JP2012120906A - Information processing apparatus and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、情報処理技術、具体的には、放射線発生部から放射され、検体を透過する放射線を検出部で検出して得られた値の分布に対して処理を行う技術に関する。 The present invention relates to an information processing technique, and more particularly to a technique for processing a distribution of values obtained by detecting radiation emitted from a radiation generation unit and transmitted through a specimen with a detection unit.
医療現場では、Ｘ線などを用いて人体の透過像を撮影し、その透過像を読影することで診断が行われている。 In medical practice, diagnosis is performed by taking a transmission image of a human body using X-rays and the like, and interpreting the transmission image.
このＸ線を用いた撮影によって、検体に対して異なる方向からＸ線を照射して得られる複数の画像データを合成することで、検体の断層面を任意の深さで観察することが可能ないわゆるトモシンセシス用のＸ線診断装置が提案されている。そして、このＸ線診断装置において、検出器で得られた透過像のデータを、所望の断層面に対応する仮想ＣＴ(computed tomography)検出器に投影しつつ、補間処理を適宜施すことで、仮想ＣＴ検出器の仮想ピクセルの強度値を得る技術が提案されている（例えば、特許文献１）。 It is possible to observe the tomographic plane of the specimen at an arbitrary depth by synthesizing a plurality of image data obtained by irradiating the specimen with X-rays from different directions by imaging using this X-ray. An X-ray diagnostic apparatus for so-called tomosynthesis has been proposed. In this X-ray diagnostic apparatus, the transmission image data obtained by the detector is projected onto a virtual CT (computed tomography) detector corresponding to a desired tomographic plane, and an interpolation process is appropriately performed, so that virtual processing is performed. A technique for obtaining an intensity value of a virtual pixel of a CT detector has been proposed (for example, Patent Document 1).
しかしながら、特許文献１の技術のように、平面的な検出器に対して斜めの方向からＸ線を照射する撮影（斜入撮影）では、１フレームの画像の撮影範囲に対応する検出器の領域（Ｘ線検出領域）内の位置によって、Ｘ線を発生させる装置（例えばＸ線管）からの距離が大きく異なる。そして、透過像の濃度は検出器で受光されたＸ線の線量に反比例するため、Ｘ線検出領域内の位置によって、到達するＸ線の線量が変わってしまい、画像上の濃度ムラを生じさせてしまう。 However, as in the technique of Patent Document 1, in imaging (oblique imaging) in which X-rays are irradiated to a planar detector from an oblique direction, the detector region corresponding to the imaging range of one frame image The distance from an apparatus (for example, an X-ray tube) that generates X-rays varies greatly depending on the position in the (X-ray detection region). Since the density of the transmitted image is inversely proportional to the X-ray dose received by the detector, the X-ray dose that arrives changes depending on the position in the X-ray detection region, causing density unevenness on the image. End up.
本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、濃度ムラが抑制された高画質の透過像を取得することができる技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a technique capable of acquiring a high-quality transmission image in which density unevenness is suppressed.
上記の課題を解決するために、請求項１の発明は、放射線発生部から放射され、検体を透過する放射線を検出部で検出して得られた値分布に対して処理を行う情報処理装置であって、前記値分布を取得する値分布取得手段と、前記値分布のうち、放射線が透過する度合いが既知である所定のチャート部に対応する値の分布に応じて、前記値分布を補正する補正手段とを備えることを特徴とする。 In order to solve the above-mentioned problem, the invention of claim 1 is an information processing apparatus that performs processing on a value distribution obtained by detecting, with a detection unit, radiation emitted from a radiation generation unit and transmitted through a specimen. Then, the value distribution is acquired according to the value distribution acquisition means for acquiring the value distribution, and the value distribution corresponding to a predetermined chart portion having a known degree of transmission of radiation among the value distribution. And a correcting means.
また、請求項２の発明は、情報処理装置に含まれるコンピュータによって実行されることにより、前記情報処理装置を、請求項１に記載の情報処理装置として機能させるプログラムである。 The invention of claim 2 is a program for causing the information processing apparatus to function as the information processing apparatus according to claim 1 by being executed by a computer included in the information processing apparatus.
請求項１に記載の発明によれば、値分布のうち、放射線の透過の度合いが既知であるチャート部に対応する値の分布に応じて、値分布が補正されるため、値分布に対応する放射線の検出時における検出部への放射線の到達状況に応じて、値分布が補正されることとなり、濃度ムラが抑制された高画質の透過像を取得することができる。 According to the first aspect of the present invention, the value distribution is corrected according to the distribution of values corresponding to the chart portion having a known degree of radiation transmission among the value distributions, and thus corresponds to the value distribution. The value distribution is corrected according to the arrival state of the radiation at the detection unit at the time of detecting the radiation, and a high-quality transmission image in which density unevenness is suppressed can be acquired.
また、請求項２に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明と同様な効果を得ることができる。 Further, according to the invention described in claim 2, the same effect as that of the invention described in claim 1 can be obtained.
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
＜撮像システムの概略構成＞
図１は、本発明の実施形態に係る撮影システム１の概略構成を示す図である。この撮影システム１では、放射線（典型的には、Ｘ線）を用いて、検体１２０を透過する放射線（透過放射線）の分布を検出し、画素値の分布（透過像）を得て、この透過像を用いた各種画像処理が可能となっている。
<Schematic configuration of imaging system>
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an imaging system 1 according to an embodiment of the present invention. In this imaging system 1, radiation (typically, X-rays) is used to detect the distribution of radiation (transmission radiation) that passes through the specimen 120 to obtain a distribution of pixel values (transmission image). Various image processing using an image is possible.
撮影システム１は、撮影装置１００と撮影制御処理装置２００とを備えて構成されている。なお、ここでは、撮影対象である検体１２０が、検査を受ける者（被検査者）の身体であるものとし、図中の楕円はこの被検査者の身体を模式的に示している。 The photographing system 1 includes a photographing device 100 and a photographing control processing device 200. Here, it is assumed that the specimen 120 to be imaged is the body of a person to be examined (inspected person), and an ellipse in the drawing schematically shows the body of the inspected person.
撮影装置１００は、主に発生部１０１、ガイド部１０２、載置部１０４、連結部１０５、および検出部１０８を備えている。 The imaging apparatus 100 mainly includes a generation unit 101, a guide unit 102, a placement unit 104, a connection unit 105, and a detection unit 108.
発生部１０１は、電磁波の一種である放射線を発生させて放射する。ここでは、発生部１０１が、Ｘ線を発生させて放射するものとする。 The generation unit 101 generates and emits radiation that is a type of electromagnetic wave. Here, it is assumed that the generation unit 101 generates and emits X-rays.
ガイド部１０２は、略弧状に延設され、発生部１０１の位置および姿勢を変更可能とする。具体的には、発生部１０１は、ガイド部１０２に対して延設方向に沿って移動自在に結合されており、撮影制御処理装置２００からの制御に応じて、ガイド部１０２上を延設方向に沿って移動する。 The guide part 102 is extended in a substantially arc shape, and makes it possible to change the position and posture of the generation part 101. Specifically, the generating unit 101 is coupled to the guide unit 102 so as to be movable along the extending direction, and extends on the guide unit 102 in accordance with control from the imaging control processing device 200. Move along.
載置部１０４は、検体１２０が静置される。この載置部１０４は、連結部１０５によってガイド部１０２に接続された発生部１０１に対して予め定められた相対的配置条件を満足するように配置されており、発生部１０１から照射されるＸ線の照射範囲内で検体１２０が載置される。より詳細には、載置部１０４は、連結部１０５によって、ガイド部１０２が規定する円弧の焦点が位置する側で予め定められた位置に固定されている。なお、載置部１０４は、Ｘ線の吸収が少ないことによってＸ線を実質的に透過する材質で形成されており、Ｘ線に対する減弱係数（吸収係数）は既知である。そして、この載置部１０４上に検体１２０が静置された状態で、発生部１０１がガイド部１０２に沿って適宜移動されつつ、Ｘ線が放射されることで、検体１２０に対して所望の方向からＸ線が照射される。 On the mounting unit 104, the specimen 120 is left stationary. The placement unit 104 is arranged so as to satisfy a predetermined relative arrangement condition with respect to the generation unit 101 connected to the guide unit 102 by the coupling unit 105, and X irradiated from the generation unit 101. The specimen 120 is placed within the irradiation range of the line. More specifically, the mounting portion 104 is fixed by the connecting portion 105 at a predetermined position on the side where the focal point of the arc defined by the guide portion 102 is located. The mounting portion 104 is made of a material that substantially transmits X-rays due to low X-ray absorption, and the attenuation coefficient (absorption coefficient) for X-rays is known. Then, the X-ray is emitted while the generation unit 101 is appropriately moved along the guide unit 102 in a state in which the sample 120 is stationary on the mounting unit 104, so that a desired value can be applied to the sample 120. X-rays are emitted from the direction.
検出部１０８は、発生部１０１から照射され、載置部１０４に載置された検体１２０および載置部１０４を透過した放射線（ここではＸ線）を検出する。この検出部１０８では、例えば、検体１２０を透過したＸ線、および検体１２０の周辺の空間を通過したＸ線の双方を検出する。また、検出部１０８のうち、発生部１０１側の面、すなわちＸ線を検出する面（検出面）１０８ｓは、例えば、矩形状の外形を有し、Ｘ線を検出する多数のセンサが２次元的（例えば格子状）に配列された略平面状の面を形成している。よって、検出部１０８により、発生部１０１から放射された放射線のうち、検体１２０と載置部１０４とを透過した放射線が検出され、放射線の検出値の分布（ここでは、格子状の２次元分布）が得られる。 The detection unit 108 detects radiation (here, X-rays) irradiated from the generation unit 101 and transmitted through the sample 120 placed on the placement unit 104 and the placement unit 104. For example, the detection unit 108 detects both X-rays that have passed through the specimen 120 and X-rays that have passed through the space around the specimen 120. Of the detection unit 108, a surface on the generation unit 101 side, that is, a surface (detection surface) 108s for detecting X-rays has, for example, a rectangular outer shape, and a number of sensors for detecting X-rays are two-dimensional. A substantially planar surface arranged in a target (for example, a lattice shape) is formed. Therefore, of the radiation radiated from the generation unit 101, the radiation transmitted through the specimen 120 and the placement unit 104 is detected by the detection unit 108, and the distribution of radiation detection values (here, a grid-like two-dimensional distribution) ) Is obtained.
ここで、発生部１０１、ガイド部１０２、載置部１０４、および検出部１０８は以下のような位置関係を満足している。すなわち、ガイド部１０２上のいずれの位置に発生部１０１が移動しても、発生部１０１から照射されるＸ線の照射範囲は載置部１０４を略全体にわたってカバーしており、かつガイド部１０２上のいずれの位置から照射されるＸ線であっても検出部１０８によって検出される。 Here, the generation unit 101, the guide unit 102, the placement unit 104, and the detection unit 108 satisfy the following positional relationship. That is, regardless of the position on the guide unit 102, the X-ray irradiation range irradiated from the generation unit 101 covers the entire mounting unit 104 regardless of the position of the generation unit 101, and the guide unit 102. X-rays irradiated from any position above are detected by the detection unit 108.
なお、図１においては、ガイド部１０２が略弧状に形成され、発生部１０１が、該弧の中心点へ向かう方向にＸ線を放射しているが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、ガイド部１０２が略直線状に延設され、ガイド部１０２上のいずれの位置に発生部１０１が移動しても、ガイド部１０２の延設方向に対して略垂直方向にＸ線を放射するようにしても良い。いずれの場合も、検体１２０の所定の側（図１では上側）に対して複数の方向から放射線が順次に照射されて放射線の検出値の分布（以下「放射線検出値分布」とも称する）が得られる。 In FIG. 1, the guide portion 102 is formed in a substantially arc shape, and the generation portion 101 emits X-rays in a direction toward the center point of the arc. However, the present invention is not limited to this. Absent. For example, the guide portion 102 extends substantially linearly, and X-rays are emitted in a direction substantially perpendicular to the extending direction of the guide portion 102 regardless of the position where the generating portion 101 moves on the guide portion 102. You may make it do. In either case, radiation is sequentially irradiated from a plurality of directions to a predetermined side (upper side in FIG. 1) of the specimen 120, and a distribution of radiation detection values (hereinafter also referred to as “radiation detection value distribution”) is obtained. It is done.
一方、撮影制御処理装置２００は、一般的なパーソナルコンピュータ（パソコン）と同様な構成を有し、主に、制御部２１０、表示部２２０、操作部２３０、および記憶部２４０を備えている。 On the other hand, the imaging control processing device 200 has a configuration similar to that of a general personal computer (personal computer), and mainly includes a control unit 210, a display unit 220, an operation unit 230, and a storage unit 240.
制御部２１０は、ＣＰＵ２１０ａ、ＲＡＭ２１０ｂ、およびＲＯＭ２１０ｃを有し、撮影システム１の動作を統括制御する。この制御部２１０は、記憶部２４０に格納されるプログラムＰＧを読み込んで実行することで、各種機能や動作を実現する。 The control unit 210 includes a CPU 210a, a RAM 210b, and a ROM 210c, and performs overall control of the operation of the photographing system 1. The control unit 210 implements various functions and operations by reading and executing the program PG stored in the storage unit 240.
表示部２２０は、例えば、液晶ディスプレイなどを備えて構成され、制御部２１０の制御下で、各種画像が可視的に出力される。例えば、撮影装置１００による撮影で得られた透過像などが可視的に出力される。 The display unit 220 includes, for example, a liquid crystal display, and various images are visibly output under the control of the control unit 210. For example, a transmission image obtained by photographing with the photographing apparatus 100 is visually output.
より詳細には、平面的な画像（平面画像）や特定の方向から見た立体的な画像（立体画像）が可視的に出力される。具体的には、ＲＡＭ２１０ｂなどに記憶された透過像のデータ（透過像データ）によって表現される平面画像の他、画像生成部２１６（後述）によって生成された立体画像データによって表現される立体画像、およびその他の各種画像情報や数値情報や文字情報が表示される。なお、以下、特定の方向から見た立体画像を２次元画像として表示することを「立体画像の表示」と称する。 More specifically, a planar image (planar image) or a stereoscopic image (stereoscopic image) viewed from a specific direction is visually output. Specifically, in addition to a planar image expressed by transmission image data (transmission image data) stored in the RAM 210b or the like, a stereoscopic image expressed by stereoscopic image data generated by an image generation unit 216 (described later), Various other image information, numerical information, and character information are displayed. Hereinafter, displaying a stereoscopic image viewed from a specific direction as a two-dimensional image is referred to as “displaying a stereoscopic image”.
操作部２３０は、キーボードやマウスなどを備えて構成され、ユーザによる各種入力を受け付けて、制御部２１０に入力に応じた信号を送出する。 The operation unit 230 includes a keyboard, a mouse, and the like, receives various inputs from the user, and sends a signal corresponding to the input to the control unit 210.
記憶部２４０は、ハードディスクなどを備えて構成され、例えば、撮影システム１の各種動作を制御するためのプログラムＰＧや各種データなどを格納する。 The storage unit 240 is configured with a hard disk or the like, and stores, for example, a program PG for controlling various operations of the photographing system 1 and various data.
＜制御部における機能構成＞
図２は、制御部２１０でプログラムＰＧが実行されることで実現される機能構成を例示する図である。
<Functional configuration in control unit>
FIG. 2 is a diagram illustrating a functional configuration realized by executing the program PG in the control unit 210.
図２で示すように、制御部２１０は、撮影制御部２１１、検出値取得部２１２、値変換部２１３、条件取得部２１４、補正部２１５、および画像生成部２１６を機能として備える。 As shown in FIG. 2, the control unit 210 includes an imaging control unit 211, a detection value acquisition unit 212, a value conversion unit 213, a condition acquisition unit 214, a correction unit 215, and an image generation unit 216 as functions.
撮影制御部２１１は、撮影装置１００の動作を制御する。例えば、撮影制御部２１１は、発生部１０１のガイド部１０２上での位置を制御することで、発生部１０１およびガイド部１０２に対する載置部１０４、すなわち検体１２０の位置関係を制御し、これによって発生部１０１と載置部１０４との空間的な関係が相対的に変化する。このとき、発生部１０１と検出部１０８との距離、および発生部１０１と検出部１０８との角度関係とが適宜変更される。 The imaging control unit 211 controls the operation of the imaging device 100. For example, the imaging control unit 211 controls the positional relationship of the mounting unit 104, that is, the sample 120 with respect to the generation unit 101 and the guide unit 102 by controlling the position of the generation unit 101 on the guide unit 102, thereby The spatial relationship between the generation unit 101 and the placement unit 104 changes relatively. At this time, the distance between the generation unit 101 and the detection unit 108 and the angular relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108 are appropriately changed.
なお、ここで言う「角度関係」は、発生部１０１から放射される放射線の中心線、すなわち放射線の進行方向と、検出部１０８のうち多数のセンサが配列された面（検出面）１０８ｓとの成す角度の関係を含む意味で使用されている。 Note that the “angular relationship” here refers to the center line of the radiation emitted from the generation unit 101, that is, the traveling direction of the radiation, and the surface (detection surface) 108s on which a number of sensors are arranged in the detection unit 108. It is used to include the relationship between the angles formed.
検出値取得部２１２は、検出部１０８で検出された放射線の検出値の分布を受け付けて取得する。ここでは、検出面１０８ｓに２次元的に配置されるセンサで検出された検出値の分布、すなわち２次元的な検出値の分布（検出値の２次元分布）が取得される。なお、検出値取得部２１２で取得された検出値の分布は、ＲＡＭ２１０ｂまたは記憶部２４０に一時的に記憶される。 The detection value acquisition unit 212 receives and acquires the distribution of the detection values of the radiation detected by the detection unit 108. Here, a distribution of detection values detected by a sensor arranged two-dimensionally on the detection surface 108s, that is, a two-dimensional distribution of detection values (a two-dimensional distribution of detection values) is acquired. Note that the distribution of detection values acquired by the detection value acquisition unit 212 is temporarily stored in the RAM 210b or the storage unit 240.
値変換部２１３は、検出値取得部２１２で取得された検出値の分布を、可視的な画像に対応する画素値の分布（以下「画素値分布」とも称する）、すなわち画像データに変換する。例えば、相対的に大きなＸ線の検出値が、低輝度（低い階調）の画素値に変換され、相対的に小さなＸ線の検出値が、高輝度（高い階調）の画素値に変換される。ここで得られた画像データ（透過像データ、「透過像」とも略称する）は、画素値の２次元的な分布（画素値の２次元分布）であり、ＲＡＭ２１０ｂまたは記憶部２４０に一時的に記憶される。なお、本明細書では、「放射線検出値分布」や「画素値分布」などの各種値の分布を適宜「値分布」と総称する。 The value conversion unit 213 converts the distribution of detection values acquired by the detection value acquisition unit 212 into a distribution of pixel values corresponding to a visible image (hereinafter also referred to as “pixel value distribution”), that is, image data. For example, a relatively large X-ray detection value is converted into a low luminance (low gradation) pixel value, and a relatively small X-ray detection value is converted into a high luminance (high gradation) pixel value. Is done. The obtained image data (transmission image data, also abbreviated as “transmission image”) is a two-dimensional distribution of pixel values (two-dimensional distribution of pixel values), and is temporarily stored in the RAM 210b or the storage unit 240. Remembered. In the present specification, distributions of various values such as “radiation detection value distribution” and “pixel value distribution” are collectively referred to as “value distribution” as appropriate.
条件取得部２１４は、発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係を示す情報を取得する。 The condition acquisition unit 214 acquires information indicating the distance and angle relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108.
ここで、「距離を示す情報」については、例えば、検出部１０８の検出面１０８ｓ上の座標と、発生部１０１の焦点（例えば、Ｘ線管の焦点）の座標（以下「焦点座標」とも称する）とを示す情報から得られる。検出面１０８ｓ上の座標については、例えば、２次元的に配列される各センサごとに予め設定しておけば良く、焦点座標については、ガイド部１０２上での発生部１０１の位置によって一義的に決まるように設定されていれば、撮影制御部２１１による制御により、焦点座標を示す情報が一義的に得られる。 Here, the “information indicating distance” is, for example, the coordinates on the detection surface 108 s of the detection unit 108 and the coordinates of the focal point (for example, the focal point of the X-ray tube) of the generation unit 101 (hereinafter also referred to as “focus coordinates”). ). For example, the coordinates on the detection surface 108s may be set in advance for each sensor arranged two-dimensionally, and the focal coordinates are uniquely determined by the position of the generating unit 101 on the guide unit 102. If set so as to be determined, information indicating the focal point coordinates is uniquely obtained by the control by the imaging control unit 211.
また、「角度関係を示す情報」については、例えば、発生部１０１からの放射線の放射方向（進行方向）が、検出面１０８ｓに対して成す角度を示すものであり、例えば、ガイド部１０２上での発生部１０１の位置によって一義的に決まるように設定されていれば、撮影制御部２１１による制御により、角度関係を示す情報が一義的に得られる。 The “information indicating the angle relationship” indicates, for example, the angle formed by the radiation direction (traveling direction) of the radiation from the generation unit 101 with respect to the detection surface 108s. If it is set so as to be uniquely determined by the position of the generating unit 101, information indicating the angular relationship is uniquely obtained by the control by the imaging control unit 211.
補正部２１５は、条件取得部２１４によって取得された距離および角度関係を示す情報に応じて、透過像、すなわち画素値の分布を補正する。補正部２１５において補正処理を行う必要性、および補正部２１５における補正処理の原理については後述する。 The correction unit 215 corrects the transmission image, that is, the distribution of pixel values, according to the information indicating the distance and angle relationship acquired by the condition acquisition unit 214. The necessity of performing the correction process in the correction unit 215 and the principle of the correction process in the correction unit 215 will be described later.
画像生成部２１６は、補正部２１５において補正処理が施された透過像を用いて、各種画像（例えば、断層面の画像）を生成する。 The image generation unit 216 generates various images (for example, an image of a tomographic plane) using the transmission image that has been subjected to the correction processing in the correction unit 215.
例えば、ガイド部１０２に沿って発生部１０１の位置を異ならせて、複数の画素値の分布、すなわち複数の透過像が得られた場合、画像生成部２１６は、複数の透過像と、各透過像に係る放射線を検出したときの発生部１０１の照射位置とに基づいて、検体１２０の断層面を示す画像（断層面画像）のデータを生成する。また、画像生成部２１６は、この断層面画像のデータに基づいて、３次元的な構造を有する検体１２０の立体的な画像（立体画像）のデータを生成する。 For example, when a plurality of pixel value distributions, that is, a plurality of transmission images, are obtained by changing the position of the generation unit 101 along the guide unit 102, the image generation unit 216 includes a plurality of transmission images and each transmission image. Based on the irradiation position of the generation unit 101 when the radiation related to the image is detected, data of an image (tomographic plane image) indicating the tomographic plane of the specimen 120 is generated. Further, the image generation unit 216 generates data of a stereoscopic image (stereoscopic image) of the specimen 120 having a three-dimensional structure based on the data of the tomographic plane image.
具体的には、例えば、画像生成部２１６は、一時的にデータを保持するＲＡＭ２１０ｂと連携して、透過像のデータを適宜ＲＡＭ２１０ｂに一時的に記憶させながら断層面画像のデータを生成する。さらに、この断層面画像のデータを適宜ＲＡＭ２１０ｂに一時的に記憶させながら立体画像（立体画像）のデータを生成する。なお、断層面画像のデータの生成方法については後述する。 Specifically, for example, the image generation unit 216 generates tomographic image data while temporarily storing transmission image data in the RAM 210b as appropriate in cooperation with the RAM 210b that temporarily stores data. Further, the data of the tomographic plane image is generated as appropriate while temporarily storing the data of the tomographic plane image in the RAM 210b. A method for generating tomographic image data will be described later.
＜補正処理を行う必要性＞
図３は、検体１２０を撮影する際の発生部１０１と検出部１０８と検体１２０とに着目した図である。図３では、発生部１０１の焦点Ｆｐが黒丸で示され、発生部１０１から検体１２０へ照射される放射線の外縁が一点鎖線で示され、発生部１０１から検体１２０へ照射される放射線の中心線（中心軸）Ｌｃが破線で示されている。なお、ここでは、発生部１０１から放射される放射線の外縁は、中心軸Ｌｃに対して所定角度αを成しているものとする。また、図３および図３以降の図では、方位関係を明確化するために、相互に直交するＸＹＺの３軸が適宜付されている。
<Necessity to perform correction processing>
FIG. 3 is a diagram focusing on the generation unit 101, the detection unit 108, and the sample 120 when imaging the sample 120. In FIG. 3, the focal point Fp of the generation unit 101 is indicated by a black circle, the outer edge of the radiation irradiated from the generation unit 101 to the sample 120 is indicated by a one-dot chain line, and the center line of the radiation irradiated from the generation unit 101 to the sample 120 (Center axis) Lc is indicated by a broken line. Here, it is assumed that the outer edge of the radiation radiated from the generation unit 101 forms a predetermined angle α with respect to the central axis Lc. Further, in FIG. 3 and the drawings after FIG. 3, three axes XYZ orthogonal to each other are appropriately attached in order to clarify the azimuth relation.
図３(ａ)では、発生部１０１から検体１２０へ照射される放射線の進行方向、すなわち中心軸Ｌｃが、検出面１０８ｓに対して略直角を成す状態が示されている。換言すれば、検出面１０８ｓに対して正対する発生部１０１から放射線が照射されて、検出部１０８が放射線を検出することで検出値の分布が得られる撮影が行われる状態が示されている。以下、図３(ａ)で示すような状態での撮影を「正対撮影」とも称する。 FIG. 3A shows a state in which the traveling direction of the radiation irradiated from the generation unit 101 to the specimen 120, that is, the central axis Lc is substantially perpendicular to the detection surface 108s. In other words, a state is shown in which imaging is performed in which radiation is emitted from the generation unit 101 facing the detection surface 108s and the detection unit 108 detects radiation to obtain a distribution of detection values. Hereinafter, photographing in the state shown in FIG. 3A is also referred to as “facing photographing”.
一方、図３(ｂ)では、発生部１０１から検体１２０に対する放射線の照射方向、すなわち放射線の進行方向が、検出面１０８ｓの法線に対して傾けられた状態が示されている。このように、検出面１０８ｓに対して斜めの方向から放射線が照射されて、検出部１０８が放射線を検出することで検出値の分布が得られる撮影を、以下「斜入撮影」とも称する。 On the other hand, FIG. 3B shows a state in which the radiation direction from the generation unit 101 to the specimen 120, that is, the radiation traveling direction is tilted with respect to the normal line of the detection surface 108s. The imaging in which the detection surface 108s is irradiated with radiation from an oblique direction and the detection unit 108 detects the radiation to obtain the distribution of detection values is also referred to as “oblique imaging” hereinafter.
ここで、上述したように、検出面１０８ｓに到達する放射線の線量（以下「到達放射線量」とも称する）は、発生部１０１から検出面１０８ｓまでの距離に反比例する。このため、検出面１０８ｓに対して放射線が照射される角度（照射角度）に応じて、検出面１０８ｓの位置によって発生部１０１までの距離が大きく変化し、到達放射線量も変化する。そして、図３(ｂ)で示すような斜入撮影では、図３(ａ)で示すような正対撮影と比較して、発生部１０１から検出面１０８ｓに到達する放射線の量の分布が大きく異なる。 Here, as described above, the dose of radiation reaching the detection surface 108s (hereinafter also referred to as “arrival radiation dose”) is inversely proportional to the distance from the generation unit 101 to the detection surface 108s. For this reason, according to the angle (irradiation angle) with which the detection surface 108s is irradiated with radiation, the distance to the generation unit 101 varies greatly depending on the position of the detection surface 108s, and the amount of radiation reached also changes. In the oblique imaging as shown in FIG. 3 (b), the distribution of the amount of radiation reaching the detection surface 108s from the generation unit 101 is larger than in the direct imaging as shown in FIG. 3 (a). Different.
具体的には、図３(ｂ)で示すような斜入撮影では、図中の右方である程、発生部１０１、すなわち焦点Ｆｐと検出面１０８ｓとの距離が相対的に短くなり、到達放射線量が増大する。一方、図中の左方である程、発生部１０１、すなわち焦点Ｆｐと検出面１０８ｓとの距離が相対的に長くなり、到達放射線量が減少する。つまり、斜入撮影では、１フレームの画像の撮影範囲に対応する検出面１０８ｓの領域（Ｘ線検出領域）内の位置によって、発生部１０１すなわち焦点Ｆｐからの距離の差が大きく生じ、到達放射線量のムラが生じてしまう。このため、このままでは、透過像の濃度ムラを招いてしまう。 Specifically, in the oblique shooting as shown in FIG. 3B, the distance between the generation unit 101, that is, the focal point Fp and the detection surface 108s becomes relatively shorter as it is to the right in the drawing. Radiation dose increases. On the other hand, the farther to the left in the figure, the distance between the generating unit 101, that is, the focal point Fp and the detection surface 108s becomes relatively longer, and the amount of radiation reached decreases. In other words, in the oblique imaging, a difference in distance from the generation unit 101, that is, the focal point Fp, is greatly generated depending on the position in the area (X-ray detection area) of the detection surface 108s corresponding to the imaging range of one frame image. The amount of unevenness will occur. For this reason, in this state, the density unevenness of the transmitted image is caused.
そこで、本実施形態に係る撮影システム１は、補正部２１５により、発生部１０１から検出面１０８ｓまでの距離に反比例する到達放射線量の影響が抑制されるように、画素値の分布を補正し、透過像における濃度ムラの発生が抑制されるように構成されている。 Therefore, in the imaging system 1 according to the present embodiment, the correction unit 215 corrects the distribution of pixel values so that the influence of the amount of radiation that reaches inversely proportional to the distance from the generation unit 101 to the detection surface 108s is suppressed, The configuration is such that the occurrence of density unevenness in the transmission image is suppressed.
＜補正処理の原理＞
図４および図５は、補正部２１５における補正処理の原理を説明するための図である。
<Principle of correction processing>
4 and 5 are diagrams for explaining the principle of correction processing in the correction unit 215. FIG.
この補正処理では、図４で示すように、検出面１０８ｓと中心軸Ｌｃとの交点Ｃｐを支点として、検出面１０８ｓと中心軸Ｌｃとが直交するように、仮想的に検出部１０８を回転させた仮想検出部１０８ａが設定される。つまり、発生部１０１と仮想検出部１０８ａとの位置関係および角度関係が図３(ａ)で示した正対撮影と同様なものに設定される。そして、透過像、すなわち２次元的な画像（２次元画像）を構成する複数の画素値からなる画素値の分布が、画素ごと（すなわち画素値ごと）に補正されることで、仮に仮想検出部１０８ａで放射線が検出されたならば得られるであろう透過像が生成される。 In this correction processing, as shown in FIG. 4, the detection unit 108 is virtually rotated so that the detection surface 108s and the central axis Lc are orthogonal to each other with the intersection Cp between the detection surface 108s and the central axis Lc as a fulcrum. The virtual detection unit 108a is set. That is, the positional relationship and the angular relationship between the generation unit 101 and the virtual detection unit 108a are set to be the same as those in the directly-facing shooting shown in FIG. Then, by correcting the distribution of pixel values composed of a plurality of pixel values constituting a transmission image, that is, a two-dimensional image (two-dimensional image), for each pixel (that is, for each pixel value), a virtual detection unit is assumed. A transmission image is generated that would be obtained if radiation was detected at 108a.
このような補正処理により、斜入撮影によって得られた画素値の分布、すなわち透過像は、正対撮影によって得られた画素値の分布、すなわち透過像と同様に、濃度ムラの発生が抑制されたものとなる。 By such correction processing, the distribution of pixel values obtained by oblique photographing, that is, a transmission image, is suppressed from occurrence of density unevenness, similarly to the distribution of pixel values obtained by facing photographing, that is, the transmission image. It will be.
ここで、図５を参照しつつ、検出面１０８ｓ上の注目点Ｐｏに配置されるセンサで放射線が検出されて得られる画素値を補正することで、仮想検出部１０８ａの検出面（仮想検出面）１０８ｓａ上の対応する注目点（対応注目点）Ｐに配置されるセンサで放射線が検出されたならば得られるであろう画素値を算出する具体例を挙げて説明する。 Here, referring to FIG. 5, the detection value (virtual detection surface) of the virtual detection unit 108a is corrected by correcting the pixel value obtained by detecting the radiation with the sensor arranged at the point of interest Po on the detection surface 108s. ) A specific example of calculating a pixel value that will be obtained if radiation is detected by a sensor arranged at a corresponding attention point (corresponding attention point) P on 108sa will be described.
発生部１０１の焦点Ｆｐから仮想検出面１０８ｓａまでの距離をＬ、その延長線上にある検出面１０８ｓまでの距離をＬｏ、仮想検出面１０８ｓａに対する放射線の照射角度をθ、検出面１０８ｓに対する放射線の照射角度をθｏとすると、下記（式１）により、注目点Ｐｏで検出された放射線に基づいて得られた画素値ＶＰｏが、対応注目点Ｐに係る画素値ＶＰに変換される。 The distance from the focal point Fp of the generation unit 101 to the virtual detection surface 108sa is L, the distance to the detection surface 108s on the extension line is Lo, the radiation irradiation angle to the virtual detection surface 108sa is θ, and the radiation irradiation to the detection surface 108s is performed. When the angle is θo, the pixel value VPo obtained based on the radiation detected at the point of interest Po is converted into the pixel value VP related to the corresponding point of interest P according to the following (formula 1).
この変換処理では、（式１）の右辺のうち、画素値ＶＰｏの前に記載された係数が補正係数として、画素値ＶＰｏに対して乗ぜられる。このように補正係数が乗ぜられることで、発生部１０１から検出面１０８ｓまでの距離に反比例する到達放射線量の変化の影響が抑制される。 In this conversion process, the coefficient described before the pixel value VPo in the right side of (Equation 1) is multiplied by the pixel value VPo as a correction coefficient. By multiplying the correction coefficient in this way, the influence of the change in the amount of radiation reached that is inversely proportional to the distance from the generation unit 101 to the detection surface 108s is suppressed.
そして、このような画素値の変換処理が、値変換部２１３で得られた画素値の分布の全画素値に対して施されることで、１フレーム分の画素値の分布に対する補正部２１５における補正処理が完了する。 Then, such a pixel value conversion process is performed on all pixel values of the pixel value distribution obtained by the value conversion unit 213, whereby the correction unit 215 for the distribution of pixel values for one frame is used. The correction process is completed.
なお、このような補正処理により、１フレームの透過像を構成する全画素の画素値が、仮想検出面１０８ｓａで検出されるべき放射線の検出値に対応するものとなる。しかしながら、補正処理後の透過像の画素配列は、仮想検出面１０８ｓａに対応するものではなく、検出面１０８ｓに対応するものであり、本補正処理は、あくまでも、到達放射線量の変化の影響を抑制するものである。よって、厳密に言えば、仮想検出面１０８ｓａの位置で放射線量を検出して得られる透過像を仮想的に取得するためには、画素間の間隔を適宜補正することで、仮想検出面１０８ｓａに対応する透過像の画素配列に合わせる必要性がある。 Note that, by such correction processing, the pixel values of all the pixels constituting the transmission image of one frame correspond to the detection values of the radiation to be detected by the virtual detection surface 108sa. However, the pixel array of the transmission image after the correction processing does not correspond to the virtual detection surface 108sa but corresponds to the detection surface 108s, and this correction processing only suppresses the influence of the change in the amount of radiation that arrives. To do. Therefore, strictly speaking, in order to virtually acquire a transmission image obtained by detecting the radiation dose at the position of the virtual detection surface 108sa, the interval between the pixels is appropriately corrected, and the virtual detection surface 108sa is thereby corrected. There is a need to match the pixel arrangement of the corresponding transmission image.
＜補正処理に係る動作フロー＞
図６は、撮影システム１における補正処理に係る動作フローを示すフローチャートである。本動作フローは、制御部２１０がプログラムＰＧを実行することで実現される。なお、本動作フローは、撮影動作が開始されるタイミングで開始される。
<Operation flow related to correction processing>
FIG. 6 is a flowchart showing an operation flow related to the correction processing in the imaging system 1. This operation flow is realized by the control unit 210 executing the program PG. This operation flow starts at the timing when the shooting operation starts.
まず、ステップＳ１では、発生部１０１から検体１２０に対して放射線が照射され、検出部１０８によって放射線が検出される撮影処理が行われる。このとき、撮影制御部２１１により、ガイド部１０２に対する発生部１０１の相対的な位置、すなわち検出部１０８に対する発生部１０１の相対的な位置および角度が制御される。 First, in step S <b> 1, an imaging process is performed in which radiation is emitted from the generation unit 101 to the specimen 120 and the detection unit 108 detects the radiation. At this time, the photographing control unit 211 controls the relative position of the generation unit 101 with respect to the guide unit 102, that is, the relative position and angle of the generation unit 101 with respect to the detection unit 108.
ステップＳ２では、検出値取得部２１２により、ステップＳ１で検出部１０８の各センサによって検出された放射線量の検出値に基づき、検出値の２次元分布が取得される。 In step S2, the detection value acquisition unit 212 acquires a two-dimensional distribution of detection values based on the radiation dose detection values detected by the sensors of the detection unit 108 in step S1.
ステップＳ３では、値変換部２１３により、ステップＳ２で得られた検出値の２次元分布が、画素値の２次元分布に変換されることで、透過像が生成される。 In step S3, the value conversion unit 213 converts the two-dimensional distribution of detection values obtained in step S2 into a two-dimensional distribution of pixel values, thereby generating a transmission image.
ステップＳ４では、条件取得部２１４により、ステップＳ１における撮影処理時の撮影条件を示す情報が取得される。なお、撮影条件を示す情報には、発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係を示す情報が含まれる。 In step S4, the condition acquisition unit 214 acquires information indicating the shooting conditions during the shooting process in step S1. Note that the information indicating the imaging condition includes information indicating the distance and angle relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108.
ステップＳ５では、透過像の画素を指定するためのカウントｉが初期値の１に設定される。なお、カウントｉは、透過像の画素配列の各画素のアドレスに対応する値となっている。 In step S5, the count i for designating the pixels of the transmission image is set to an initial value of 1. The count i is a value corresponding to the address of each pixel in the pixel array of the transmission image.
ステップＳ６では、ステップＳ３で生成された透過像、すなわち画素値の２次元分布のうち、ステップＳ５で設定されたカウントｉに応じた画素のアドレスが指定される。 In step S6, an address of a pixel corresponding to the count i set in step S5 is designated from the transmission image generated in step S3, that is, the two-dimensional distribution of pixel values.
ステップＳ７では、補正部２１５によって、ステップＳ４で取得された撮影条件に基づき補正係数が算出される。この補正係数は、上記（式１）の右辺のうちの画素値ＶＰｏの前に記載された係数であり、図５を示して説明したように、ステップＳ６で指定された画素について、発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係を示す情報に応じて算出される。 In step S7, the correction coefficient is calculated by the correction unit 215 based on the shooting conditions acquired in step S4. This correction coefficient is a coefficient described before the pixel value VPo on the right side of the above (Expression 1), and as described with reference to FIG. 5, the generation unit 101 for the pixel specified in step S6. Is calculated according to information indicating a distance and an angle relationship between the detection unit 108 and the detection unit 108.
ステップＳ８では、補正部２１５によって、ステップＳ７で算出された補正係数が上記（式１）に適用されて、ステップＳ６で指定された画素の画素値が補正される。このとき、画素値ＶＰｏが画素値ＶＰへと変換される。 In step S8, the correction unit 215 applies the correction coefficient calculated in step S7 to the above (Equation 1) to correct the pixel value of the pixel specified in step S6. At this time, the pixel value VPo is converted into the pixel value VP.
ステップＳ９では、ステップＳ３で生成された透過像の全画素のアドレスが指定されたか否か判定される。ここでは、全画素のアドレスが指定されていなければ、ステップＳ１０において、カウントｉが１だけ加算されて、ステップＳ６に戻り、次の画素値の補正が行われる（ステップＳ６〜Ｓ８）。一方、全画素のアドレスが指定されていれば、全画素の画素値の補正が完了しているため、本動作フローが終了される。 In step S9, it is determined whether the addresses of all the pixels of the transmission image generated in step S3 have been designated. Here, if the addresses of all the pixels are not designated, the count i is incremented by 1 in step S10, the process returns to step S6, and the next pixel value is corrected (steps S6 to S8). On the other hand, if the addresses of all the pixels are designated, the correction of the pixel values of all the pixels has been completed, and this operation flow is ended.
なお、ガイド部１０２に沿って発生部１０１の位置が異ならされた状態、すなわち発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係をそれぞれ異ならせた状態で、検出部１０８により、放射線が検出されることでそれぞれ複数の検出値の分布が取得され、複数の画素値の分布、すなわち複数の透過像が時間順次に得られる場合には、順次に得られる各透過像に対して、上記補正処理が時間順次に行われる。 Note that radiation is detected by the detection unit 108 in a state where the position of the generation unit 101 is varied along the guide unit 102, that is, in a state where the distance and the angular relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108 are different. When a plurality of distributions of detection values are acquired and a plurality of pixel value distributions, that is, a plurality of transmission images are obtained in time sequence, the correction processing is performed on each transmission image obtained sequentially. Are performed in time sequence.
＜断層面画像データの生成原理＞
上述したように、ガイド部１０２に沿って発生部１０１の位置が異ならされ、複数の画素値の分布、すなわち複数の透過像が時間順次に得られる場合には、例えば、画像生成部２１６により、検体１２０の断層面画像のデータ（断層面画像データ）が適宜生成される。
<Generation principle of tomographic image data>
As described above, when the position of the generation unit 101 is different along the guide unit 102 and a plurality of pixel value distributions, that is, a plurality of transmission images are obtained in time sequence, the image generation unit 216, for example, Data of the tomographic plane image of the specimen 120 (tomographic plane image data) is appropriately generated.
ここで、画像生成部２１６における断層面画像データの生成原理、すなわちトモシンセシスの原理について説明する。 Here, the generation principle of tomographic plane image data in the image generation unit 216, that is, the principle of tomosynthesis will be described.
図７および図８は、トモシンセシスの原理を示す模式図である。 7 and 8 are schematic diagrams showing the principle of tomosynthesis.
トモシンセシスでは、検体１２０に対して、検体１２０を透過する放射線、具体的にはＸ線を、検体１２０の一方向の側の異なる角度から照射して、複数の透過像データを得て、それらを合成することによって断層面の画像を得る。ここでは、例えば、図７で示すように、検体１２０の内部構造（具体的には人体組織や病変部など）を模式的に示すものとして星形要素（☆）１２１と丸形要素（○）１２２とが検出面１０８ｓに対して垂直方向に並んでいる場合を例にとって説明する。 In tomosynthesis, the specimen 120 is irradiated with radiation that passes through the specimen 120, specifically, X-rays from different angles on one side of the specimen 120 to obtain a plurality of transmission image data. An image of the tomographic plane is obtained by combining. Here, for example, as shown in FIG. 7, a star element (☆) 121 and a round element (◯) are schematically shown as the internal structure of the specimen 120 (specifically, a human body tissue, a lesioned part, etc.). An example will be described in which 122 is aligned in a direction perpendicular to the detection surface 108s.
図７で示すように、放射線が異なる角度から検体１２０に対して照射されることで複数の透過像のデータが得られる。こうして得られる複数の透過像のデータで表現される透過像４１〜４３では、検出面１０８ｓからの距離（高さ）に応じて各要素の画像位置が異なる。この性質を利用しつつ、複数の画像を合成する公知の手法を用いて任意の断層面画像データが生成される。なお、トモシンセシスにおいて複数の画像を合成する公知の手法としては、シフト加算法がある。 As shown in FIG. 7, a plurality of transmission image data are obtained by irradiating the specimen 120 with radiation from different angles. In the transmission images 41 to 43 expressed by the data of a plurality of transmission images obtained in this way, the image positions of the respective elements differ depending on the distance (height) from the detection surface 108s. Arbitrary tomographic plane image data is generated using a known method of combining a plurality of images while utilizing this property. A known method for synthesizing a plurality of images in tomosynthesis is a shift addition method.
シフト加算法では、複数の透過像４１〜４３と、各透過像４１〜４３に対応する放射線を検出したとき（すなわち撮影処理時）の発生部１０１の位置（ｘ，ｙ，ｚ）とに基づいて、各透過像４１〜４３の相対位置を順次にシフトさせながら各透過像が順次に加算される処理が行われる。 In the shift addition method, based on a plurality of transmission images 41 to 43 and the position (x, y, z) of the generation unit 101 when radiation corresponding to each of the transmission images 41 to 43 is detected (that is, during imaging processing). Thus, a process of sequentially adding the transmitted images while sequentially shifting the relative positions of the transmitted images 41 to 43 is performed.
例えば、図８(ａ)で示すように、各透過像４１〜４３ではぼんやりと写っている星形要素１２１が強調された画像５１が得られ、図８(ｂ)で示すように、各透過像４１〜４３ではぼんやりと写っている丸形要素１２２が強調された画像５２が得られる。ここで、画像５１は、検体１２０の内部構造のうち星形要素１２１が存在する高さの横断面が強調された断層面画像であり、画像５２は、検体１２０の内部構造のうち丸形要素１２２が存在する高さの横断面が強調された断層面画像である。 For example, as shown in FIG. 8 (a), an image 51 in which the star-shaped elements 121 that are blurred are obtained in each of the transmission images 41 to 43 is obtained, and as shown in FIG. In the images 41 to 43, an image 52 is obtained in which the round element 122 that is faintly reflected is emphasized. Here, the image 51 is a tomographic plane image in which the cross section at a height where the star-shaped element 121 exists in the internal structure of the specimen 120 is emphasized, and the image 52 is a round element in the internal structure of the specimen 120. It is a tomographic plane image in which the cross section of the height where 122 exists is emphasized.
ここでは説明を簡単にするために、３つの透過像４１〜４３が加算合成されることによって画像５１，５２が生成される例を示したが、実際には更に多くの透過像が取得され、多数の透過像が合成されることになる。 Here, in order to simplify the explanation, an example in which the images 51 and 52 are generated by adding and synthesizing the three transmission images 41 to 43 is shown. However, in reality, more transmission images are acquired, A large number of transmission images are combined.
なお、透過像の合成においては、必ずしもシフト加算法が用いられる必要はなく、フィルタ補正逆投影法（Filtered Back Projection Method；ＦＢＰＭ）などが用いられても良い。 Note that, in the synthesis of transmission images, the shift addition method is not necessarily used, and a filtered back projection method (FBPM) or the like may be used.
以上のように、本発明の実施形態に係る撮影システム１では、放射線の検出値の分布を得た際の発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係に応じて、画素値の分布が補正される。このため、画素値の分布に対応する放射線の検出時における検出部１０８への放射線の到達状況に応じて、画素値の分布が補正されることとなり、濃度ムラが抑制された高画質の透過像が取得される。 As described above, in the imaging system 1 according to the embodiment of the present invention, the distribution of pixel values varies depending on the distance and angular relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108 when the distribution of the detection values of radiation is obtained. It is corrected. For this reason, the distribution of pixel values is corrected according to the arrival state of the radiation to the detection unit 108 at the time of detection of the radiation corresponding to the distribution of pixel values, and a high-quality transmission image in which density unevenness is suppressed. Is acquired.
また、複数の画素値の分布について、各画素値の分布に対応する検出値の分布が得られた際の撮影条件に応じて各画素値の分布が補正される。このため、複数の画素値の分布を用いて生成される断層面画像などといった各種画像の画質が向上する。 In addition, with regard to the distribution of the plurality of pixel values, the distribution of the pixel values is corrected according to the shooting conditions when the distribution of the detection values corresponding to the distribution of the pixel values is obtained. For this reason, the image quality of various images such as a tomographic plane image generated using a distribution of a plurality of pixel values is improved.
＜変形例＞
以上、この発明の実施形態について説明したが、この発明は上記説明した内容のものに限定されるものではない。
<Modification>
As mentioned above, although embodiment of this invention was described, this invention is not limited to the thing of the content demonstrated above.
◎例えば、上記実施形態では、透過像を構成する画素ごとに画素値の変換処理が施されることで、画素値の分布が補正される補正処理が行われたが、これに限られない。例えば、ノイズを抑制するための処理（ノイズ抑制処理）が透過像に対して施される場合には、このノイズ抑制処理の度合いが、発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係に応じて変更されることで、画素値の分布が処理されても良い。このノイズ抑制処理としては、例えば、いわゆるガウシアンフィルタを用いたフィルタ処理や、いわゆる平均化フィルタを用いたフィルタ処理などが挙げられる。 For example, in the above embodiment, the correction process for correcting the distribution of the pixel values is performed by performing the pixel value conversion process for each pixel constituting the transmission image. However, the present invention is not limited to this. For example, when processing for suppressing noise (noise suppression processing) is performed on a transmission image, the degree of this noise suppression processing depends on the distance and angular relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108. Thus, the pixel value distribution may be processed. Examples of the noise suppression process include a filter process using a so-called Gaussian filter and a filter process using a so-called averaging filter.
ここで、一例として、ガウシアンフィルタを用いたノイズ抑制処理において、ノイズ抑制処理の度合いを変更する原理について説明する。なお、ここでは、上記図４および図５の符号を用いて説明する。 Here, as an example, the principle of changing the degree of noise suppression processing in noise suppression processing using a Gaussian filter will be described. Here, description will be made using the reference numerals in FIGS. 4 and 5 described above.
上述したように、斜入撮影を行う場合には、発生部１０１と検出面１０８ｓとの距離が比較的遠い部分が発生し、このような部分では、到達放射線量が低下する傾向にあるため、透過像の対応する領域にノイズ（例えば、若干輝度の高い状態）が発生する。すなわち、濃度ムラが生じる。 As described above, when oblique imaging is performed, a portion where the distance between the generation unit 101 and the detection surface 108s is relatively far occurs, and in such a portion, the amount of radiation reached tends to decrease. Noise (for example, a slightly high brightness state) occurs in a corresponding region of the transmission image. That is, density unevenness occurs.
そこで、透過像のうちノイズが発生し易い領域では、よりノイズを抑制する方向にノイズ抑制処理が施されれば、濃度ムラが抑制される。 Therefore, in a region where noise is likely to occur in the transmission image, density unevenness is suppressed if noise suppression processing is performed in a direction to further suppress noise.
ここで、ガウシアンフィルタを用いたノイズ抑制処理では、ガウシアンフィルタの分散値σが比較的大きければ、ノイズ抑制処理の度合いが大きく、ノイズの抑制効果が大きい。一方、分散値σが比較的小さければ、ノイズ抑制処理の度合いが小さく、ノイズの抑制効果も小さく限定される。よって、ノイズの発生し易さに応じて、ガウシアンフィルタの分散値σが適宜変更されることでノイズ抑制処理の度合いが変更されれば良い。 Here, in the noise suppression processing using the Gaussian filter, if the variance value σ of the Gaussian filter is relatively large, the degree of the noise suppression processing is large and the noise suppression effect is large. On the other hand, if the variance value σ is relatively small, the degree of noise suppression processing is small, and the noise suppression effect is limited to be small. Therefore, the degree of noise suppression processing may be changed by appropriately changing the variance value σ of the Gaussian filter according to the ease of occurrence of noise.
到達放射線量は、発生部１０１から検出面１０８ｓまでの距離に反比例するため、透過像のうちノイズが発生し易い領域は、発生部１０１と検出部１０８との距離および角度関係によって一義的に決まる。この特徴を利用して、透過像のうち、検出面１０８ｓ上の注目点Ｐｏに配置されるセンサに対応する画素が、ノイズ抑制処理が掛けられる対象（処理対象画素）、すなわちフィルタの中心画素である場合には、ガウシアンフィルタの分散値σは、下記（式２）により表される。 Since the amount of radiation reached is inversely proportional to the distance from the generation unit 101 to the detection surface 108 s, the region where noise is likely to occur in the transmitted image is uniquely determined by the distance and angular relationship between the generation unit 101 and the detection unit 108. . Using this feature, the pixel corresponding to the sensor arranged at the point of interest Po on the detection surface 108s in the transmission image is a target to be subjected to noise suppression processing (processing target pixel), that is, the center pixel of the filter. In some cases, the variance value σ of the Gaussian filter is expressed by the following (Equation 2).
但し、上記（式２）のｋは、分散値σに変換するための係数である。 However, k in the above (Equation 2) is a coefficient for conversion to the variance value σ.
このガウシアンフィルタの分散値σでは、上記（式２）の右辺のうち、ｋの後に記載された係数が、上記（式１）の補正係数と同じ値を示す。 In the variance value σ of the Gaussian filter, the coefficient described after k in the right side of (Expression 2) indicates the same value as the correction coefficient of (Expression 1).
このように、発生部１０１から検出面１０８ｓの各センサまでの距離に応じた分散値σが適用されたガウシアンフィルタによって、ノイズ抑制処理が施されることで、発生部１０１から検出面１０８ｓまでの距離に反比例する到達放射線量の変化の影響が抑制される。 As described above, the noise suppression processing is performed by the Gaussian filter to which the variance value σ according to the distance from the generation unit 101 to each sensor of the detection surface 108s is applied, so that the generation unit 101 to the detection surface 108s can be processed. The influence of changes in the amount of radiation reached that is inversely proportional to the distance is suppressed.
そして、このようなノイズ抑制処理が、値変換部２１３で得られた画素値の分布の全画素を順次処理対象画素として透過像の全面に対して施されることで、１フレーム分の画素値の分布に対する補正部２１５の補正処理が完了する。 Then, such noise suppression processing is sequentially performed on the entire surface of the transmission image with all pixels in the distribution of pixel values obtained by the value conversion unit 213 as processing target pixels, so that pixel values for one frame are obtained. The correction processing of the correction unit 215 for the distribution of is completed.
図９は、ガウシアンフィルタを用いた補正処理に係る動作フローを示すフローチャートである。 FIG. 9 is a flowchart showing an operation flow relating to correction processing using a Gaussian filter.
ステップＳＴ１〜ＳＴ５では、図６のステップＳ１〜Ｓ５と同様な処理が行われる。 In steps ST1 to ST5, processing similar to that in steps S1 to S5 in FIG. 6 is performed.
ステップＳＴ６では、ステップＳＴ３で生成された透過像、すなわち画素値の２次元分布のうち、ステップＳＴ５で設定されたカウントｉに応じた画素のアドレスが、フィルタ処理の処理対象画素として指定される。 In step ST6, the address of the pixel corresponding to the count i set in step ST5 in the transmission image generated in step ST3, that is, the two-dimensional distribution of pixel values, is designated as the processing target pixel of the filter process.
ステップＳＴ７では、補正部２１５により、ステップＳＴ４で取得された撮影条件に基づきガウシアンフィルタの分散値σが算出される。 In step ST7, the correction unit 215 calculates the variance value σ of the Gaussian filter based on the imaging condition acquired in step ST4.
ステップＳＴ８では、補正部２１５により、ステップＳＴ７で算出された分散値σが適用されたガウシアンフィルタを用いたフィルタ処理が、ステップＳＴ６で指定された処理対象画素を中心として施される。すなわち、ガウシアンフィルタによるノイズ抑制処理が行われる。 In step ST8, the correction unit 215 performs filter processing using the Gaussian filter to which the variance value σ calculated in step ST7 is applied, centering on the processing target pixel specified in step ST6. That is, noise suppression processing by a Gaussian filter is performed.
ステップＳＴ９，ＳＴ１０では、図６のステップＳ９，Ｓ１０と同様な処理が行われる。 In steps ST9 and ST10, processing similar to that in steps S9 and S10 in FIG. 6 is performed.
なお、平均化フィルタを用いたフィルタ処理によって補正処理を行う場合には、例えば、上記（式１）の補正係数をフィルタのサイズを規定するパラメータとして、発生部１０１から検出面１０８ｓの各センサまでの距離に応じてフィルタのサイズを大きくする方法などが挙げられる。 When correction processing is performed by filter processing using an averaging filter, for example, from the generation unit 101 to each sensor on the detection surface 108s, using the correction coefficient of (Equation 1) as a parameter that defines the size of the filter. And a method of increasing the size of the filter in accordance with the distance.
このように、ノイズ抑制処理時に、検出値の分布を得た際の条件に応じた画素値の分布の補正がなされることで、演算量の増加を抑制しつつ、濃度ムラが抑制された高画質の透過像が取得される。但し、上記実施形態のように、放射線の検出値の分布を得た際の条件に応じて、透過像を構成する各画素の画素値が補正される方が、濃度ムラがより高精度に抑制され、最終的に取得される透過像の画質がより向上する。 As described above, during the noise suppression processing, the pixel value distribution is corrected according to the condition when the distribution of the detection values is obtained, thereby suppressing the increase in the calculation amount and suppressing the density unevenness. A transmission image of image quality is acquired. However, as in the above embodiment, density unevenness is more accurately suppressed when the pixel value of each pixel constituting the transmission image is corrected according to the conditions when the distribution of the detection values of radiation is obtained. Thus, the quality of the finally obtained transmission image is further improved.
◎また、上記実施形態では、トモシンセシス用の複数の透過像が取得され、トモシンセシスによる断層面画像が生成されたが、これに限られない。例えば、図１０で示すように、検出部１０８および仮想検出部１０８ａで検出される各透過像を、仮想的に設定したＣＴの撮影法に対応する検出部１０８ａ１〜１０８ａ３で得られるであろう透過像（以下「仮想ＣＴ撮影像」とも称する）に変換し、この仮想ＣＴ撮影像を公知のＣＴの再構成方法を用いて、断層面画像を生成するようにしても良い。このような構成により、例えば、ＣＴで撮影した画像と等価な画像を得ることができ、再構成によって検体１２０の断層面の画像を高精度に生成することが可能となる。 In the above embodiment, a plurality of transmission images for tomosynthesis are acquired and a tomographic image by tomosynthesis is generated. However, the present invention is not limited to this. For example, as shown in FIG. 10, each transmission image detected by the detection unit 108 and the virtual detection unit 108a may be obtained by the detection units 108a1 to 108a3 corresponding to the virtually set CT imaging method. The image may be converted into an image (hereinafter also referred to as a “virtual CT image”), and a tomographic image may be generated by using this virtual CT image using a known CT reconstruction method. With such a configuration, for example, an image equivalent to an image captured by CT can be obtained, and an image of the tomographic plane of the specimen 120 can be generated with high accuracy by reconstruction.
◎また、上記実施形態では、到達放射線量のばらつきが、発生部１０１と検出面１０８ｓとの距離および角度から推定されて、補正処理が行われたが、これに限られない。例えば、放射線を透過する度合い（例えば透過率）が既知の素材からなる所定のチャート部を検出面１０８ｓ上に配置しておき、検出値の分布または透過像における画素値の分布において所定のチャート部に対応する値の分布を検出し、チャート部に係る値の分布に応じて、補正処理が行われても良い。 In the embodiment described above, the variation in the amount of radiation reached is estimated from the distance and angle between the generation unit 101 and the detection surface 108s, and the correction process is performed. However, the present invention is not limited to this. For example, a predetermined chart portion made of a material with a known degree of transmission of radiation (for example, transmittance) is arranged on the detection surface 108s, and the predetermined chart portion is distributed in the distribution of detected values or the distribution of pixel values in a transmission image. The distribution of the value corresponding to 1 may be detected, and the correction process may be performed according to the distribution of the value related to the chart portion.
ここで、チャート部を用いた補正処理の原理について説明する。 Here, the principle of the correction process using the chart portion will be described.
図１１および図１２は、チャート部ＣＨの配置例を示す図である。図１１および図１２では、検体１２０を撮影する際の発生部１０１、検出部１０８、検体１２０、およびチャート部ＣＨに着目した図であり、図１１は側方から見た模式図、図１２は上方から見た模式図である。なお、図１１および図１２では、チャート部には砂地ハッチングが付されている。 11 and 12 are diagrams illustrating an example of arrangement of the chart part CH. 11 and 12 are diagrams focusing on the generation unit 101, the detection unit 108, the sample 120, and the chart unit CH when imaging the sample 120. FIG. 11 is a schematic view seen from the side, and FIG. It is the schematic diagram seen from the top. In FIGS. 11 and 12, the chart portion is sanded.
図１１および図１２で示すように、チャート部ＣＨは、検出面１０８ｓ上であって、検出面１０８ｓの比較的縁部に近く、検体１２０を透過する放射線が通過しない位置に配置される。そして、このチャート部ＣＨは、検出部１０８に対して発生部１０１の位置が相対的に大きく変更される方向（ここではＸ方向）に沿って、検出面１０８ｓ上を横断するように延設される。つまり、チャート部ＣＨは、撮影範囲の端部近傍に、撮影範囲の端部に沿って延設される。そして、例えば、チャート部ＣＨは、延設方向に沿って厚み（図中Ｙ方向の厚み）も一定に設定される。 As shown in FIGS. 11 and 12, the chart portion CH is disposed on the detection surface 108s, relatively close to the edge of the detection surface 108s, and at a position where radiation that passes through the specimen 120 does not pass. And this chart part CH is extended so that it may cross | intersect on 108 s of detection surfaces along the direction (here X direction) where the position of the generation | occurrence | production part 101 is changed largely relatively with respect to the detection part 108. The That is, the chart portion CH is extended along the end of the shooting range in the vicinity of the end of the shooting range. For example, the thickness of the chart portion CH along the extending direction (the thickness in the Y direction in the figure) is also set to be constant.
図１３は、図１１および図１２で示した状態で発生部１０１から放射線を検体１２０に対して照射することで、得られる透過像Ｇを示すイメージ図である。なお、図１３では、実際よりも、濃度ムラが強調されて示されており、検体１２０に対応する画像領域Ｐ１２０に砂地ハッチングが付されている。 FIG. 13 is an image diagram illustrating a transmission image G obtained by irradiating the specimen 120 with radiation from the generation unit 101 in the state illustrated in FIGS. 11 and 12. In FIG. 13, density unevenness is emphasized more than actually, and sandy hatching is added to the image region P120 corresponding to the specimen 120.
図１１および図１２で示した状態で撮影が行われると、図中の左方である程、発生部１０１と検出面１０８ｓとの距離が相対的に長くなり、到達放射線量が減少し、図中の右方である程、発生部１０１と検出面１０８ｓとの距離が相対的に短くなり、到達放射線量が増加する。このため、図１３で示すように、透過像Ｇでは、チャート部ＣＨを透過する放射線に対応する画素値の分布（以下「パターン」とも称する）Ｐｃｈにおいては、右方から左方にかけて、徐々に輝度が高くなる傾向を示す。 When imaging is performed in the state shown in FIG. 11 and FIG. 12, the distance between the generation unit 101 and the detection surface 108s becomes relatively longer as it is to the left in the figure, and the amount of radiation reached decreases. The farther to the right, the shorter the distance between the generation unit 101 and the detection surface 108s, and the more the amount of radiation reaches. Therefore, as shown in FIG. 13, in the transmission image G, in the distribution of pixel values (hereinafter also referred to as “pattern”) Pch corresponding to the radiation transmitted through the chart portion CH, gradually from the right to the left. It shows a tendency for brightness to increase.
このパターンＰｃｈにおける輝度のばらつきは、発生部１０１と検出面１０８ｓとの距離の変動による到達放射線量のばらつきに起因したものである。そこで、このチャート部ＣＨに係るパターンＰｃｈ、すなわち画素値の分布が均一となるように、透過像Ｇに対して補正処理が施されることで、透過像の濃度ムラが抑制される。 The variation in luminance in the pattern Pch is caused by the variation in the amount of radiation reached due to the variation in the distance between the generation unit 101 and the detection surface 108s. Therefore, the density unevenness of the transmission image is suppressed by performing the correction process on the transmission image G so that the pattern Pch relating to the chart portion CH, that is, the distribution of pixel values is uniform.
ここでは、例えば、チャート部ＣＨに係るパターンＰｃｈが、その平均値となるように、均一化され、透過像Ｇの全体としては、同じＸ座標上に配列されたセンサに対応する画素に係る画素値に対して、同じ補正係数が掛けられる。 Here, for example, the pattern Pch related to the chart portion CH is uniformized so as to have an average value thereof, and the transmission image G as a whole is a pixel related to pixels corresponding to sensors arranged on the same X coordinate. The value is multiplied by the same correction factor.
図１４は、チャート部ＣＨを用いた補正処理に係る動作フローを示すフローチャートである。 FIG. 14 is a flowchart showing an operation flow related to the correction processing using the chart part CH.
ステップＳＰ１〜ＳＰ３では、図６のステップＳ１〜Ｓ３と同様な処理が行われる。 In steps SP1 to SP3, processing similar to that in steps S1 to S3 in FIG. 6 is performed.
ステップＳＰ４では、条件取得部２１４により、ステップＳＰ３で取得された透過像から、チャート部ＣＨに対応するパターンＰｃｈが、撮影条件として認識される。 In step SP4, the condition acquisition unit 214 recognizes the pattern Pch corresponding to the chart portion CH as the imaging condition from the transmission image acquired in step SP3.
ステップＳＰ５，ＳＰ６では、図６のステップＳ５，Ｓ６と同様な処理が行われる。 In steps SP5 and SP6, processing similar to that in steps S5 and S6 in FIG. 6 is performed.
ステップＳＰ７では、補正部２１５により、ステップＳＰ４で認識されたパターンＰｃｈに基づき、補正係数が設定される。例えば、チャート部ＣＨに係るパターンＰｃｈが、その平均値となるような補正係数が算出され、同じＸ座標のセンサに係る画素値については、同じ補正係数が設定される。 In step SP7, the correction coefficient is set by the correction unit 215 based on the pattern Pch recognized in step SP4. For example, a correction coefficient is calculated such that the pattern Pch related to the chart portion CH has an average value, and the same correction coefficient is set for pixel values related to sensors having the same X coordinate.
ステップＳＰ８では、補正部２１５により、ステップＳＰ７で設定された補正係数に基づき、ステップＳＰ６で指定された処理対象画素の画素値が補正される。例えば、画素値に対して補正係数が乗ぜられる。 In step SP8, the correction unit 215 corrects the pixel value of the processing target pixel specified in step SP6 based on the correction coefficient set in step SP7. For example, the pixel value is multiplied by a correction coefficient.
ステップＳＰ９，ＳＰ１０では、図６のステップＳ９，Ｓ１０と同様な処理が行われる。 In steps SP9 and SP10, processing similar to that in steps S9 and S10 in FIG. 6 is performed.
このように、画素値の分布のうち、放射線の透過の度合いが既知であるチャート部ＣＨに対応する画素値の分布に応じて、画素値の分布が補正されると、画素値の分布に対応する放射線の検出時における検出部１０８への放射線の到達状況に応じて、画素値の分布が補正されることとなり、濃度ムラが抑制された高画質の透過像が取得される。 As described above, when the distribution of pixel values is corrected according to the distribution of pixel values corresponding to the chart part CH in which the degree of radiation transmission is known, the distribution of pixel values corresponds to the distribution of pixel values. The distribution of the pixel values is corrected according to the arrival state of the radiation at the detection unit 108 when detecting the radiation to be acquired, and a high-quality transmission image in which density unevenness is suppressed is acquired.
なお、上記説明では、チャート部ＣＨが、撮影範囲の端部近傍であって、撮影範囲の端部に沿って延設されたが、これに限られず、例えば、チャート部ＣＨが、撮影範囲の端部近傍であって、撮影範囲の端部に沿った一部に設けられ、チャート部ＣＨに係る画素値のパターンから、仮想的にチャート部ＣＨが撮影範囲の端部に沿って延設されていれば得られたであろう画素値のパターンをいわゆる内挿の演算によって算出するようにしても良い。 In the above description, the chart portion CH is near the end of the shooting range and extends along the end of the shooting range. However, the present invention is not limited to this. Near the end and provided in a part along the end of the shooting range, the chart portion CH is virtually extended along the end of the shooting range from the pixel value pattern related to the chart portion CH. The pixel value pattern that would have been obtained may be calculated by so-called interpolation calculation.
◎また、上記実施形態、および上記変形例では、画素値の分布が補正されたが、これに限られない。例えば、同様な原理で、画素値の分布に変換される前の放射線の検出値の分布が補正されても、上記実施形態と同様な効果が得られる。 In the above embodiment and the above modification, the pixel value distribution is corrected, but the present invention is not limited to this. For example, even if the distribution of the detection values of radiation before being converted into the distribution of pixel values is corrected by the same principle, the same effect as in the above embodiment can be obtained.
◎また、上記実施形態では、図４で示すように、検出面１０８ｓと中心軸Ｌｃとの交点Ｃｐを支点として、検出面１０８ｓと中心軸Ｌｃとが直交するように、仮想的に検出部１０８を回転させた仮想検出部１０８ａが設定された。しかしながら、仮想検出部１０８ａの設定位置はこの位置に限られず、発生部１０１と仮想検出部１０８ａとの位置関係および角度関係が正対撮影が行われる状態に設定されるようなものであれば、発生部１０１と仮想検出部１０８ａとの離隔距離が他の異なる距離であっても良い。つまり、発生部１０１の焦点Ｆｐから放射線の中心軸Ｌｃと検出部１０８との交点Ｃｐまでの距離が、発生部１０１と仮想検出面１０８ｓａとの距離とされる必要性はなく、発生部１０１と仮想検出面１０８ｓａとの距離が、他の異なる距離に設定されても良い。 In the above embodiment, as shown in FIG. 4, the detection unit 108 is virtually configured so that the detection surface 108s and the central axis Lc are orthogonal to each other with an intersection Cp between the detection surface 108s and the central axis Lc as a fulcrum. The virtual detection unit 108a that is rotated is set. However, the setting position of the virtual detection unit 108a is not limited to this position, and if the positional relationship and the angular relationship between the generation unit 101 and the virtual detection unit 108a are set to a state in which direct shooting is performed, The separation distance between the generation unit 101 and the virtual detection unit 108a may be another different distance. That is, the distance from the focal point Fp of the generation unit 101 to the intersection Cp between the central axis Lc of the radiation and the detection unit 108 is not necessarily the distance between the generation unit 101 and the virtual detection surface 108sa. The distance from the virtual detection surface 108sa may be set to another different distance.
１ 撮影システム
１００ 撮影装置
１０１ 発生部
１０８ 検出部
１０８ｓ 検出面
１２０ 検体
２００ 撮影制御処理装置
２１０ 制御部
２１１ 撮影制御部
２１２ 検出値取得部
２１３ 値変換部
２１４ 条件取得部
２１５ 補正部
ＣＨ チャート部
ＰＧ プログラム
Ｐｃｈ パターン
ＶＰ，ＶＰｏ 画素値
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 imaging | photography system 100 imaging | photography apparatus 101 generation | occurrence | production part 108 detection part 108s detection surface 120 sample 200 imaging | photography control processing apparatus 210 control part 211 imaging | photography control part 212 detection value acquisition part 213 value conversion part 214 condition acquisition part 215 correction | amendment part CH chart part PG program Pch pattern VP, VPo Pixel value
Claims (2)
前記値分布を取得する値分布取得手段と、
前記値分布のうち、放射線が透過する度合いが既知である所定のチャート部に対応する値の分布に応じて、前記値分布を補正する補正手段と、
を備えることを特徴とする情報処理装置。 An information processing apparatus that performs processing on a value distribution obtained by detecting, with a detection unit, radiation emitted from a radiation generation unit and transmitted through a specimen,
Value distribution acquisition means for acquiring the value distribution;
Correction means for correcting the value distribution according to a distribution of values corresponding to a predetermined chart part whose degree of transmission of radiation is known among the value distributions;
An information processing apparatus comprising:
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