulates when irradiated with excitation light such as visible light. It is a substance that emits photostimulative light according to its energy, and its existence has been conventionally known. The radiography method using this is as follows. That is, first, a radiographic image of a subject such as a human body is photographed and recorded on a sheet-like recording sheet coated with a stimulable phosphor using an image photographing device. Next, the recording sheet is scanned with an excitation light such as a laser beam using an image reading device, and the excited emission light generated thereby is photoelectrically generated by a photomultiplier (photoelectron amplifier tube) of the image reading device. read. Digital image data is obtained based on the analog image signal thus obtained. Furthermore, after this image data is appropriately processed using a medical image processing apparatus, it is output to a display such as a CRT or printed on a film by a laser printer or the like. Thereby, a radiation image in which the energy level of radiation transmitted through the subject is visualized by shading can be obtained.
ところで、このような放射線画像を医療診断等に利用する際には、放射線撮影システムの信頼性が高く保証されている必要があり、そのために、放射線撮影システムの性能を随時測定して検証しなければならない。シートの輝尽性蛍光体や画像読取装置を含む放射線撮影システムのいずれかが劣化したり、異常を生じると、正常な放射線画像を得ることができなくなり、画像を解析する際の信頼性が損なわれるからである。また、高レベルの放射線エネルギーの照射は人体に悪影響を与えるので、放射線撮影システムの性能の検証は、安全面においても重要である。 By the way, when using such a radiographic image for medical diagnosis or the like, it is necessary that the radiography system is highly reliable and, therefore, the performance of the radiography system must be measured and verified as needed. I must. If any of the radiographic system including the photostimulable phosphor of the sheet or the image reader deteriorates or becomes abnormal, a normal radiographic image cannot be obtained, and the reliability when analyzing the image is impaired. Because it is. In addition, since irradiation with a high level of radiation energy adversely affects the human body, verification of the performance of the radiation imaging system is also important in terms of safety.
特に、***用の放射線撮影システム（マンモグラフィー（Mammography））では、照射される放射線エネルギーの人体に影響を考慮して平均乳腺線量を測定して評価している。この平均乳腺線量の測定手法として、例えば、非特許文献１には、管電圧を変化させて照射するＸ線の線質を変化させ、線量計とアルミプレートを用いて平均乳腺線量を測定する手法が記載されている。 In particular, in breast radiography systems (mammography), the average mammary gland dose is measured and evaluated in consideration of the effect of radiation energy applied to the human body. As a method for measuring the average mammary gland dose, for example, Non-Patent Document 1 discloses a method for measuring the average mammary gland dose using a dosimeter and an aluminum plate by changing the tube voltage and changing the quality of X-rays to be irradiated. Is described.
一方、放射線撮影システムでは、物理ファントムや身体模倣ファントムを撮影した画像を用いて、例えば、リニアリティ、ダイナミックレンジ、鮮鋭度、コントラスト、Ｓ/Ｎ比、縮率等の画質評価項目の評価を行なっている。 On the other hand, in a radiography system, image quality evaluation items such as, for example, linearity, dynamic range, sharpness, contrast, S / N ratio, and reduction ratio are evaluated using images obtained by photographing a physical phantom or a body imitation phantom. Yes.
例えば、特許文献１には、ファントムを撮影して得られた放射線画像を用いて所望の画質評価項目の評価を行うことにより、その放射線画像検出器の品質を測定する技術が開示されている。
しかしながら、従来の***用の放射線撮影システムでは、平均乳腺線量を評価とフォントムを用いた画像の品質の測定を別々に行なわねばならず、煩雑である、という問題点があった。 However, in the conventional radiography system for breasts, there is a problem that evaluation of the average mammary gland dose and measurement of image quality using fonts must be performed separately, which is complicated.
本発明は上記問題点を解消するためになされたものであり、簡易に平均乳腺線量を測定することができる放射線撮影装置、放射線撮影システム、及び情報処理装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above problems, and an object thereof is to provide a radiation imaging apparatus, a radiation imaging system, and an information processing apparatus that can easily measure an average mammary gland dose.
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明の***用の放射線撮影装置は、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なって当該ファントムを示す画像データを取得する取得手段と、前記取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出手段と、前記導出手段により導出された平均乳腺線量を表示する表示手段と、を備えている。 In order to achieve the above object, the breast radiography apparatus according to the first aspect of the present invention provides a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to X-rays. And obtaining an image data indicating the phantom by irradiating with X-rays, and estimating a half-value layer of the irradiated X-ray based on the image data obtained by the obtaining means, Of the areas corresponding to the plurality of constant transmittance areas of the image indicated by the image data, a correlation value that correlates with a noise amount included in a pixel value of a predetermined area is obtained, and incident is performed based on the correlation value Deriving means for estimating a dose and deriving an average mammary gland dose from the estimated half-value layer and incident dose; and a display means for displaying the average mammary gland dose derived by the deriving means.
請求項１に記載の発明は、取得手段により、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なって当該ファントムを示す画像データが取得され、導出手段により、取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層が推定されると共に、当該画像データにより示される画像の複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて前記入射線量が推定され、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量が導出され、表示手段により、導出手段により導出された平均乳腺線量が表示される。なお、表示手段による表示には、ディスプレイ装置等による可視表示、プリンタ等による永久可視表示、スピーカ等による可聴表示等が含まれる。 According to the first aspect of the present invention, imaging is performed by irradiating a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to the X-ray by the obtaining unit. Image data indicating the phantom is acquired, and the derivation means estimates a half-value layer of the irradiated X-ray based on the image data acquired by the acquisition means, and a plurality of images indicated by the image data A correlation value that correlates with the amount of noise included in a pixel value of a predetermined area among areas corresponding to the constant transmittance area is obtained, the incident dose is estimated based on the correlation value, and the estimated half price The average mammary gland dose is derived from the layer and the incident dose, and the display unit displays the average mammary gland dose derived by the deriving unit. The display by the display means includes visible display by a display device, permanent visible display by a printer, audible display by a speaker, and the like.
このように、請求項１に記載の発明によれば、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なって得られたファントムを示す画像データに基づいて平均乳腺線量が導出されて表示されるので、簡易に平均乳腺線量を測定することができる。 As described above, according to the first aspect of the present invention, X-rays are irradiated to the phantom in which a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to the X-rays are provided. Since the average mammary gland dose is derived and displayed based on the image data indicating the phantom obtained by performing the measurement, the average mammary gland dose can be easily measured.
一方、上記目的を達成するために、請求項２に記載の発明の***用の放射線撮影装置は、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なうことによって当該ファントムを示す画像が記録された記録媒体を読み取ることによって前記ファントムを示す画像データを取得する取得手段と、前記取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出手段と、前記導出手段により導出された平均乳腺線量を表示する表示手段と、を備えている。 On the other hand, in order to achieve the above object, the radiation imaging apparatus for breast according to claim 2 is provided with a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to X-rays. An acquisition means for acquiring image data indicating the phantom by reading a recording medium on which an image indicating the phantom is recorded by irradiating X-rays to the image and an image acquired by the acquisition means Based on the data, the half-value layer of the irradiated X-ray is estimated and included in the pixel value of a predetermined region among the regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data A derivation means for obtaining a correlation value correlated with the amount of noise generated, estimating an incident dose based on the correlation value, and deriving an average mammary dose from the estimated half-value layer and the incident dose; And a display means for displaying the average glandular dose derived by serial deriving means.
請求項２に記載の発明は、取得手段により、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なうことによって当該ファントムを示す画像が記録された記録媒体を読み取ることによって前記ファントムを示す画像データが取得され、導出手段により、取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層が推定されると共に、当該画像データにより示される画像の複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて前記入射線量が推定され、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量が導出され、表示手段により、導出手段により導出された平均乳腺線量が表示される。 According to the second aspect of the present invention, the acquisition unit performs imaging by irradiating the phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to the X-rays. The image data indicating the phantom is acquired by reading the recording medium on which the image indicating the phantom is recorded, and the half value layer of the irradiated X-ray is obtained based on the image data acquired by the acquiring means by the deriving means And a correlation value that correlates with the amount of noise included in the pixel value of a predetermined area among areas corresponding to a plurality of constant transmittance areas of the image indicated by the image data is obtained, and the correlation The incident dose is estimated based on the value, the average mammary gland dose is derived from the estimated half-value layer and the incident dose, and the average derived by the deriving means by the display means Glandular dose is displayed.
よって、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明と同様に作用するので、請求項１記載の発明と同様に、簡易に平均乳腺線量を測定することができる。 Therefore, since the invention described in claim 2 operates in the same manner as the invention described in claim 1, the average mammary gland dose can be easily measured as in the invention described in claim 1.
なお、請求項１又は請求項２に記載の発明は、請求項３に記載の発明のように、前記導出手段が、前記取得手段により取得された画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた２つ以上の領域の間の平均画素値から所定の指標値を求め、当該指標値に基づいて前記半価層を推定してもよい。 In the invention according to claim 1 or 2, as in the invention according to claim 3, the plurality of constant transmissions of the image indicated by the image data acquired by the acquiring means by the derivation means. A predetermined index value may be obtained from an average pixel value between two or more predetermined areas among the areas corresponding to the rate area, and the half-value layer may be estimated based on the index value.
また、請求項３に記載の発明は、請求項４に記載の発明のように、前記予め定められた２つ以上の領域の間の平均画素値から求まる指標値と前記半価層との対応関係を示す半価層情報を予め記憶した第１記憶手段をさらに備え、前記導出手段が、前記第１記憶手段に記憶された半価層情報に基づいて、前記求めた指標値から前記半価層を推定してもよい。 Further, the invention according to claim 3 is the correspondence between the index value obtained from the average pixel value between the two or more predetermined regions and the half-value layer, as in the invention according to claim 4. First storage means for storing half-value layer information indicating a relationship in advance is further provided, and the derivation means uses the half-value information stored in the first storage means to calculate the half value from the calculated index value. The layer may be estimated.
また、請求項１〜請求項４に記載の発明は、請求項５に記載の発明のように、半価層別に、前記予め定められた領域の前記相関値と前記入射線量との対応関係を示す入射線量情報を予め記憶した第２記憶手段をさらに備え、前記導出手段が、前記第２記憶手段に記憶された入射線量情報に基づいて、前記求めた相関値から前記入射線量を推定してもよい。 Further, in the invention described in claims 1 to 4, as in the invention described in claim 5, the correspondence between the correlation value of the predetermined region and the incident dose is classified for each half-value layer. Second storage means for preliminarily storing incident dose information to be displayed, and the derivation means estimates the incident dose from the obtained correlation value based on the incident dose information stored in the second storage means. Also good.
また、請求項１〜請求項５に記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記表示手段が、前記導出手段により導出された平均乳腺線量が所定の許容量よりも大きい場合に警告を表示してもよい。 Further, in the inventions described in claims 1 to 5, when the display means has an average mammary gland dose derived by the derivation means larger than a predetermined allowable amount as in the invention described in claim 6. A warning may be displayed.
さらに、請求項１〜請求項６に記載の発明は、請求項７に記載の発明のように、前記ファントムが、撮影された画像の画質に関する評価を行なうためのものであってもよい。 Further, according to the first to sixth aspects of the present invention, as in the seventh aspect of the present invention, the phantom may be used for evaluating the image quality of a photographed image.
一方、上記目的を達成するために、請求項８に記載の発明の***用の放射線撮影システムは、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なうことによって当該ファントムを示す画像が記録された記録媒体を読み取ることによって前記ファントムを示す画像データを取得する読取装置と、前記読取装置により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出処理を行なう情報処理装置と、前記情報処理装置により導出された平均乳腺線量を表示する表示装置と、を備えている。 On the other hand, in order to achieve the above object, the radiation imaging system for breast according to claim 8 is a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other with respect to X-rays. A reader that acquires image data indicating the phantom by reading a recording medium on which an image indicating the phantom is recorded by irradiating X-rays to the image, and an image acquired by the reader Based on the data, the half-value layer of the irradiated X-ray is estimated and included in the pixel value of a predetermined region among the regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data A derivation process that calculates a correlation value that correlates with the amount of noise generated, estimates the incident dose based on the correlation value, and derives the average mammary dose from the estimated half-value layer and incident dose It includes an information processing apparatus which performs, and a display device for displaying the average glandular dose derived by the information processing apparatus.
よって、請求項８に記載の発明は、請求項２に記載の発明と同様に作用するので、請求項１記載の発明と同様に、簡易に平均乳腺線量を測定することができる。 Therefore, since the invention described in claim 8 operates in the same manner as the invention described in claim 2, the average mammary gland dose can be easily measured as in the invention described in claim 1.
一方、上記目的を達成するために、請求項９に記載の情報処理装置は、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なうことによって取得された当該ファントムを示す画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出処理を行なう導出手段、を備えている。 On the other hand, in order to achieve the above object, an information processing apparatus according to claim 9 provides an X-ray for a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other for X-rays. The half-value layer of the irradiated X-ray is estimated based on the image data indicating the phantom acquired by performing imaging by irradiating and the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data The correlation value correlating with the amount of noise included in the pixel value of the predetermined region is calculated, the incident dose is estimated based on the correlation value, and the estimated half-value layer and the incident dose are calculated. Deriving means for performing a deriving process for deriving an average mammary gland dose is provided.
よって、請求項９に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の発明と同様に作用するので、請求項１記載の発明と同様に、簡易に平均乳腺線量を測定することができる。 Therefore, since the invention described in claim 9 operates in the same manner as the invention described in claim 1 or 2, the average mammary gland dose can be easily measured as in the invention described in claim 1. .
一方、請求項１０に記載の入射線量導出方法は、Ｘ線に対して所定の透過率を有する定透過率領域が設けられたファントムに対してＸ線を照射して撮影を行なうことによって当該ファントムを示す画像データを取得し、取得された前記画像データにより示される画像の前記定透過率領域に対応する領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて前記入射線量を導出する。 On the other hand, in the incident dose derivation method according to claim 10, the phantom is obtained by performing imaging by irradiating X-rays to a phantom provided with a constant transmittance region having a predetermined transmittance for X-rays. And obtaining a correlation value that correlates with the amount of noise included in the pixel value of the region corresponding to the constant transmittance region of the image indicated by the acquired image data, and based on the correlation value Deriving the incident dose.
よって、請求項１０に記載の発明は、簡易に入射線量を導出することができる。 Therefore, the invention according to claim 10 can easily derive the incident dose.
このように、本発明によれば、簡易に平均乳腺線量を測定することができる、という優れた効果を有する。 Thus, according to the present invention, there is an excellent effect that the average mammary gland dose can be easily measured.
以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態について説明する。なお、以下では、本発明を、***用の放射線撮影システムに適用した場合について説明する
図１には、本実施の形態に係る***用の放射線撮影システム５の概略構成が示されている。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Hereinafter, a case where the present invention is applied to a mammography system will be described. FIG. 1 shows a schematic configuration of a mammography system 5 according to the present embodiment.
同図に示すように、この放射線撮影システム５は、放射線撮影を行うことによって記録シート１０に放射線画像情報を記録する放射線撮影装置１００と、記録シート１０に記録された放射線画像情報を読み取って画像データを取得する医用画像読取装置２００と、医用画像読取装置２００から入力された画像データについて所定の処理を行う医用画像処理装置３００とを含んでいる。これらの放射線撮影装置１００、医用画像読取装置２００、及び、医用画像処理装置３００は、ネットワークＮ１を介して互いに接続されている。 As shown in the figure, the radiation imaging system 5 includes a radiation imaging apparatus 100 that records radiation image information on a recording sheet 10 by performing radiation imaging, and reads the radiation image information recorded on the recording sheet 10 to obtain an image. A medical image reading apparatus 200 that acquires data and a medical image processing apparatus 300 that performs predetermined processing on image data input from the medical image reading apparatus 200 are included. These radiation imaging apparatus 100, medical image reading apparatus 200, and medical image processing apparatus 300 are connected to each other via a network N1.
このネットワークＮ１には、放射線画像の撮影に関する様々な業務を管理するために使用される放射線情報管理システム（radiology information system、以下「ＲＩＳ」という。）５００や、病院全体の管理を行うために使用される病院情報管理システム（hospital information system、以下「ＨＩＳ」という。）５１０や、インターネット５２０を介してメンテナンスセンタ５３０と通信を行うための通信制御部５４０も接続されている。さらに、必要に応じて、病院のデータベースサーバや、ＩＤカードリーダや、端末装置等の外部装置５５０がネットワークＮ１に接続される。 The network N1 is used to manage a radiation information management system (radiology information system, hereinafter referred to as “RIS”) 500 used for managing various operations related to radiographic imaging and the entire hospital. A hospital information management system (hereinafter referred to as “HIS”) 510 and a communication control unit 540 for communicating with the maintenance center 530 via the Internet 520 are also connected. Furthermore, an external device 550 such as a hospital database server, an ID card reader, or a terminal device is connected to the network N1 as necessary.
放射線撮影装置１００は、被検体を介して記録シート１０に放射線を照射することにより、被検体を透過した放射線を被検体に関する放射線画像情報として記録シート１０に記録する装置である。記録シート１０は、照射された放射線のエネルギーを蓄積する輝尽性蛍光体物質が塗布されたシート（輝尽性蛍光体シート）であり、放射線画像情報を記録する記録媒体として用いられる。 The radiation imaging apparatus 100 is an apparatus that records radiation that has passed through a subject on the recording sheet 10 as radiation image information about the subject by irradiating the recording sheet 10 with radiation through the subject. The recording sheet 10 is a sheet coated with a stimulable phosphor material that accumulates energy of irradiated radiation (stimulable phosphor sheet), and is used as a recording medium for recording radiation image information.
放射線撮影装置１００は、記録シート１０の位置を上下に移動させることにより、被検者の撮影位置を調節する撮影位置昇降機構１０１と、被検体の足の位置を決める撮影台１０２と、被検体に照射される放射線を発生する放射線発生部１０３と、与えられた撮影条件に従って放射線発生部１０３等を制御する撮影制御部１０４と、様々な命令や撮影条件を入力するために用いられる入力部１０５とを含んでいる。撮影制御部１０４は、ネットワークＮ１に接続されており、ネットワークＮ１を介して撮影条件を設定することも可能である。 The radiation imaging apparatus 100 includes an imaging position elevating mechanism 101 that adjusts the imaging position of the subject by moving the position of the recording sheet 10 up and down, an imaging table 102 that determines the position of the subject's feet, and the subject. A radiation generation unit 103 that generates radiation applied to the imaging unit, an imaging control unit 104 that controls the radiation generation unit 103 and the like according to a given imaging condition, and an input unit 105 that is used to input various commands and imaging conditions. Including. The shooting control unit 104 is connected to the network N1, and can set shooting conditions via the network N1.
放射線撮影システム５では、検査を行う場合、ファントム２０が被検体として放射線撮影装置１００に配置される。そして、所定の撮影条件の下で放射線撮影を行うことにより、ファントム２０の放射線画像情報が記録シート１０に記録される。撮影後、記録シート１０は、医用画像読取装置２００の所定の位置にセットされる。なお、ファントム２０については、後で詳しく説明する。 In the radiation imaging system 5, when performing an examination, the phantom 20 is disposed in the radiation imaging apparatus 100 as a subject. Then, radiation image information of the phantom 20 is recorded on the recording sheet 10 by performing radiation imaging under predetermined imaging conditions. After photographing, the recording sheet 10 is set at a predetermined position of the medical image reading apparatus 200. The phantom 20 will be described in detail later.
医用画像読取装置２００は、記録シート１０に記録されている放射線画像情報を光電的に読み取り、記録シート１０に照射された放射線のエネルギーレベルをデータに変換することにより、ファントム２０を示す画像データを取得する。放射線画像情報の読み取りは、次のようにして行われる。即ち、レーザ光源２０１から出射し、光走査部２０２を通過した光ビームにより、記録シート１０の表面を走査する。これにより、記録シート１０の光ビームが照射された領域から、蓄積された放射線エネルギーに応じた量の輝尽発光光が生じる。この輝尽発光光は、光ガイドによって導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）２０３により光電的に検出され、放射線画像情報を表すアナログ信号として出力される。さらに、このアナログ信号は、増幅器２０４によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器２０５によってディジタル化される。このようにして取得された画像データがネットワークＮ１を介して医用画像処理装置３００に向けて出力される。 The medical image reading apparatus 200 photoelectrically reads the radiation image information recorded on the recording sheet 10 and converts the energy level of the radiation irradiated on the recording sheet 10 into data, thereby converting image data indicating the phantom 20 into data. get. Reading of radiation image information is performed as follows. That is, the surface of the recording sheet 10 is scanned by the light beam emitted from the laser light source 201 and passed through the light scanning unit 202. As a result, an amount of stimulated emission light corresponding to the accumulated radiation energy is generated from the region of the recording sheet 10 irradiated with the light beam. This stimulated emission light is guided by a light guide, photoelectrically detected by a photomultiplier (photomultiplier tube) 203, and output as an analog signal representing radiation image information. Further, this analog signal is amplified by an amplifier 204 and digitized by an A / D converter 205. The image data acquired in this way is output to the medical image processing apparatus 300 via the network N1.
なお、医用画像読取装置の方式として、次のような別の方式を用いてもよい。即ち、輝尽発光光を励起するための光源として、ＬＥＤ等を主走査方向に配列したライン光源を用い、輝尽発光光を検出する検出器として、主走査方向に配置されたＣＣＤ等のラインセンサを有する読取ヘッドを用いる。そして、読取ヘッドと記録シート１０とを、主走査方向と直交する副走査方向に相対的に移動させながら、ライン光源から出射した励起光を記録シート１０に入射させ、記録シート１０から発生した輝尽発光光をラインセンサによって読み取る。 Note that another method as described below may be used as the method of the medical image reading apparatus. That is, a line light source in which LEDs or the like are arranged in the main scanning direction is used as a light source for exciting the stimulated emission light, and a CCD line or the like arranged in the main scanning direction as a detector for detecting the stimulated emission light. A read head having a sensor is used. Then, while relatively moving the reading head and the recording sheet 10 in the sub-scanning direction orthogonal to the main scanning direction, the excitation light emitted from the line light source is incident on the recording sheet 10, and the brightness generated from the recording sheet 10 is detected. The exhaust light is read by the line sensor.
医用画像処理装置３００は、例えば、パーソナルコンピュータを用いて構成される。医用画像処理装置３００には、様々な命令や検査結果等を入力するために用いられる、キーボードやマウス等の入力部３１０と、放射線画像等を表示するＣＲＴモニタ等の表示部３２０と、医療用診断画像をフィルム等に印刷するプリンタ３３０とが備えられている。 The medical image processing apparatus 300 is configured using, for example, a personal computer. The medical image processing apparatus 300 includes an input unit 310 such as a keyboard and a mouse, a display unit 320 such as a CRT monitor that displays radiographic images, and the like, which are used for inputting various commands and examination results. And a printer 330 that prints a diagnostic image on a film or the like.
医用画像処理装置３００は、医用画像読取装置２００において取得された画像データに画像処理を施すことにより放射線画像を生成する。また、医用画像処理装置３００は、取得された画像データに画像処理を施して所定の画質評価項目についての計測を行うことにより、放射線撮影システム５の性能やパラメータの不変性等について検査する。 The medical image processing apparatus 300 generates a radiation image by performing image processing on the image data acquired by the medical image reading apparatus 200. Further, the medical image processing apparatus 300 performs an image process on the acquired image data and measures a predetermined image quality evaluation item, thereby inspecting the performance of the radiation imaging system 5 and the invariance of parameters.
図２には、本実施の形態に係る医用画像処理装置３００の構成が示されている。 FIG. 2 shows a configuration of a medical image processing apparatus 300 according to the present embodiment.
同図に示すように、医用画像処理装置３００は、医用画像処理装置３００全体の動作を司るＣＰＵ（中央処理装置）４００と、各種プログラムの実行時にワークエリア等として用いられるメモリ４０２と、ＣＰＵ４００により実行されて装置全体の動作を制御する基本プログラムや、放射線撮影システム５の検査を行うために用いられる検査処理プログラム等の各種プログラムやそれらの処理に用いられる半価層情報や入射線量情報等の各種情報が予め記憶されたハードディスク４０４と、マウスやキーボード等の入力部３１０を介した各情報が入力される操作入力部４１０と、表示部３２０に対する各種情報の表示を制御する表示制御部４１２と、コネクタ４１４Ａを介してネットワークＮ１に接続された外部装置との間でデータの送受信を行うネットワークインタフェース部（ネットワークＩ／Ｆ部）４１４と、ＵＳＢ等の外部インタフェースを介してプリンタ３３０に対してプリント対象とする画像データの送信を行う外部インタフェース部（外部Ｉ／Ｆ部）４１６と、を備えている。 As shown in the figure, the medical image processing apparatus 300 includes a CPU (central processing unit) 400 that controls the operation of the entire medical image processing apparatus 300, a memory 402 that is used as a work area when executing various programs, and the CPU 400. Various programs such as a basic program that is executed and controls the operation of the entire apparatus, an inspection processing program used to inspect the radiation imaging system 5, half-value layer information, incident dose information, etc. A hard disk 404 in which various types of information are stored in advance, an operation input unit 410 to which various types of information are input via the input unit 310 such as a mouse or a keyboard, and a display control unit 412 that controls display of various types of information on the display unit 320 Send and receive data to and from an external device connected to network N1 via connector 414A A network interface unit (network I / F unit) 414 for performing, an external interface unit (external I / F unit) 416 for transmitting image data to be printed to the printer 330 via an external interface such as a USB, It has.
ＣＰＵ４００、メモリ４０２、ハードディスク４０４、操作入力部４１０、表示制御部４１２、ネットワークインタフェース部４１４及び外部インタフェース部４１６は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ４００は、メモリ４０２、ハードディスク４０４へのアクセスと、入力部３１０に対するユーザの操作による指示内容の把握と、表示制御部４１２を介した表示部３２０への各種情報の表示と、ネットワークインタフェース部４１４を介してネットワークＮ１に接続された外部装置との間のデータの送受信と、外部インタフェース部４１６を介して接続されたプリンタ３３０へのプリントの依頼と、を各々行うことができる。 The CPU 400, the memory 402, the hard disk 404, the operation input unit 410, the display control unit 412, the network interface unit 414, and the external interface unit 416 are connected to each other via the system bus BUS. Therefore, the CPU 400 accesses the memory 402 and the hard disk 404, grasps the contents of instructions by the user's operation on the input unit 310, displays various information on the display unit 320 via the display control unit 412, and the network interface unit Transmission / reception of data to / from an external device connected to the network N1 via the network 414 and a request for printing to the printer 330 connected via the external interface unit 416 can be performed.
次に、本実施形態に係るファントム２０について説明する。 Next, the phantom 20 according to the present embodiment will be described.
図３及び図４には、本実施の形態に係るファントム２０の構成の一例が示されている。 3 and 4 show an example of the configuration of the phantom 20 according to the present embodiment.
図３に示されるように、本実施形態に係るファントム２０は、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域２２が設けられたステップ状透過領域部２４と、一様露光状態であるか検査するための一様露光部２６と、を備えている。 As shown in FIG. 3, the phantom 20 according to the present embodiment includes a step-like transmission region portion 24 provided with a plurality of constant transmittance regions 22 each having a predetermined transmittance different from each other with respect to X-rays. And a uniform exposure unit 26 for inspecting whether the exposure state is the same.
本実施の形態に係るファントム２０には、ステップ状透過領域部２４に４つの定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄが設けられている。この定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄは、図４に示すように、例えば、銅板等の部材２３の厚みを変えることにより、各々一定の透過率の領域とされている。なお、図４は、定透過率領域２２Ａ、２２Ｂ部分のみを示しており、部材２３の厚さについて判別し易いように実際よりも厚さの違いを大きく示している。この定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄの各透過率をＴ_Ａ〜Ｔ_Ｄとする。 In the phantom 20 according to the present embodiment, four constant transmittance regions 22 </ b> A to 22 </ b> D are provided in the step-like transmission region portion 24. As shown in FIG. 4, the constant transmittance regions 22 </ b> A to 22 </ b> D are each made to have a constant transmittance by changing the thickness of a member 23 such as a copper plate, for example. FIG. 4 shows only the constant transmittance regions 22A and 22B, and shows the difference in thickness larger than the actual thickness so that the thickness of the member 23 can be easily discriminated. The transmittances of the constant transmittance regions 22A to 22D are T_A to T_D.
なお、定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄは、部材の材質や厚さを変えることにより透過率を異ならせるものとしてもよい。 The constant transmittance regions 22A to 22D may have different transmittances by changing the material and thickness of the member.
次に、本実施の形態に係る平均乳腺線量ＡＧＤの導出方法について説明する。 Next, a method for deriving the average mammary gland dose AGD according to the present embodiment will be described.
平均乳腺線量ＡＧＤは、下記の（１）式のように定義される。 The average mammary gland dose AGD is defined as the following equation (1).
ＡＧＤ＝Ｋ×ｇ(ＨＶＬ)×ｃ(ＨＶＬ)×s(Ｔ／Ｆ) ・・・（１）
ここで、
Ｋ：入射線量、
ｇ，ｃ，ｓ：半価層に応じた算出係数
ＨＶＬ：半価層
Ｔ／Ｆ：ターゲットフィルターにより定まる定数
本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、第１ステップとして半価層ＨＶＬの推定し、第２ステップとして入射線量Ｋの推定し、第３ステップとしてｇ，ｃ，ｓの各算出係数の値を定めた後に、上記（１）式から平均乳腺線量ＡＧＤを導出する。
AGD = K × g (HVL) × c (HVL) × s (T / F) (1)
here,
K: incident dose,
g, c, s: Calculation coefficient according to the half-value layer HVL: Half-value layer T / F: Constant determined by the target filter In the radiographic system 5 according to the present embodiment, the half-value layer HVL is estimated as the first step. Then, the incident dose K is estimated as the second step, and the values of the respective calculation coefficients g, c, and s are determined as the third step, and then the average mammary dose AGD is derived from the above equation (1).
以下、各ステップの分けて説明する。 Hereinafter, each step will be described separately.
第１ステップでは、上述の図３のようなファントム２０の撮影を行なって得られる画像の各定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄに対応する各領域の平均画素値ＰＶを用いて、照射したＸ線の線質を表す指標である半価層ＨＶＬを測定する。ここで平均画素値ＰＶ及び半価層ＨＶＬについて補足する。 In the first step, using the average pixel value PV of each region corresponding to each constant transmittance region 22A to 22D of the image obtained by photographing the phantom 20 as shown in FIG. The half-value layer HVL, which is an index representing the quality of the radiation, is measured. Here, the average pixel value PV and the half-value layer HVL will be supplemented.
ＰＶは、Pixel Valueのことであり、Ｘ線画像の濃度を表すデジタル値である。このＰＶは、記録シート１０に到達する入射線量を表す指標であり、入射線量、または入射線量の対数に比例して値が変化するものであり、本実施の形態のような蛍光体物質が塗布された記録シート１０を用いるシステム（ＣＲ系システム）では入射線量の対数に比例して変化する。 PV stands for Pixel Value and is a digital value representing the density of the X-ray image. This PV is an index representing the incident dose reaching the recording sheet 10, and the value changes in proportion to the incident dose or the logarithm of the incident dose. The phosphor material as in this embodiment is applied. In the system using the recorded sheet 10 (CR system), it changes in proportion to the logarithm of the incident dose.
ＨＶＬは、Half Value Layerのことであり、Ｘ線の線質を表す指標である。この線質とは、Ｘ線のスペクトル分布のことを指し、アルミフィルターを透過させたときに、Ｘ線の線量が半分になるアルミフィルターの厚みで定義される。例えば、３ｍｍの厚さのアルミフィルターを挿入して線量が半分になった場合、ＨＶＬ＝３ｍｍ Ａｌとなる。Ｘ線スペクトルが変化するに従い、線量が半分になるアルミフィルターの厚さも変化する。 HVL stands for Half Value Layer and is an index representing the quality of X-rays. This radiation quality refers to the spectral distribution of X-rays, and is defined by the thickness of the aluminum filter that reduces the X-ray dose by half when transmitted through the aluminum filter. For example, when an aluminum filter having a thickness of 3 mm is inserted and the dose is halved, HVL = 3 mm Al. As the X-ray spectrum changes, the thickness of the aluminum filter, which reduces the dose by half, also changes.
ファントム２０の撮影を行なったことにより得られる画像の各定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄに対応する各領域の平均画素値ＰＶは、Ｘ線の線量によって変化するがＸ線の線質によって変化も変化する。このため、平均画素値ＰＶが変化した場合、Ｘ線の線量の変化によるものかＸ線の線質の変化によるものかの区別が付かない。本発明では、このような特徴をもつＰＶからＸ線の線質を推定する。 The average pixel value PV of each area corresponding to each of the constant transmittance areas 22A to 22D of the image obtained by photographing the phantom 20 varies depending on the X-ray dose, but also varies depending on the X-ray quality. To do. For this reason, when the average pixel value PV changes, it cannot be distinguished whether it is due to a change in X-ray dose or a change in X-ray quality. In the present invention, X-ray quality is estimated from PV having such characteristics.
ここで、ファントム２０の定透過率領域にＸ［ｍＲ］のＸ線を照射した場合、各定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄに対応する各領域の画素値をそれぞれＰＶ＿Ａ〜ＰＶ＿Ｄとすると、ＰＶ＿Ａ〜ＰＶ＿Ｄは、以下の（２）〜（５）式のように定義される。 Here, when X [mR] X-rays are irradiated to the constant transmittance region of the phantom 20, assuming that the pixel values of the regions corresponding to the constant transmittance regions 22A to 22D are PV_A to PV_D, respectively, PV_A to PV_D Is defined as the following equations (2) to (5).
ＰＶ_Ａ＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ａ）＋Ｃ２ ・・・（２）
ＰＶ_Ｂ＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ｂ）＋Ｃ２ ・・・（３）
ＰＶ_Ｃ＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ｃ）＋Ｃ２ ・・・（４）
ＰＶ_Ｄ＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ｄ）＋Ｃ２ ・・・（５）
ここで、
Ｃ１、Ｃ２：係数
この定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄに対応する各領域のうち、予め定められた２つの領域の間の画素値の差分値ΔＰＶを求め、当該求めた差分値ΔＰＶに基づいて半価層ＨＶＬを推定する。例えば、定透過率領域２２Ａの画素値ＰＶ_Ａと定透過率領域２２Ｂの画素値ＰＶ_Ｂの差分ΔＰＶは以下の（６）式ように求まる。
PV_A = C1 × Log (X × T_A) + C2 (2)
PV_B = C1 × Log (X × T_B) + C2 (3)
PV_C = C1 × Log (X × T_C) + C2 (4)
PV_D = C1 × Log (X × T_D) + C2 (5)
here,
C1, C2: Coefficient A difference value ΔPV of pixel values between two predetermined areas among the areas corresponding to the constant transmittance areas 22A to 22D is obtained, and a half value is obtained based on the obtained difference value ΔPV. Estimate the value layer HVL. For example, the difference ΔPV between the pixel value PV_A of the constant transmittance region 22A and the pixel value PV_B of the constant transmittance region 22B is obtained as in the following equation (6).
ΔＰＶ＝ＰＶ_Ａ−ＰＶ_Ｂ・・・（６）
この（６）式に上記（２）式、（３）式を代入すると以下の（７）式のようになる。Ｘに依存しない値になる。
ΔPV = PV_A−PV_B (6)
Substituting the above equations (2) and (3) into this equation (6) yields the following equation (7). The value does not depend on X.
ΔＰＶ＝ＰＶ１−ＰＶ２
＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ａ）−Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｘ×Ｔ_Ｂ）
＝Ｃ１×Ｌｏｇ{(Ｘ×Ｔ_Ａ)／(Ｘ×Ｔ_Ｂ)}
＝Ｃ１×Ｌｏｇ(Ｔ_Ａ／Ｔ_Ｂ) ・・・（７）
（７）式に示されるように、ΔＰＶは、Ｘに依存しない値になる。このＴ_Ａ、Ｔ_Ｂは、定透過率領域２２Ａ、２２Ｂの透過率であり、一般に線量によらない線質にのみに依存した値である。
ΔPV = PV1-PV2
= C1 * Log (X * T_A) -C1 * Log (X * T_B)
= C1 × Log {(X × T_A) / (X × T_B)}
= C1 × Log (T_A / T_B) (7)
As shown in equation (7), ΔPV is a value that does not depend on X. These T_A and T_B are the transmittances of the constant transmittance regions 22A and 22B, and generally depend on only the radiation quality not depending on the dose.
図５には、本実施の形態に係る放射線撮影システム５における半価層ＨＶＬとΔＰＶの関係の一例を示すグラフが示されている。 FIG. 5 shows a graph showing an example of the relationship between the half-value layer HVL and ΔPV in the radiation imaging system 5 according to the present embodiment.
同図に示すように、半価層ＨＶＬはΔＰＶに対して一意に定まる。 As shown in the figure, the half-value layer HVL is uniquely determined with respect to ΔPV.
本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、事前に、本システムにおけるファントム２０の半価層ＨＶＬとΔＰＶの関係を求めて、半価層ＨＶＬとΔＰＶとの対応関係を示す半価層情報をテーブルとしてハードディスク４０４に予め記憶させており、当該半価層情報のテーブルに基づいて半価層ＨＶＬを推定する。 In the radiographic system 5 according to the present embodiment, the relationship between the half-value layer HVL and ΔPV of the phantom 20 in this system is obtained in advance, and the half-value layer information indicating the correspondence between the half-value layer HVL and ΔPV is obtained. The hard disk 404 is stored in advance as a table, and the half-value layer HVL is estimated based on the table of the half-value layer information.
次に、第２ステップでは、画像の一様露光部２６に対応する領域の平均画素値ＰＶ３と標準偏差σを求めて、ノイズ量に相関する相関値としてＳＮＲ（Signal to Noise ratio）の二乗を算出する。 Next, in the second step, the average pixel value PV3 and the standard deviation σ of the area corresponding to the uniform exposure unit 26 of the image are obtained, and the square of SNR (Signal to Noise ratio) is calculated as a correlation value correlated with the amount of noise. calculate.
ところで、ＣＲ系システムでは、計算対象となる画像の画素値は、入射線量Ｋの対数に対して線形に変化する画像系（以下ログ画像系）である。一方、ＳＮＲは、線量に対して線形の関係にある画像系（以下リニア画像系）で定義されている。従って、ログ画像系の画像では、画像を入射線量Ｋに対して線形となるリニア画像系の画像に変換した後にＳＮＲを算出する。 By the way, in the CR system, the pixel value of the image to be calculated is an image system that changes linearly with respect to the logarithm of the incident dose K (hereinafter referred to as a log image system). On the other hand, the SNR is defined by an image system (hereinafter referred to as a linear image system) that is linearly related to the dose. Therefore, in the case of the log image system image, the SNR is calculated after the image is converted into a linear image system image that is linear with respect to the incident dose K.
最初にこのログ画像系の画像をリニア画像系の画像に変換する手順を説明する。 First, a procedure for converting the log image system image into a linear image system image will be described.
ログ画像系の画像での画素値をＰＶｌｏｇとすると入射線量Ｋとの関係は以下で定義される。
ＰＶｌｏｇ＝Ｃ１×Ｌｏｇ（Ｋ）＋Ｃ２ ・・・（８）
ここで、
Ｃ１,Ｃ２：係数
このＣ１,Ｃ２は、予め複数の線量条件で、被写体のない状態で一様露光撮影を行なってＰＶｌｏｇと入射線量Ｋの関係を求め、求められたＰＶｌｏｇと線量の関係を（８）式でフィッティングを行なうことにより定める。
When the pixel value in the log image system image is PV log , the relationship with the incident dose K is defined as follows.
PV log = C1 × Log (K) + C2 (8)
here,
C1 and C2: Coefficients C1 and C2 are obtained by performing uniform exposure photographing in advance without a subject under a plurality of dose conditions to obtain the relationship between the PV log and the incident dose K, and the relationship between the obtained PV log and the dose. Is determined by fitting using equation (8).
本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、（８）式より、事前に、本システムにおけるＰＶｌｏｇと入射線量Ｋとの対応関係を示す変換情報をテーブルとしてハードディスク４０４に予め記憶させており、この記憶した変換情報のテーブルを用いてＳＮＲの計算対象となるログ画像系の画像をリニア画像系の画像に変換する。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, the conversion information indicating the correspondence between the PV log and the incident dose K in this system is stored in advance in the hard disk 404 as a table from the equation (8), Using this stored conversion information table, a log image system image to be subjected to SNR calculation is converted into a linear image system image.
そして、本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、変換したリニア画像系の画像の一様露光部２６に対応する領域の平均画素値ＰＶｌｉｎ、標準偏差σｌｉｎを求め、以下の（９）式よりＳＮＲ２を算出する。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, the average pixel value PVlin and the standard deviation σlin of the region corresponding to the uniform exposure unit 26 of the converted linear image system image are obtained, and the following equation (9) is used. SNR 2 is calculated.
ＳＮＲ２=（ＰＶｌｉｎ／σｌｉｎ） ・・・（９）
Ｘ線の入射線量Ｋは、差出されたＳＮＲ２と第１ステップで推定した半価層ＨＶＬとに応じて一意に決まる。
SNR 2 = (PVlin / σlin) (9)
The incident dose K of X-rays is uniquely determined according to the sent SNR 2 and the half-value layer HVL estimated in the first step.
なお、画像の画素値が、入射線量Ｋに対して線形に変化する画像系（以下リニア画像系）では、ΔＰＶ＝ＰＶ１／ＰＶ２となる。また、ＳＮＲ２を求める際にも（８）式によるリニア画像系への変換が不要である。 In an image system in which the pixel value of the image changes linearly with respect to the incident dose K (hereinafter referred to as a linear image system), ΔPV = PV1 / PV2. Further, when obtaining SNR 2 , conversion to a linear image system according to equation (8) is not necessary.
図６には、半価層ＨＶＬが異なる３つの線質のＸ線でのＳＮＲ２に対する入射線量Ｋとの関係が示されている。 FIG. 6 shows a relationship between the incident dose K with respect to the SNR 2 in three X-rays having different quality at the half-value layer HVL.
同図に示すように、入射線量Ｋは線質ＨＶＬとＳＮＲ２に応じて一意に定まる。 As shown in the drawing, incident dose K is uniquely determined in accordance with Senshitsu HVL and SNR 2.
本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、事前に、本システムにおける半価層ＨＶＬが異なる複数（本実施の形態では３つ）の線質のＸ線でのＳＮＲ２と入射線量Ｋの関係を求めて、線質ＨＶＬ毎に、ＳＮＲ２と入射線量Ｋとの対応関係を示す入射線量情報をテーブルとして予め作成してハードディスク４０４に記憶させている。そして、この記憶した入射線量情報のテーブルに基づいて差出されたＳＮＲ２と第１ステップで推定した半価層ＨＶＬから入射線量Ｋを推定している。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, the relationship between the SNR 2 and the incident dose K with a plurality of (three in the present embodiment) X-rays with different half-value layers HVL in this system in advance. Thus, incident dose information indicating the correspondence between SNR 2 and incident dose K is created in advance as a table and stored in the hard disk 404 for each radiation quality HVL. Then, the incident dose K is estimated from the SNR 2 sent based on the stored table of incident dose information and the half-value layer HVL estimated in the first step.
すなわち、例えば、図６に示されるように算出されたＳＮＲ２がＮである場合、３つの線質のＸ線での入射線量ＫがＫ１、Ｋ２、Ｋ３と求まる。 That is, for example, when the SNR 2 calculated as shown in FIG. 6 is N, the incident doses K in the X-rays of the three radiation qualities are obtained as K1, K2, and K3.
そして、図７に示すように、Ｋ１、Ｋ２、Ｋ３をＸ線の線質の半価層ＨＶＬの応じてプロットし、プロットした各点を近似して通る直線を求めて、当該直線から第１ステップで推定した半価層ＨＶＬの入射線量Ｋを求める。 Then, as shown in FIG. 7, K1, K2, and K3 are plotted according to the X-ray quality half-value layer HVL, and a straight line that approximates each plotted point is obtained. The incident dose K of the half-value layer HVL estimated in the step is obtained.
次に、第３ステップでは、推定されたＨＶＬからｇ，ｃ，ｓの各ＡＧＤ算出係数を定める。 Next, in the third step, g, c, and s AGD calculation coefficients are determined from the estimated HVL.
ここで、ＡＧＤ算出係数のｇ（g-factor），ｃ（c-factor）は、ダンス（Dance）らによって図８、図９に示されるように半価層ＨＶＬとの関係が求められている。この詳細については、D.R. Dance et al., Additional factors for the estimation of mean glandular dose using the UK mammography protocol, Phys.Med.Biol., 2000, Vol. 45, 3225-3240に記載されいる。 Here, the relationship between the AGD calculation coefficients g (g-factor) and c (c-factor) and the half-value layer HVL is obtained by Dance et al. As shown in FIGS. . Details of this are described in D.R. Dance et al., Additional factors for the estimation of mean glandular dose using the UK mammography protocol, Phys. Med. Biol., 2000, Vol. 45, 3225-3240.
また、ＡＧＤ算出係数のｓ（s-factor）についても、ダンス（Dance）らによって図１０に示されるようにターゲットフィルタ（Ｔ／Ｆ）との関係が求められている。 Further, the relationship between the AGD calculation coefficient s (s-factor) and the target filter (T / F) is obtained by Dance et al. As shown in FIG.
本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、事前に、本システムにおける各ＰＭＭＡ厚でのＨＶＬとg,c-factorの関係を１次以上の曲線で近似した変換式を予め作成して変換情報としてハードディスク４０４に記憶させており、第１ステップで推定した半価層ＨＶＬから変換情報に基づいてＡＧＤ算出係数のｇ，ｃを求める。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, a conversion formula that approximates the relationship between HVL and g, c-factor at each PMMA thickness in the system with a first-order curve or more in advance is created in advance. Are stored in the hard disk 404, and g and c of AGD calculation coefficients are obtained from the half-value layer HVL estimated in the first step based on the conversion information.
また、本実施の形態に係る放射線撮影システム５では、ターゲットフィルタとs-factorの関係の関係を示すフィルタ情報を予め作成してハードディスク４０４に記憶させており、、例えば、ユーザーが本システムで使用するターゲットフィルタの情報を入力等することによ、入力された情報からフィルタ情報に基づいてＡＧＤ算出係数のｓを求める。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, filter information indicating the relationship between the target filter and the s-factor is created in advance and stored in the hard disk 404. For example, the user uses the system in this system. By inputting information of the target filter to be input, s of the AGD calculation coefficient is obtained from the input information based on the filter information.
次に、本実施形態に係る放射線撮影システム５の性能の検証方法について説明する。なお、性能の検証を行なう場合、事前に放射線装置に起因したＸ線の不均一性を補正するシェーディング補正を実施しておくことが好ましい。このシェーディング補正方法については、例えば、特願２００６−３１８３９１に記載されているため、ここでの説明を省略する。 Next, a method for verifying the performance of the radiation imaging system 5 according to the present embodiment will be described. When performing performance verification, it is preferable to perform shading correction for correcting X-ray non-uniformity caused by the radiation apparatus in advance. Since this shading correction method is described in, for example, Japanese Patent Application No. 2006-318391, description thereof is omitted here.
本実施形態に係る放射線撮影システム５では、性能の検証を行なう場合、放射線撮影装置１００にファントム２０を配置し、所定の撮影条件の下で放射線撮影を行う。これにより、記録シート１０には、ファントム２０の放射線画像情報が記録される。ファントム２０の放射線画像情報が記録された記録シート１０は、医用画像読取装置２００の所定の位置にセットされ、記録シート１０に記録されている放射線画像情報の読み取りが行なわれる。医用画像処理装置３００により読み取ることによって取得されたファントム２０を示す画像データは、ネットワークＮ１を介して医用画像処理装置３００に入力され、ハードディスク４０４に記憶される。 In the radiation imaging system 5 according to the present embodiment, when performing performance verification, the phantom 20 is arranged in the radiation imaging apparatus 100 and radiation imaging is performed under predetermined imaging conditions. Thereby, the radiation image information of the phantom 20 is recorded on the recording sheet 10. The recording sheet 10 on which the radiation image information of the phantom 20 is recorded is set at a predetermined position of the medical image reading apparatus 200, and the radiation image information recorded on the recording sheet 10 is read. Image data indicating the phantom 20 obtained by reading by the medical image processing apparatus 300 is input to the medical image processing apparatus 300 via the network N1 and stored in the hard disk 404.
医用画像処理装置３００では、ユーザから入力部３１０に対して性能検証開始を指示する所定操作が行なわれると、ＣＰＵ４００により検査処理プログラムが実行される。 In the medical image processing apparatus 300, when a predetermined operation for instructing the input unit 310 to start performance verification is performed by the user, the CPU 400 executes an inspection processing program.
図１１は、本実施形態に係る検査処理プログラムの処理の流れが示されている。この検査処理プログラムは、ハードディスク４０４の所定の領域に予め記憶されている。 FIG. 11 shows the flow of processing of the inspection processing program according to the present embodiment. This inspection processing program is stored in advance in a predetermined area of the hard disk 404.
ステップＳ１０では、ハードディスク４０４に記憶されたファントム２０を示す画像データにより示される画像の各定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄに対応する領域の平均画素値を算出する。 In step S <b> 10, the average pixel values of the areas corresponding to the constant transmittance areas 22 </ b> A to 22 </ b> D of the image indicated by the image data indicating the phantom 20 stored in the hard disk 404 are calculated.
次のステップＳ１２では、上記第１ステップにて説明したように、予め定められた２つの領域（本実施の形態では、定透過率領域２２Ａ、２２Ｂ）の間の平均画素値ＰＶの差分値ΔＰＶを求め、ハードディスク４０４に記憶された半価層情報のテーブルに基づいて差分値ΔＰＶから半価層ＨＶＬを推定する。 In the next step S12, as described in the first step, the difference value ΔPV of the average pixel value PV between two predetermined areas (in the present embodiment, constant transmittance areas 22A and 22B). And the half-value layer HVL is estimated from the difference value ΔPV based on the half-value layer information table stored in the hard disk 404.
次のステップＳ１４では、上記第２ステップにて説明したように、画像の一様露光部２６の平均画素値ＰＶ３と標準偏差σとを求めてＳＮＲ２を算出し、ハードディスク４０４に記憶された入射線量情報のテーブルに基づいてＳＮＲ２から入射線量Ｋを推定する。 In the next step S 14, as described in the second step above, the average pixel value PV 3 and the standard deviation σ of the uniform exposure unit 26 of the image are obtained, SNR 2 is calculated, and the incident stored in the hard disk 404 is calculated. The incident dose K is estimated from the SNR 2 based on the dose information table.
次のステップＳ１６では、上記第３ステップにて説明したように、上記ステップＳ１２及びステップＳ１４において推定された半価層ＨＶＬ、入射線量Ｋからｇ，ｃ，ｓの各ＡＧＤ算出係数を定める。 In the next step S16, as described in the third step, the AGD calculation coefficients of g, c, and s are determined from the half-value layer HVL and the incident dose K estimated in the steps S12 and S14.
そして、ステップＳ１８では、上記ステップＳ１２、ステップＳ１４及びステップＳ１６で求められた各値から、上記（１）を用いて平均乳腺線量ＡＧＤを算出する。 In step S18, the average mammary dose AGD is calculated from the values obtained in steps S12, S14, and S16 using (1) above.
次のステップＳ２０では、上記ステップＳ１８において算出された平均乳腺線量ＡＧＤが所定の許容量よりも大きいか否か判定し、肯定判定となった場合はステップＳ２２へ移行する一方、否定判定となった場合はステップＳ２４へ移行する。なお、日本医学放射線学会における平均乳腺線量ＡＧＤの基準は３ｍＧｙである。このため、日本医学放射線学会の基準を満たすには上記許容量を３ｍＧｙすればよい。また、患者の被爆量をさらに少なく抑えるため、上記許容量を３ｍＧｙより少さな値としてもよい。 In the next step S20, it is determined whether or not the average mammary gland dose AGD calculated in step S18 is larger than a predetermined allowable amount. If the determination is affirmative, the process proceeds to step S22 while the determination is negative. In this case, the process proceeds to step S24. In addition, the standard of the average mammary gland dose AGD in the Japanese Society for Medical Radiology is 3 mGy. For this reason, what is necessary is just to make the said allowance 3mGy in order to satisfy | fill the standard of the Japan Radiological Society. Further, in order to further reduce the patient's exposure amount, the allowable amount may be a value smaller than 3 mGy.
ステップＳ２２では、平均乳腺線量ＡＧＤが許容できるレベルを超えているため、表示部３２０に性能上問題がある旨の警告メッセージを表示させ、本検査処理プログラムを終了する。 In step S22, since the average mammary gland dose AGD exceeds an allowable level, a warning message indicating that there is a problem in performance is displayed on the display unit 320, and the present inspection processing program is terminated.
一方、ステップＳ２４では、平均乳腺線量ＡＧＤが許容できるレベル以内であるため、表示部３２０に正常である旨のメッセージを表示させ、本検査処理プログラムを終了する。 On the other hand, in step S24, since the average mammary gland dose AGD is within an allowable level, a message indicating that the average mammary dose AGD is normal is displayed on the display unit 320, and the present inspection processing program is terminated.
ユーザは、表示部３２０が表示部３２０に警告メッセージが表示された場合、放射線撮影システム５のメンテナンスを依頼することにより、放射線撮影システム５の性能を良好な状態に維持することができる。 When the display unit 320 displays a warning message on the display unit 320, the user can maintain the performance of the radiation imaging system 5 in a good state by requesting maintenance of the radiation imaging system 5.
以上のように、本実施形態によれば、放射線撮影装置１００において、Ｘ線に対して各々異なる所定の透過率を有する複数の定透過率領域２２Ａ〜２２Ｄが設けられたファントム２０に対してＸ線を照射して撮影を行ない、医用画像読取装置２００において当該ファントムを示す画像データを取得し、医用画像処理装置３００において、取得された画像データに基づいて平均乳腺線量を導出して表示しているので、簡易に平均乳腺線量を測定することができる。 As described above, according to the present embodiment, in the radiation imaging apparatus 100, X is applied to the phantom 20 provided with the plurality of constant transmittance regions 22A to 22D having predetermined transmittances different from each other with respect to X-rays. The medical image reading apparatus 200 acquires image data indicating the phantom, and the medical image processing apparatus 300 derives and displays an average mammary gland dose based on the acquired image data. Therefore, the average mammary gland dose can be easily measured.
なお、本実施形態では、記録シート１０に記録されている放射線画像情報を光電的に読み取ることにより画像データを取得する場合について説明したが、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、本発明の特許請求の範囲に記載されている発明の精神を逸脱しない範囲で、設計において種々の変更が可能である。例えば、透過放射線レベルを電気信号に変換するフラットパネルデバイスを用いて画像データを取得するものとしてもよい。 In the present embodiment, the case where image data is acquired by photoelectrically reading radiation image information recorded on the recording sheet 10 has been described. However, the present invention is not limited to the above-described embodiment. In addition, various changes in design can be made without departing from the spirit of the invention described in the claims of the present invention. For example, the image data may be acquired using a flat panel device that converts the transmitted radiation level into an electrical signal.
また、本実施の形態では、Ｘ線の入射線量ＫをＳＮＲ２と第１ステップで推定した半価層ＨＶＬにより推定する場合について説明したが、例えば、ログ画像系の画像ので一様露光部２６に対応する領域の平均画素値ＰＶｌｏｇを求め、（８）式又はＰＶｌｏｇと入射線量Ｋとの対応関係を示す変換情報を用いて入射線量Ｋを求めるものとしてもよい。 In the present embodiment, the case where the incident dose K of X-rays is estimated using SNR 2 and the half-value layer HVL estimated in the first step has been described. For example, the uniform exposure unit 26 is an image of a log image system. The average pixel value PV log of the region corresponding to ## EQU3 ## is obtained, and the incident dose K may be obtained using the equation (8) or conversion information indicating the correspondence between the PV log and the incident dose K.
しかし、本実施の形態のようにＳＮＲ２から入射線量Ｋを求めることの優位点がある。 However, there is an advantage of obtaining the incident dose K from the SNR 2 as in the present embodiment.
すなわち、医用画像読取装置２００で用いられるフォトマルチプライヤ２０３の感度は温度依存性および経時変化することが知られている。このため、感度変化率をα、真の値をＫ、感度変化があった場合に（８）式又は変換情報を用いて求めた場合ＫをＫ’とすると、
Ｋ’＝α×Ｋ ・・・（１０）
となり、正確なＫが求まらない。
That is, it is known that the sensitivity of the photomultiplier 203 used in the medical image reading apparatus 200 varies with temperature and changes with time. For this reason, when the sensitivity change rate is α, the true value is K, and when there is a sensitivity change, K is K ′ when calculated using the equation (8) or conversion information,
K ′ = α × K (10)
Therefore, accurate K cannot be obtained.
これに対し、ＳＮＲは、この感度変動αの影響を受けない。感度変動があった場合のＰＶｌｉｎ及びσｌｉｎをＰＶ’ｌｉｎ及びσ’ｌｉｎとすると以下のように表される。
ＰＶ’ｌｉｎ＝α×ＰＶｌｉｎ ・・・（１１）
σ’ｌｉｎ＝α×σｌｉｎ ・・・（１２）
従って感度変動があった場合のＳＮＲであるＳＮＲ’は
ＳＮＲ’＝αＰＶｌｉｎ／ασｌｉｎ＝ＰＶｌｉｎ／σｌｉｎ＝ＳＮＲ ・・・（１３）
となりαの影響がキャンセルされる。
On the other hand, the SNR is not affected by this sensitivity variation α. When PVlin and σlin when there is a sensitivity fluctuation are PV′lin and σ′lin, they are expressed as follows.
PV'lin = α × PVlin (11)
σ'lin = α × σlin (12)
Therefore, SNR ′, which is the SNR when the sensitivity fluctuates, is SNR ′ = αPVlin / ασlin = PVlin / σlin = SNR (13)
And the influence of α is cancelled.
一方、フラットパネルデバイスを用いて画像データを取得する方式の場合は、感度変化の影響を受けるがＳＮＲは影響を受けないため、（８）式又は変換情報を用いてもＫを正確に求めることができる。 On the other hand, in the case of a method of acquiring image data using a flat panel device, it is affected by sensitivity change, but SNR is not affected. Therefore, K can be accurately obtained even using equation (8) or conversion information. Can do.
また、本実施の形態では、一様露光部２６に対応する領域の平均画素値ＰＶ３と標準偏差σを求めてＳＮＲの二乗を算出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、何れかの定透過率領域２２の平均画素値ＰＶ３と標準偏差σを求めてＳＮＲの二乗を算出してもよい。 In the present embodiment, the case where the average pixel value PV3 and the standard deviation σ of the area corresponding to the uniform exposure unit 26 are obtained and the square of the SNR is calculated has been described, but the present invention is not limited to this. Instead, for example, the average pixel value PV3 and the standard deviation σ of any constant transmittance region 22 may be obtained to calculate the square of the SNR.
また、本実施の形態では、平均乳腺線量ＡＧＤが許容できるレベルを超えている場合、表示部３２０に警告メッセージを表示させる場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、プリンタ３３０により平均乳腺線量ＡＧＤや警告情報を印刷するものとしてもよ、また、音声等より警告を行なうものとしてもよく、また、ネットワークＮ１を介してＲＩＳ５００やネットワークＮ１及びインターネット５２０を介してメンテナンスセンタ５３０に警告情報を送信するものとしてもよい。 In the present embodiment, the case where the warning message is displayed on the display unit 320 when the average mammary gland dose AGD exceeds an allowable level has been described. However, the present invention is not limited to this, for example, The average breast dose AGD and warning information may be printed by the printer 330, or warning may be issued by voice or the like, and maintenance is performed via the network N1 via the RIS 500, the network N1, and the Internet 520. The warning information may be transmitted to the center 530.
また、本実施の形態では、ステップ状透過領域部２４と一様露光部２６が設けられたファントム２０により平均乳腺線量ＡＧＤを導出する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、画質に関する評価を行なうものとしてもよい。すなわち、例えば、ファントム２０に特許文献１に記載されたような画質評価用の領域を設けて平均乳腺線量ＡＧＤの導出と共に画質の評価を行なうものとしてもよい。 In the present embodiment, the case where the average mammary gland dose AGD is derived by the phantom 20 provided with the step-like transmission region portion 24 and the uniform exposure portion 26 has been described. However, the present invention is not limited to this. Instead, for example, evaluation regarding image quality may be performed. That is, for example, an image quality evaluation region as described in Patent Document 1 may be provided in the phantom 20 to evaluate the image quality while deriving the average mammary gland dose AGD.
また、本実施の形態では、本発明を放射線撮影システム５に適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、放射線撮影を行うことによって記録シート１０に放射線画像情報を記録する撮影部や、記録シート１０に記録された放射線画像情報を読み取る読取部が一体となった放射線撮影装置に適用してもよい。 In the present embodiment, the case where the present invention is applied to the radiation imaging system 5 has been described. However, the present invention is not limited to this, and for example, a radiographic image is formed on the recording sheet 10 by performing radiation imaging. You may apply to the radiography apparatus with which the imaging | photography part which records information, and the reading part which reads the radiographic image information recorded on the recording sheet 10 were united.
その他、上記各実施の形態で説明した放射線撮影システム５の構成（図１参照。）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において適宜変更可能であることは言うまでもない。 In addition, the configuration of the radiation imaging system 5 (see FIG. 1) described in each of the above embodiments is merely an example, and it is needless to say that the configuration can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
５ 放射線撮影システム
１０ 記録シート（記録媒体）
２０ ファントム
２２ 各定透過率領域
２６ 一様露光部
１００ 放射線撮影装置
１０３ 放射線発生部
２００ 医用画像読取装置（取得手段）
２０３ フォトマルチプライヤ
３００ 医用画像処理装置
３２０ 表示部（表示手段）
４００ ＣＰＵ（導出手段）
４０４ ハードディスク（第１記憶手段、第２記憶手段）
5 Radiography system 10 Recording sheet (recording medium)
20 Phantom 22 Each constant transmittance region 26 Uniform exposure unit 100 Radiography unit 103 Radiation generation unit 200 Medical image reading device (acquisition means)
203 Photomultiplier 300 Medical image processing apparatus 320 Display unit (display unit)
400 CPU (derivation means)
404 Hard disk (first storage means, second storage means)
Claims (10)
前記取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出手段と、
前記導出手段により導出された平均乳腺線量を表示する表示手段と、
を備えた***用の放射線撮影装置。 Acquisition means for irradiating X-rays to a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from each other for X-rays to acquire image data indicating the phantom;
Based on the image data acquired by the acquisition means, the half-value layer of the irradiated X-ray is estimated, and predetermined among the regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data. A derivation unit that obtains a correlation value that correlates with the amount of noise included in the pixel value of the determined region, estimates an incident dose based on the correlation value, and derives an average mammary dose from the estimated half-value layer and the incident dose; ,
Display means for displaying an average mammary gland dose derived by the derivation means;
Radiation imaging apparatus for breasts equipped with.
前記取得手段により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出手段と、
前記導出手段により導出された平均乳腺線量を表示する表示手段と、
を備えた***用の放射線撮影装置。 A recording medium on which an image showing a phantom is recorded by irradiating an X-ray to a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from that of the X-ray. Obtaining means for obtaining image data indicating the phantom by reading;
Based on the image data acquired by the acquisition means, the half-value layer of the irradiated X-ray is estimated, and predetermined among the regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data. A derivation unit that obtains a correlation value that correlates with the amount of noise included in the pixel value of the determined region, estimates an incident dose based on the correlation value, and derives an average mammary dose from the estimated half-value layer and the incident dose; ,
Display means for displaying an average mammary gland dose derived by the derivation means;
Radiation imaging apparatus for breasts equipped with.
請求項１又は請求項２記載の***用の放射線撮影装置。 The derivation means is predetermined from an average pixel value between two or more predetermined areas among areas corresponding to the plurality of constant transmittance areas of the image indicated by the image data acquired by the acquisition means. The breast radiographic apparatus according to claim 1, wherein the half-value layer is estimated based on the index value.
前記導出手段は、前記第１記憶手段に記憶された半価層情報に基づいて、前記求めた指標値から前記半価層を推定する
請求項３記載の***用の放射線撮影装置。 A first storage means that stores in advance half-value layer information indicating a correspondence relationship between an index value obtained from an average pixel value between the two or more predetermined regions and the half-value layer;
The radiation imaging apparatus for breasts according to claim 3, wherein the deriving unit estimates the half-value layer from the obtained index value based on the half-value layer information stored in the first storage unit.
前記導出手段は、前記第２記憶手段に記憶された入射線量情報に基づいて、前記求めた相関値から前記入射線量を推定する
請求項１〜請求項４の何れか１項記載の***用の放射線撮影装置。 For each half-value layer, further comprising a second storage means for storing incident dose information indicating the correlation between the correlation value of the predetermined region and the incident dose in advance,
The derivation means estimates the incident dose from the obtained correlation value based on the incident dose information stored in the second storage means. 5. The breast use according to any one of claims 1 to 4. Radiography equipment.
請求項１〜請求項５の何れか１項記載の***用の放射線撮影装置。 The radiographic apparatus for breast according to any one of claims 1 to 5, wherein the display means displays a warning when the average mammary gland dose derived by the deriving means is larger than a predetermined allowable amount.
請求項１〜請求項６の何れか１項記載の***用の放射線撮影装置。 The radiation imaging apparatus for breasts according to any one of claims 1 to 6, wherein the phantom is used for evaluating an image quality of a captured image.
前記読取装置により取得された画像データに基づき、照射されたＸ線の半価層を推定すると共に、当該画像データにより示される画像の前記複数の定透過率領域に対応する領域のうち、予め定められた領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて入射線量を推定し、当該推定した半価層及び入射線量から平均乳腺線量を導出する導出処理を行なう情報処理装置と、
前記情報処理装置により導出された平均乳腺線量を表示する表示装置と、
を備えた***用の放射線撮影システム。 A recording medium on which an image showing a phantom is recorded by irradiating an X-ray to a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a predetermined transmittance different from that of the X-ray. A reading device for acquiring image data indicating the phantom by reading;
Based on the image data acquired by the reading device, the half-value layer of the irradiated X-ray is estimated, and a predetermined one of regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data is determined. A derivation process for obtaining a correlation value correlating with the amount of noise included in the pixel value of the obtained region, estimating an incident dose based on the correlation value, and deriving an average mammary dose from the estimated half-value layer and the incident dose An information processing device to perform;
A display device for displaying an average mammary gland dose derived by the information processing device;
Breast radiography system with
を備えた情報処理装置。 Based on image data indicating the phantom acquired by irradiating and photographing X-rays to a phantom provided with a plurality of constant transmittance regions each having a different predetermined transmittance for X-rays, In addition to estimating the half-value layer of the irradiated X-ray, the amount of noise included in the pixel value of a predetermined region among the regions corresponding to the plurality of constant transmittance regions of the image indicated by the image data A derivation means for performing a derivation process for obtaining a correlated correlation value, estimating an incident dose based on the correlation value, and deriving an average mammary dose from the estimated half-value layer and the incident dose;
An information processing apparatus comprising:
取得された前記画像データにより示される画像の前記定透過率領域に対応する領域の画素値に含まれるノイズ量に相関する相関値を求め、当該相関値に基づいて前記入射線量を導出する、
入射線量導出方法。 Image data representing the phantom is obtained by performing imaging by irradiating the phantom provided with a constant transmittance region having a predetermined transmittance with respect to the X-ray with X-rays,
Obtaining a correlation value that correlates with a noise amount included in a pixel value of a region corresponding to the constant transmittance region of the image indicated by the acquired image data, and deriving the incident dose based on the correlation value;
Method for deriving incident dose.
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|---|---|---|---|---|
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2007
- 2007-09-28 JP JP2007256656A patent/JP2009082498A/en active Pending
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