JP4980769B2

JP4980769B2 - Radiation imaging apparatus and method

Info

Publication number: JP4980769B2
Application number: JP2007086653A
Authority: JP
Inventors: 英之山田; 孝夫桑原
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2007-03-29
Filing date: 2007-03-29
Publication date: 2012-07-18
Anticipated expiration: 2027-03-29
Also published as: JP2008237835A

Description

本発明は、放射線を用いて被検体を撮像することにより、医療診断に用いられる医用画像を生成する放射線撮像装置及び放射線撮像方法に関する。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging method for generating a medical image used for medical diagnosis by imaging a subject using radiation.

従来より、放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等）を用いた撮像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。一方、近年においては、ＣＲ（computed radiography）、Ｘ線ＣＴ、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。 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 has become 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. On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as CR (computed radiography), X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of a diagnostic information processing system in a hospital has been promoted. I am trying to do.

近年において、放射線撮像装置においては、被検体を透過したＸ線を２次元領域における複数の検出ポイントにおいて検出することによりＸ線画像を撮影する放射線検出デバイスを備えたフラットパネル検出器（ＦＰＤ）が用いられている。通常、フラットパネル検出器の検出エリアは、複数のサブエリアに分割されており、複数のサブエリア毎に読み取り回路が設けられている。しかしながら、放射線検出デバイスの感度や読み取り回路の増幅特性がそれぞれ異なっているので、隣接する２つのサブエリア間において画像の輝度に段差が生じてしまう。 In recent years, in a radiation imaging apparatus, a flat panel detector (FPD) including a radiation detection device that captures an X-ray image by detecting X-rays transmitted through a subject at a plurality of detection points in a two-dimensional region is provided. It is used. Usually, the detection area of the flat panel detector is divided into a plurality of subareas, and a reading circuit is provided for each of the plurality of subareas. However, since the sensitivity of the radiation detection device and the amplification characteristic of the reading circuit are different from each other, a step is generated in the luminance of the image between two adjacent subareas.

関連する技術として、特許文献１には、複数のサブエリアからなる画像を形成する装置が開示されている。この装置は、画像データを生成するための複数のセンサ要素を含む検出器と、画像のサブエリアに関連する読み取りユニットと、隣接するサブエリアの連接画像エリアからの画像データを評価して補正データを生成するように配される分析ユニットと、補正データによって不正な画像データを補正するように配される補正ユニットとを含んでいる。 As a related technique, Patent Document 1 discloses an apparatus for forming an image composed of a plurality of sub areas. The apparatus evaluates image data from a detector including a plurality of sensor elements for generating image data, a reading unit associated with a sub-area of the image, and a contiguous image area of an adjacent sub-area and corrects the correction data. An analysis unit arranged to generate the image data and a correction unit arranged to correct illegal image data by the correction data.

特許文献１の装置によれば、読み取りユニット毎の増幅特性を分析するためにサブエリア毎にヒストグラムが求められ、これに基づいて補正量が算出されるので、ユーザの介入を要することなく、非線形増幅態様の補正が可能となる。従って、この装置によれば、サブエリア内において均一な変動に起因する輝度の段差を補正することができる。しかしながら、サブエリア内において不均一な変動に起因する輝度の段差は、サブエリアの境界位置によって異なるというローカリティを有しているので、サブエリア内において均一な補正を行っても、輝度の段差を解消することはできない。
特開２００１−１９７３１３号公報（第１−２頁、図２） According to the apparatus of Patent Document 1, a histogram is obtained for each subarea in order to analyze amplification characteristics for each reading unit, and a correction amount is calculated based on the histogram. The amplification mode can be corrected. Therefore, according to this apparatus, it is possible to correct a luminance level difference caused by a uniform variation in the sub-area. However, since there is a locality that the luminance step due to non-uniform fluctuation in the sub-area varies depending on the boundary position of the sub-area, the luminance step is not affected even if uniform correction is performed in the sub-area. It cannot be resolved.
JP 2001-197313 A (page 1-2, FIG. 2)

そこで、上記の点に鑑み、本発明は、複数のサブエリアに分割された検出エリアを有するフラットパネル検出器を用いる放射線撮像装置において、サブエリア内において不均一な変動に起因する輝度の段差を補正することを目的とする。 Therefore, in view of the above points, the present invention provides a luminance step caused by non-uniform variation in a sub area in a radiation imaging apparatus using a flat panel detector having a detection area divided into a plurality of sub areas. The purpose is to correct.

上記課題を解決するため、本発明の１つの観点に係る放射線撮像装置は、放射線を発生する放射線発生部と、複数のサブエリアに分割された検出エリアに配置され、放射線の照射線量に応じた電荷を蓄積する検出素子、及び、複数のサブエリア毎に設けられ、それぞれのサブエリアにおける検出素子に蓄積された電荷に関する情報を読み取る複数の読み取り回路を有し、放射線発生部によって発生され被検体を透過して検出エリアに入射した放射線を検出して検出信号を出力する放射線検出器と、放射線検出器から出力される検出信号において複数のサブエリアの境界で発生する段差を、複数のサブエリアにおける複数の特定のラインから得られる検出信号に基づいて補正する段差補正手段であって、該検出信号に基づいて段差量データを算出し、該段差量データに対して高周波を取り除くためのフィルタ処理を施し、フィルタ処理が施された段差量データに基づいて補正量を求める段差補正手段とを具備する。 In order to solve the above-described problem, a radiation imaging apparatus according to one aspect of the present invention is disposed in a radiation generation unit that generates radiation and a detection area divided into a plurality of sub-areas, and corresponds to the radiation dose. A detection element that accumulates charges and a plurality of reading circuits that are provided for each of the plurality of sub-areas and read information relating to charges accumulated in the detection elements in the respective sub-areas, and are generated by the radiation generator and the subject by detecting the transmitted through incident on the detection area radiation and outputs a detection signal and the radiation detector, and have contact to the detection signal output from the radiation detector a step occurring at the boundary of a plurality of sub-areas, a plurality of a step correction means for correcting, based on the detection signal obtained from a plurality of particular line in the sub area, calculate the level difference data based on the detection signal And performs filter processing for removing high frequency with respect to the stepped amount data, and a step correcting means for obtaining a correction amount based on the step amount data filtering process is performed.

また、本発明の１つの観点に係る放射線撮像方法は、複数のサブエリアに分割された検出エリアに配置され、放射線の照射線量に応じた電荷を蓄積する検出素子、及び、複数のサブエリア毎に設けられ、それぞれのサブエリアにおける検出素子に蓄積された電荷に関する情報を読み取る複数の読み取り回路を有する放射線検出器を用いて、被検体を透過して検出エリアに入射した放射線を検出することにより撮像を行う放射線撮像方法であって、複数のサブエリアにおける複数の特定のラインから得られる検出信号に基づいて、段差量データを算出するステップ（ａ）と、ステップ（ａ）において算出された段差量データに対して、高周波を取り除くためのフィルタ処理を施すステップ（ｂ）と、ステップ（ｂ）においてフィルタ処理が施された段差量データに基づいて、複数のサブエリアにおける補正量を求めるステップ（ｃ）と、ステップ（ｃ）において求められた補正量に基づいて、放射線検出器から出力される検出信号における複数のサブエリアの境界で発生する段差を補正するステップ（ｄ）とを具備する。
In addition, a radiation imaging method according to one aspect of the present invention includes a detection element that is arranged in a detection area divided into a plurality of subareas and accumulates charges according to the radiation dose, and each subarea. By detecting radiation that has passed through the subject and entered the detection area using a radiation detector that has a plurality of reading circuits that read information relating to charges accumulated in the detection elements in the respective sub-areas. A radiation imaging method for performing imaging, wherein step (a) for calculating step amount data based on detection signals obtained from a plurality of specific lines in a plurality of sub-areas , and the step calculated in step (a) A step (b) for applying a filtering process to the quantity data to remove high frequency, and a filtering process is applied in step (b). Was based on the step amount data, and step (c) obtaining a correction amount in a plurality of sub-areas, based on the correction amount determined in step (c), a plurality of sub-in detection signal output from the radiation detector And (d) correcting a step generated at the boundary of the area.

本発明によれば、放射線検出器から出力される検出信号における複数のサブエリアの境界で発生する段差を、複数のサブエリアにおける特定のラインから得られる検出信号に基づいて補正するので、サブエリア内において不均一な変動に起因する輝度の段差を補正することができる。 According to the present invention, the step generated at the boundary of the plurality of subareas in the detection signal output from the radiation detector is corrected based on the detection signal obtained from a specific line in the plurality of subareas. It is possible to correct a luminance step caused by non-uniform fluctuation.

以下、本発明を実施するための最良の形態について、図面を参照しながら詳しく説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の一実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示すブロック図である。本実施形態においては、本発明がＸ線マンモグラフィー装置に適用される場合について説明するが、本発明は、α線、β線、γ線、電子線、又は、紫外線等を使用する放射線撮像装置に適用することも可能である。 Hereinafter, the best mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a radiation imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. In the present embodiment, the case where the present invention is applied to an X-ray mammography apparatus will be described. It is also possible to apply.

図１に示す放射線撮像装置は、Ｘ線撮像部１０と、Ｘ線撮像制御部（コンソール）２０とによって構成される。Ｘ線撮像部１０は、管電圧・管電流制御部１１と、高電圧発生部１２と、Ｘ線管１３と、フィルタ１４と、Ｘ線検出器１５と、Ａ／Ｄ変換器１８とを有している。管電圧・管電流制御部１１は、目標値に従って、管電圧や管電流等の撮影条件を調整する。高電圧発生部１２は、管電圧・管電流制御部１１の制御の下で、Ｘ線管１３に印加される高電圧を発生する。 The radiation imaging apparatus shown in FIG. 1 includes an X-ray imaging unit 10 and an X-ray imaging control unit (console) 20. The X-ray imaging unit 10 includes a tube voltage / tube current control unit 11, a high voltage generation unit 12, an X-ray tube 13, a filter 14, an X-ray detector 15, and an A / D converter 18. is doing. The tube voltage / tube current control unit 11 adjusts imaging conditions such as tube voltage and tube current according to the target value. The high voltage generator 12 generates a high voltage applied to the X-ray tube 13 under the control of the tube voltage / tube current controller 11.

Ｘ線管１３及びフィルタ１４は、Ｘ線を発生するＸ線発生部を構成している。Ｘ線管１３においては、陰極と陽極との間にかける管電圧によってＸ線の透過性が決定され、陰極と陽極との間に流れる管電流の時間積分値によってＸ線の発生量が決定される。フィルタ１４は、モリブデン（Ｍｏ）又はロジウム（Ｒｈ）等の材料によって作成され、Ｘ線管１３によって発生されたＸ線に含まれている複数の波長成分の内から所望の波長成分を選択的に透過させる。Ｘ線管１３によって発生されたＸ線は、フィルタ１４を介して被検体１を透過し、Ｘ線検出器１５によって検出される。 The X-ray tube 13 and the filter 14 constitute an X-ray generation unit that generates X-rays. In the X-ray tube 13, the X-ray transmission is determined by the tube voltage applied between the cathode and the anode, and the amount of X-rays generated is determined by the time integral value of the tube current flowing between the cathode and the anode. The The filter 14 is made of a material such as molybdenum (Mo) or rhodium (Rh), and selectively selects a desired wavelength component from among a plurality of wavelength components included in the X-rays generated by the X-ray tube 13. Make it transparent. X-rays generated by the X-ray tube 13 pass through the subject 1 through the filter 14 and are detected by the X-ray detector 15.

Ｘ線検出器１５は、被検体を透過したＸ線を２次元領域における複数の検出ポイントにおいて検出することによりＸ線画像を撮影するＦＰＤ（フラットパネル・ディテクタ）である。ＦＰＤの検出面には、Ｘ線を吸収して電荷を発生するセレン等のＸ線感応膜と、Ｘ線感応膜によって発生された電荷を蓄積して電荷情報を出力する検出素子１６とが設けられている。検出素子１６としては、例えば、２次元マトリクス状に配列され、電気信号によって走査されると、蓄積された電荷を放出する複数のＴＦＴ（薄膜トランジスタ）や、読み取り光によって走査されると、蓄積された電荷を放出する光読み取り型の検出素子が用いられる。 The X-ray detector 15 is an FPD (Flat Panel Detector) that captures an X-ray image by detecting X-rays transmitted through a subject at a plurality of detection points in a two-dimensional region. On the detection surface of the FPD, there is provided an X-ray sensitive film such as selenium that absorbs X-rays and generates charges, and a detection element 16 that accumulates the charges generated by the X-ray sensitive films and outputs charge information. It has been. As the detection element 16, for example, a plurality of TFTs (thin film transistors) that are arranged in a two-dimensional matrix and are scanned by an electric signal to release accumulated charges, or accumulated when scanned by reading light. An optical reading type detection element that discharges electric charge is used.

ＦＰＤにＸ線が入射すると、Ｘ線感応膜においてＸ線が電荷に変換され、その電荷が検出素子１６に蓄積される。ＦＰＤに設けられた読み取り部１７は、検出素子１６に蓄積された電荷に基づいて検出素子１６から出力される電荷情報を読み出して、Ｘ線の照射線量に応じたレベルを有する検出信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器１８は、読み取り部１７から出力されるアナログの検出信号をディジタル信号（検出データ）に変換する。 When X-rays enter the FPD, the X-rays are converted into electric charges in the X-ray sensitive film, and the electric charges are accumulated in the detection element 16. The reading unit 17 provided in the FPD reads out the charge information output from the detection element 16 based on the charge accumulated in the detection element 16, and generates a detection signal having a level corresponding to the X-ray irradiation dose. . The A / D converter 18 converts the analog detection signal output from the reading unit 17 into a digital signal (detection data).

図２は、図１に示すＸ線撮像部の外観を示す側面図である。Ｘ線撮像部１０は、Ｘ線管１３及びＸ線検出器１５が設置されているアーム部２と、基台３と、アーム部２を基台３に回転可能な状態で保持する軸部４とを含んでいる。Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１３から照射されて被検体１（***）を透過したＸ線を検出して、Ｘ線の照射線量に応じたレベルを有する検出信号を出力する。Ｘ線検出器１５から出力される検出信号は、ケーブル１９を介して、アーム部２の内部に設置されたＡ／Ｄ変換器１８（図１）に入力される。 FIG. 2 is a side view showing an appearance of the X-ray imaging unit shown in FIG. The X-ray imaging unit 10 includes an arm unit 2 in which an X-ray tube 13 and an X-ray detector 15 are installed, a base 3, and a shaft unit 4 that holds the arm unit 2 in a rotatable state on the base 3. Including. The X-ray detector 15 detects X-rays irradiated from the X-ray tube 13 and transmitted through the subject 1 (breast), and outputs a detection signal having a level corresponding to the X-ray irradiation dose. A detection signal output from the X-ray detector 15 is input via a cable 19 to an A / D converter 18 (FIG. 1) installed inside the arm unit 2.

アーム部２には、Ｘ線検出器１５を図中左右方向に移動させる位置調節部５と、Ｘ線検出器１５を水平面内において回転させる方向調節部６とが設けられている。また、アーム部２には、圧迫板駆動部７を介して、圧迫板８が取り付けられている。圧迫板８は、図中上下方向に移動可能な状態で、Ｘ線検出器１５に平行に設置されている。この圧迫板８とＸ線検出器１５とによって、被検体１（***）を挟み込み、***の厚さを均一にした状態でＸ線撮像が行われる。 The arm unit 2 is provided with a position adjusting unit 5 that moves the X-ray detector 15 in the horizontal direction in the drawing, and a direction adjusting unit 6 that rotates the X-ray detector 15 in the horizontal plane. Further, a compression plate 8 is attached to the arm portion 2 via a compression plate drive unit 7. The compression plate 8 is installed in parallel to the X-ray detector 15 so as to be movable in the vertical direction in the drawing. The compression plate 8 and the X-ray detector 15 sandwich the subject 1 (breast), and X-ray imaging is performed with the breast thickness uniform.

図３は、図１及び図２に示すＸ線検出器の詳細を示す図である。図３において、Ｘ軸方向が主走査方向であり、Ｙ軸方向が副走査方向である。Ｘ線検出器１５の検出エリアは、主走査方向において複数のサブエリア（図３においては、５つのサブエリア１５１〜１５５を示す）に分割されており、それらのサブエリアに対して、読み取り部１７を構成する複数の読み取り回路（図３においては、５つの読み取り回路１７１〜１７５を示す）がそれぞれ接続されている。各々の読み取り回路１７１〜１７５としては、例えば、特定用途のために設計・製造される半導体集積回路（ＡＳＩＣ）等が用いられる。読み取り回路１７１〜１７５を用いて、それぞれのサブエリア１５１〜１５５において、副走査方向に読み取り走査が行われる。なお、本願において、「サブエリア」とは、放射線検出デバイスにおける検出エリアが異なる画像領域、又は、半導体集積回路、Ａ／Ｄ変換器の基板、回路が搭載されている基板の内のいずれか若しくはそれらの組合せが異なる画像領域のことをいう。 FIG. 3 is a diagram showing details of the X-ray detector shown in FIGS. 1 and 2. In FIG. 3, the X-axis direction is the main scanning direction, and the Y-axis direction is the sub-scanning direction. The detection area of the X-ray detector 15 is divided into a plurality of sub-areas (in FIG. 3, five sub-areas 151 to 155 are shown) in the main scanning direction. A plurality of reading circuits 17 (five reading circuits 171 to 175 are shown in FIG. 3) are connected to each other. As each of the reading circuits 171 to 175, for example, a semiconductor integrated circuit (ASIC) designed and manufactured for a specific application is used. Using the reading circuits 171 to 175, reading scanning is performed in the sub-scanning direction in the respective sub-areas 151 to 155. In the present application, the “sub-area” means any one of an image region having a different detection area in the radiation detection device, a semiconductor integrated circuit, an A / D converter substrate, a substrate on which the circuit is mounted, or These image areas have different combinations.

ここで、Ｘ線感応膜の不均一性や、検出素子における感度のばらつきや、複数の読み取り回路における増幅特性のばらつきによって、サブエリア内又はサブエリア間において検出信号の基準レベルに差が生じて、オフセットが発生する。これにより、放射線画像において、アーティファクトとして輝度の段差が生じてしまう。 Here, there is a difference in the reference level of the detection signal within or between sub-areas due to non-uniformity of the X-ray sensitive film, sensitivity variations in the detection elements, and variations in amplification characteristics in a plurality of reading circuits. An offset occurs. As a result, in the radiographic image, a luminance step is generated as an artifact.

例えば、サブエリア１５２内のサブエリア境界近傍のラインＬ１上の画素（検出ポイント）Ｐ１と、サブエリア１５３内のサブエリア境界近傍のラインＬ２上の画素Ｐ２との間でオフセットが発生し、ラインＬ１及びＬ２上の他の画素間においてもオフセットが発生すると、サブエリア１５２とサブエリア１５３との境界に輝度の段差が生じてしまう。ただし、Ｘ線検出器１５内の各要素のばらつきによって、ラインＬ１上の複数の画素間においてもオフセットが発生し、ラインＬ２上の複数の画素間においてもオフセットが発生するので、１つのサブエリアから得られる検出信号のレベルを一律に補正するのは不適切である。 For example, an offset occurs between the pixel (detection point) P1 on the line L1 near the subarea boundary in the subarea 152 and the pixel P2 on the line L2 near the subarea boundary in the subarea 153, and the line If an offset occurs between other pixels on L1 and L2, a luminance step occurs at the boundary between the subarea 152 and the subarea 153. However, due to the variation of each element in the X-ray detector 15, an offset is generated between a plurality of pixels on the line L1, and an offset is generated between a plurality of pixels on the line L2. It is inappropriate to uniformly correct the level of the detection signal obtained from the above.

再び図１を参照すると、Ｘ線撮像制御部（コンソール）２０は、Ｘ線撮像部１０から入力される検出データにおけるサブエリア間の段差を補正して画像データを生成する段差補正部２１と、段差補正部２１から出力される画像データに画像処理を施す画像処理部２６と、Ｄ／Ａ変換器２７と、表示部２８と、操作卓２９と、制御部３０と、格納部３１とを有している。 Referring back to FIG. 1, the X-ray imaging control unit (console) 20 corrects a step between subareas in detection data input from the X-ray imaging unit 10, and generates a step data correction unit 21. An image processing unit 26 that performs image processing on the image data output from the step correction unit 21, a D / A converter 27, a display unit 28, a console 29, a control unit 30, and a storage unit 31 are provided. is doing.

段差補正部２１は、機能ブロックとして、隣接する２つのサブエリア内の２つのライン上の画素からの検出データを順次比較し、それらのライン間の段差量を計算して段差量データを生成する段差量計算部２２と、段差量データに対してフィルタ処理を施すフィルタ部２３と、フィルタ処理が施された段差量データに基づいて補正量データを生成する補正量計算部２４と、補正量データに基づいてサブエリア間の段差を補正して画像データを生成する補正部２５とを含んでいる。 As a functional block, the step correction unit 21 sequentially compares detection data from pixels on two lines in two adjacent subareas, calculates a step amount between those lines, and generates step amount data. A step amount calculation unit 22, a filter unit 23 that performs a filter process on the step amount data, a correction amount calculation unit 24 that generates correction amount data based on the step amount data subjected to the filter process, and correction amount data And a correction unit 25 that corrects the level difference between the sub-areas and generates image data.

画像処理部２６は、段差補正部２１から出力される画像データに対し、階調処理等の必要な画像処理を施すことにより、表示用の画像データを生成する。また、画像処理部２６は、段差補正部２１によって段差補正が施された画像データに対し、複数のサブエリアの境界に平行な方向のムラを抑制する処理を行うようにしても良い。 The image processing unit 26 generates image data for display by performing necessary image processing such as gradation processing on the image data output from the step correction unit 21. Further, the image processing unit 26 may perform processing for suppressing unevenness in the direction parallel to the boundaries of the plurality of sub-areas on the image data that has been subjected to the step correction by the step correction unit 21.

操作卓２９は、オペレータが放射線撮像装置を操作するために用いられる。制御部３０は、中央演算装置（ＣＰＵ）と、ＣＰＵに各種の処理を行わせるためのソフトウェアとによって構成され、オペレータの操作に基づいて各部を制御する。本実施形態においては、段差補正部２１及び画像処理部２６も、ＣＰＵとソフトウェアとによって構成されるが、これらをディジタル回路又はアナログ回路で構成しても良い。上記のソフトウェアは、ハードディスク又はメモリ等によって構成された格納部３１に格納されている。 The console 29 is used by an operator to operate the radiation imaging apparatus. The control unit 30 is configured by a central processing unit (CPU) and software for causing the CPU to perform various processes, and controls each unit based on the operation of the operator. In the present embodiment, the level difference correction unit 21 and the image processing unit 26 are also configured by a CPU and software, but may be configured by a digital circuit or an analog circuit. The above software is stored in the storage unit 31 constituted by a hard disk or a memory.

次に、図１に示す放射線撮像装置におけるデータ処理について、図３及び図４を参照しながら説明する。図４は、図１に示す放射線撮像装置におけるデータ処理の流れを示すフローチャートである。 Next, data processing in the radiation imaging apparatus shown in FIG. 1 will be described with reference to FIGS. 3 and 4. FIG. 4 is a flowchart showing the flow of data processing in the radiation imaging apparatus shown in FIG.

図４のステップＳ１において、Ｘ線撮像部１０から出力される検出データが、サブエリア毎に分割される。以下においては、各サブエリアにおいて、Ｘ軸方向に１２８個の画素（ライン）が含まれているものとする。 In step S1 of FIG. 4, the detection data output from the X-ray imaging unit 10 is divided for each sub-area. In the following, it is assumed that 128 pixels (lines) are included in the X-axis direction in each sub-area.

ステップＳ２において、段差量計算部２２が、段差量計算位置パラメータによって規定される隣接する２つのサブエリア内の２つのライン上の画素からの検出データを順次比較し、それらのライン間の段差量（オフセット）を計算して段差量データを生成する。それにより、図３に示すサブエリア１５１とサブエリア１５２との間の段差量、サブエリア１５２とサブエリア１５３との間の段差量、サブエリア１５３とサブエリア１５４との間の段差量、及び、サブエリア１５４とサブエリア１５５との間の段差量が算出される。 In step S2, the step amount calculation unit 22 sequentially compares detection data from pixels on two lines in two adjacent subareas defined by the step amount calculation position parameter, and the step amount between these lines. (Offset) is calculated to generate step amount data. Thereby, the step amount between the sub area 151 and the sub area 152 shown in FIG. 3, the step amount between the sub area 152 and the sub area 153, the step amount between the sub area 153 and the sub area 154, and The step amount between the sub area 154 and the sub area 155 is calculated.

段差量計算位置パラメータは、段差量の計算に用いられるライン上の画素のＸ軸方向における位置（左画素位置、右画素位置）を規定している。通常は、隣接する２つのサブエリア内でサブエリア境界に最も近い２つのライン上の画素が段差量計算に用いられるので、それらの画素のＸ軸方向における位置を表す値が、段差量計算位置パラメータのデフォルト値として設定されている。サブエリア境界に最も近い２つのラインに基づいて段差補正を行う理由は、サブエリア境界と直交する方向に輝度が変化する画像信号が存在する場合に、段差量計算に用いられるラインがサブエリア境界から離れると、画像信号の変化分が大きくなり、段差量計算における誤差が大きくなるからである。 The step amount calculation position parameter defines the position (left pixel position, right pixel position) in the X-axis direction of the pixel on the line used for the step amount calculation. Usually, the pixels on the two lines closest to the sub-area boundary in two adjacent sub-areas are used for the step amount calculation, so the value indicating the position of these pixels in the X-axis direction is the step amount calculation position. It is set as the default value of the parameter. The reason for performing the step correction based on the two lines closest to the sub-area boundary is that when there is an image signal whose luminance changes in a direction orthogonal to the sub-area boundary, the line used for the step amount calculation is the sub-area boundary. This is because the amount of change in the image signal increases and the error in the step amount calculation increases.

ただし、正常でない欠陥ライン上の画素を段差補正に用いることは不適切であるので、段差量計算部２２は、各ラインが正常ラインであるか欠陥ラインであるかを表すライン検査情報に基づいて、段差補正に使用されるいずれかのラインが欠陥ラインである場合には、段差量計算位置パラメータの値を変更する。ライン検査情報は、例えば、制御部３０が定期的に各ラインからの検出信号を検査することによって取得され、格納部３１に格納されている。 However, since it is inappropriate to use pixels on an abnormal defect line for level difference correction, the level difference calculation unit 22 is based on line inspection information indicating whether each line is a normal line or a defective line. If any of the lines used for level difference correction is a defective line, the value of the level difference calculation position parameter is changed. For example, the line inspection information is acquired by the control unit 30 periodically inspecting detection signals from the respective lines, and stored in the storage unit 31.

ステップＳ３において、フィルタ部２３が、段差量計算部２２によって計算された２つのライン間の段差量を表す段差量データに対して、フィルタ処理を施す。このフィルタ処理は、段差量データ（段差量プロファイル）に含まれている高周波成分を取り除くために行われるものであり、本実施形態においては、フィルタ画素数パラメータに基づいて、メディアンフィルタ処理が行われる。ノイズ又は画像信号に起因する高周波成分を含む段差量データに基づいて補正量を算出すると、補正量にも高周波成分が含まれてしまい、その高周波成分によって画像に横筋が発生するおそれがあるからである。 In step S <b> 3, the filter unit 23 performs a filtering process on the step amount data representing the step amount between the two lines calculated by the step amount calculation unit 22. This filtering process is performed to remove high-frequency components included in the step amount data (step amount profile). In this embodiment, the median filtering process is performed based on the filter pixel number parameter. . If the correction amount is calculated based on the step amount data including the high-frequency component due to noise or the image signal, the correction amount also includes the high-frequency component, and the high-frequency component may cause horizontal stripes in the image. is there.

取り除かれる高周波成分は、フィルタ画素数パラメータの設定により、可変となっている。フィルタ画素数パラメータは、横筋状のアーティファクトを防止し、かつ、処理時間があまり増加しないように、メディアンフィルタ処理における適切なウインドウサイズ（画素数）を規定しており、デフォルト値は２０１画素となっている。なお、メディアンフィルタ処理における端点処理は、画像の端部における画素数に合わせてウインドウサイズを変更することにより行われる。 The high-frequency component to be removed is variable by setting the filter pixel number parameter. The filter pixel number parameter defines an appropriate window size (number of pixels) in the median filter processing so as to prevent horizontal streak-like artifacts and not increase the processing time so much, and the default value is 201 pixels. ing. Note that the end point processing in the median filter processing is performed by changing the window size in accordance with the number of pixels at the end of the image.

例えば、ウインドウサイズが２０１画素のメディアンフィルタ処理の場合に、画像の最端部の画素についてはウインドウサイズが１画素（自分自身）となり、その隣の画素についてはウインドウサイズが３画素（自分自身と両隣）となり、その隣の画素についてはウインドウサイズが５画素となる。このように、メディアンフィルタ処理におけるウインドウサイズは、１，３，５，・・・，２０１，２０１，２０１，・・・，５，３，１のように変化する。 For example, in the case of a median filtering process with a window size of 201 pixels, the window size is 1 pixel (self) for the pixel at the end of the image, and the window size is 3 pixels (self and The window size is 5 pixels for the adjacent pixels. As described above, the window size in the median filter processing changes as 1, 3, 5,..., 201, 201, 201,.

補正量計算部２４は、ステップＳ４において、フィルタ処理が施された段差量データの値を１／２倍に乗算することにより、隣接する２つのサブエリアの内の一方についての補正量を求め、ステップＳ５において、１／２倍された段差量データの値を−１倍に乗算することにより、隣接する２つのサブエリアの内の他方についての補正量を求める。即ち、段差補正は、それら２つのサブエリアに対して、半々に行われる。これにより、元の画像情報に与える影響を小さくしながら、輝度の段差を補正することができる。このようにして、例えば、図３に示すサブエリア１５２及び１５３についての補正量が求められる。 In step S4, the correction amount calculation unit 24 multiplies the value of the step difference data subjected to the filter processing by a factor of 1/2 to obtain a correction amount for one of the two adjacent subareas. In step S5, a correction amount for the other of the two adjacent subareas is obtained by multiplying the value of the step amount data multiplied by 1/2 by -1. That is, the level difference correction is performed in half for these two sub areas. Thereby, it is possible to correct the luminance step while reducing the influence on the original image information. In this way, for example, correction amounts for the sub-areas 152 and 153 shown in FIG. 3 are obtained.

さらに、補正量計算部２４は、ステップＳ６において、サブエリア毎の検出データと左方向の補正強度テーブルとに基づいて、左側のサブエリア（例えば、サブエリア１５２）内の全てのラインについての左方向の補正量データを求め、ステップＳ７において、サブエリア毎の検出データと右方向の補正強度テーブルとに基づいて、右側のサブエリア（例えば、サブエリア１５３）内の全てのラインについての右方向の補正量データを求める。 Further, in step S6, the correction amount calculation unit 24 determines the left of all lines in the left subarea (for example, the subarea 152) based on the detection data for each subarea and the correction intensity table in the left direction. Direction correction amount data is obtained, and in step S7, the right direction for all lines in the right sub-area (for example, sub-area 153) based on the detection data for each sub-area and the right-side correction intensity table. The correction amount data is obtained.

補正強度テーブルは、１つのサブエリア内の全てのライン上の画素における補正強度分布を規定している。例えば、補正強度テーブルにおけるデータのビット数が１６ビット（２^１６＝６５５３６）である場合に、左方向の補正強度テーブルには、Ｘ軸方向の画素番号（ライン番号）ｎに対応して、補正係数Ｋ（ｎ）＝ＩＮＴ｛６５５３５ｎ／（１２８−１）＋０．５｝が格納される。ここで、画素番号ｎ＝０，１，２，・・・，１２７であり、「ＩＮＴ」は、整数部を求める関数である。 The correction intensity table defines correction intensity distributions for pixels on all lines in one sub-area. For example, when the number of data bits in the correction intensity table is 16 bits (2 ¹⁶ = 65536), the correction intensity table in the left direction corresponds to the pixel number (line number) n in the X-axis direction. The coefficient K (n) = INT {65535n / (128-1) +0.5} is stored. Here, pixel numbers n = 0, 1, 2,..., 127, and “INT” is a function for obtaining an integer part.

この補正強度テーブルによれば、画素番号ｎ＝０の左端の画素において、補正係数Ｋ（０）＝０となり、画素番号ｎ＝１２７の右端の画素において、補正係数Ｋ（１２７）＝６５５３５となる。これにより、左側のサブエリアにおいては、左端の画素における補正量がゼロとなり、サブエリア境界に近付くにつれて段差の補正量を大きくすることができるので、補正の副作用として現れる横筋を軽減すると共に、補正の影響が他のサブエリアに伝播することを防止することができる。 According to this correction intensity table, the correction coefficient K (0) = 0 for the leftmost pixel with pixel number n = 0, and the correction coefficient K (127) = 65535 for the rightmost pixel with pixel number n = 127. . As a result, in the left sub-area, the correction amount at the leftmost pixel becomes zero, and the correction amount of the step can be increased as it approaches the sub-area boundary. Can be prevented from propagating to other sub-areas.

ただし、最も左側のサブエリア（サブエリア１５１）においては、さらに左側のサブエリアは存在しないので、補正係数Ｋ（ｎ）を一定にしても良い。同様に、最も右側のサブエリア（サブエリア１５５）においては、さらに右側のサブエリアは存在しないので、補正係数Ｋ（ｎ）を一定にしても良い。 However, in the leftmost subarea (subarea 151), there is no further left subarea, so the correction coefficient K (n) may be constant. Similarly, in the rightmost subarea (subarea 155), there is no further right subarea, so the correction coefficient K (n) may be constant.

ステップＳ８において、補正部２５は、左側のサブエリアについては、ステップＳ６において求められた左方向の補正量データを検出データに加算し、右側のサブエリアについては、ステップＳ７において求められた右方向の補正量データを検出データに加算する。これにより、画像における輝度の段差が補正された画像データが生成される。 In step S8, the correction unit 25 adds the left-direction correction amount data obtained in step S6 to the detection data for the left sub-area, and the right direction obtained in step S7 for the right sub-area. The correction amount data is added to the detection data. Thereby, image data in which a luminance step in the image is corrected is generated.

なお、段差量が所定の値以上である場合には、その段差量は被検体の画像情報によるものであると考えられるので、補正部２５は、段差量閾値パラメータに基づいて、段差量が所定の閾値以上であるか否かを判定する。その結果、段差量が所定の閾値以上である場合には、その段差は補正されない。本実施形態において、段差量閾値パラメータのデフォルト値は４０００となっている。 If the step amount is greater than or equal to a predetermined value, it is considered that the step amount is based on the image information of the subject. Therefore, the correction unit 25 determines the step amount based on the step amount threshold parameter. It is determined whether or not it is equal to or greater than the threshold value. As a result, when the step amount is greater than or equal to a predetermined threshold value, the step is not corrected. In the present embodiment, the default value of the step amount threshold parameter is 4000.

その後、画像処理部２６が、複数のサブエリアの境界に平行な方向のムラを抑制する処理を行うようにしても良い。この処理は、例えば、画像データに対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理を施し、特定の周波数成分のみを低減させることにより行われる。これにより、段差補正によって取りきれなかったムラを軽減することができる。 Thereafter, the image processing unit 26 may perform processing for suppressing unevenness in a direction parallel to the boundaries of the plurality of sub-areas. This process is performed, for example, by performing an FFT (Fast Fourier Transform) process on the image data and reducing only a specific frequency component. As a result, unevenness that cannot be removed by the step correction can be reduced.

本発明は、放射線を用いて被検体を撮像することにより医用画像を生成する放射線撮像装置において利用することが可能である。 The present invention can be used in a radiation imaging apparatus that generates a medical image by imaging a subject using radiation.

本発明の一実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the radiation imaging device which concerns on one Embodiment of this invention. 図１に示すＸ線撮像部の外観を示す側面図である。It is a side view which shows the external appearance of the X-ray imaging part shown in FIG. 図１及び図２に示すＸ線検出器の詳細を示す図である。It is a figure which shows the detail of the X-ray detector shown in FIG.1 and FIG.2. 図１に示す放射線撮像装置におけるデータ処理の流れを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the flow of the data processing in the radiation imaging device shown in FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１被検体
２アーム部
３基台
４軸部
５位置調節部
６方向調節部
７圧迫板駆動部
８圧迫板
１０Ｘ線撮像部
１１管電圧・管電流制御部
１２高電圧発生部
１３Ｘ線管
１４フィルタ
１５Ｘ線検出器
１５１〜１５５サブエリア
１６検出素子
１７読み取り部
１７１〜１７５読み取り回路
１８Ａ／Ｄ変換器
２０Ｘ線撮像制御部（コンソール）
２１段差補正部
２２段差量計算部
２３フィルタ部
２４補正量計算部
２５補正部
２６画像処理部
２７Ｄ／Ａ変換器
２８表示部
２９操作卓
３０制御部
３１格納部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Subject 2 Arm part 3 Base 4 Axis part 5 Position adjustment part 6 Direction adjustment part 7 Compression board drive part 8 Compression board 10 X-ray imaging part 11 Tube voltage / tube current control part 12 High voltage generation part 13 X-ray tube DESCRIPTION OF SYMBOLS 14 Filter 15 X-ray detector 151-155 Subarea 16 Detection element 17 Reading part 171-175 Reading circuit 18 A / D converter 20 X-ray imaging control part (console)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 21 Level | step difference correction | amendment part 22 Level difference amount calculation part 23 Filter part 24 Correction amount calculation part 25 Correction | amendment part 26 Image processing part 27 D / A converter 28 Display part 29 Console 30 Control part 31 Storage part

Claims

放射線を発生する放射線発生部と、
複数のサブエリアに分割された検出エリアに配置され、放射線の照射線量に応じた電荷を蓄積する検出素子、及び、前記複数のサブエリア毎に設けられ、それぞれのサブエリアにおける検出素子に蓄積された電荷に関する情報を読み取る複数の読み取り回路を有し、前記放射線発生部によって発生され被検体を透過して前記検出エリアに入射した放射線を検出して検出信号を出力する放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力される検出信号において前記複数のサブエリアの境界で発生する段差を、前記複数のサブエリアにおける複数の特定のラインから得られる検出信号に基づいて補正する段差補正手段であって、該検出信号に基づいて段差量データを算出し、該段差量データに対して高周波を取り除くためのフィルタ処理を施し、フィルタ処理が施された段差量データに基づいて補正量を求める前記段差補正手段と、
を具備する放射線撮像装置。 A radiation generator for generating radiation;
A detection element that is arranged in a detection area divided into a plurality of sub-areas and accumulates electric charges according to the radiation dose, and is provided for each of the plurality of sub-areas, and is accumulated in the detection elements in each sub-area. A radiation detector that reads a plurality of reading circuits that read information relating to the charges, detects radiation that has been generated by the radiation generator and transmitted through the subject and incident on the detection area, and outputs a detection signal;
Step correction means for correcting, based a step occurring at the boundary of the plurality of sub-area have you on the detection signal outputted from the radiation detector, the detection signals obtained from a plurality of particular line in the plurality of sub-areas Then, the step amount data is calculated based on the detection signal, the filter processing for removing the high frequency is performed on the step amount data, and the correction amount is obtained based on the step amount data subjected to the filter processing. The step correction means ;
A radiation imaging apparatus comprising:

定期的に前記放射線検出器の各ラインから得られる検出信号を検査することにより、前記放射線検出器の各ラインが正常ラインであるか欠陥ラインであるかを表すライン検査情報を取得する制御手段をさらに具備し、
前記段差補正手段が、隣接する２つのサブエリアにおいて、ライン検査情報によって表される欠陥ラインを除き互いに最も近接する２つのラインから得られる検出信号に基づいて、段差量データを算出する、請求項１記載の放射線撮像装置。 Control means for acquiring line inspection information indicating whether each line of the radiation detector is a normal line or a defective line by periodically inspecting a detection signal obtained from each line of the radiation detector. In addition,
The step difference correction unit calculates step amount data based on detection signals obtained from two lines closest to each other excluding a defective line represented by line inspection information in two adjacent subareas. The radiation imaging apparatus according to 1.

前記フィルタ処理におけるフィルタ特性が、パラメータの設定により可変である、請求項１又は２記載の放射線撮像装置。 Filter characteristic in the filtering process is variable by the setting of the parameters, a radiation imaging apparatus according to claim 1 or 2, wherein.

前記段差補正手段が、段差量データによって表される段差量を１／２倍することにより、隣接する２つのサブエリアの内の一方についての補正量を求め、段差量データによって表される段差量を−１／２倍することにより、隣接する２つのサブエリアの内の他方についての補正量を求める、請求項１〜３のいずれか１項記載の放射線撮像装置。 The step correction means obtains a correction amount for one of two adjacent sub-areas by multiplying the step amount represented by the step amount data by 1/2 , and the step amount represented by the step amount data the multiplying by -1/2, obtain a correction amount for the other of the two adjacent sub-areas, the radiation imaging apparatus of any one of claims 1-3.

前記段差補正手段が、サブエリアの境界からの距離に応じて補正量を変化させる、請求項１〜４のいずれか１項記載の放射線撮像装置。 The step correction means, depending on the distance from the boundary of the sub-area to change the correction amount, the radiation imaging apparatus of any one of claims 1-4.

前記段差補正手段が、前記放射線検出器から出力される検出信号における前記複数のサブエリアの境界で発生する段差を補正した後に、前記複数のサブエリアの境界に平行な方向のムラを抑制する、請求項１〜５のいずれか１項記載の放射線撮像装置。 The step correction means suppresses unevenness in a direction parallel to the boundaries of the plurality of sub-areas after correcting the steps generated at the boundaries of the plurality of sub-areas in the detection signal output from the radiation detector; The radiation imaging apparatus of any one of Claims 1-5 .

複数のサブエリアに分割された検出エリアに配置され、放射線の照射線量に応じた電荷を蓄積する検出素子、及び、前記複数のサブエリア毎に設けられ、それぞれのサブエリアにおける検出素子に蓄積された電荷に関する情報を読み取る複数の読み取り回路を有する放射線検出器を用いて、被検体を透過して前記検出エリアに入射した放射線を検出することにより撮像を行う放射線撮像方法であって、
前記複数のサブエリアにおける複数の特定のラインから得られる検出信号に基づいて、段差量データを算出するステップ（ａ）と、
ステップ（ａ）において算出された段差量データに対して、高周波を取り除くためのフィルタ処理を施すステップ（ｂ）と、
ステップ（ｂ）においてフィルタ処理が施された段差量データに基づいて、前記複数のサブエリアにおける補正量を求めるステップ（ｃ）と、
ステップ（ｃ）において求められた補正量に基づいて、前記放射線検出器から出力される検出信号における前記複数のサブエリアの境界で発生する段差を補正するステップ（ｄ）と、
を具備する放射線撮像方法。 A detection element that is arranged in a detection area divided into a plurality of sub-areas and accumulates electric charges according to the radiation dose, and is provided for each of the plurality of sub-areas, and is accumulated in the detection elements in each sub-area. A radiation imaging method for performing imaging by detecting radiation that has passed through a subject and is incident on the detection area, using a radiation detector that has a plurality of reading circuits that read information about the charges,
Based on the detection signal obtained from a plurality of particular line in the plurality of sub-areas, and the step (a) for calculating the level difference data,
(B) performing a filtering process for removing high frequency on the step amount data calculated in step (a);
Step (b) based on the step amount data filtering process is performed in a step (c) obtaining a correction amount in the plurality of sub-areas,
A step (d) of correcting a step generated at a boundary of the plurality of sub-areas in a detection signal output from the radiation detector based on the correction amount obtained in the step (c);
A radiation imaging method comprising:

ステップ（ａ）に先立って、前記放射線検出器の各ラインから得られる検出信号を検査することにより、前記放射線検出器の各ラインが正常ラインであるか欠陥ラインであるかを表すライン検査情報を取得するステップをさらに具備し、
ステップ（ａ）が、隣接する２つのサブエリアにおいて、ライン検査情報によって表される欠陥ラインを除き互いに最も近接する２つのラインから得られる検出信号に基づいて、段差量データを算出することを含む、請求項７記載の放射線撮像方法。 Prior to step (a), line inspection information indicating whether each line of the radiation detector is a normal line or a defective line is obtained by inspecting a detection signal obtained from each line of the radiation detector. And further comprising the step of obtaining
Step (a) includes calculating step amount data based on detection signals obtained from two lines closest to each other except for a defective line represented by line inspection information in two adjacent subareas. The radiation imaging method according to claim 7 .

ステップ（ｃ）が、段差量データによって表される段差量を１／２倍することにより、隣接する２つのサブエリアの内の一方についての補正量を求め、段差量データによって表される段差量を−１／２倍することにより、隣接する２つのサブエリアの内の他方についての補正量を求めることを含む、請求項７又は８記載の放射線撮像方法。 Step (c), by half a step amount represented by the step amount data, obtain a correction amount for one of the two adjacent sub-areas, step amount represented by the level difference data the multiplying by -1/2 includes determining a correction amount for the other of the two adjacent sub-areas, according to claim 7 or 8 radiographic imaging method according.

ステップ（ｃ）が、サブエリアの境界からの距離に応じて補正量を変化させることを含む、請求項７〜９のいずれか１項記載の放射線撮像方法。 Step (c) comprises changing the correction amount in accordance with the distance from the boundary of sub-areas, radiation imaging method according to any one of claims 7-9.

ステップ（ｄ）の後に、前記複数のサブエリアの境界に平行な方向のムラを抑制するステップ（ｅ）をさらに具備する請求項７〜１０のいずれか１項記載の放射線撮像方法。 After step (d), a radiation imaging method according to any one of claims 7 to 10, further comprising the step (e) inhibits the parallel direction of the unevenness in the boundary of the plurality of sub-areas.