JP5252948B2 - Radiation imaging apparatus and image processing apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、放射線画像撮影装置及び画像処理装置に係り、特に、被写体を透過した放射線により表わされる放射線画像を撮像する放射線画像撮影装置及び当該放射線画像に対する画像処理を行う画像処理装置に関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus and an image processing apparatus, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus that captures a radiographic image represented by radiation transmitted through a subject and an image processing apparatus that performs image processing on the radiographic image.
従来、Ｘ線撮影では、被写体を透過した際に発生するＸ線の散乱成分による放射線画像のコントラスト低下を防ぐため、被写体と受像面との間に散乱線除去用のグリッドを入れて撮影が行われている。 Conventionally, in X-ray photography, a grid for removing scattered radiation is inserted between the subject and the image receiving surface in order to prevent a reduction in contrast of the radiation image due to X-ray scattering components generated when the subject passes through. It has been broken.
このグリッドとは、例えば、Ｘ線の吸収率が大きい吸収部（所謂はく）とＸ線の吸収率が小さい透過部とが所定のピッチで交互に設けられたものである。 In this grid, for example, an absorption portion (so-called foil) having a high X-ray absorption rate and a transmission portion having a low X-ray absorption rate are alternately provided at a predetermined pitch.
しかし、このようなグリッドを入れて撮影を行った場合、放射線画像にグリッドの吸収部と透過部に対応して周期的な筋（所謂、グリッド縞）が残り、この筋に起因したモアレが発生する場合がある。このため、グリッドを入れての撮影では、通常、受像面に対してグリッドを相対的に振動させる振動機構（所謂、ブッキー）を用いてグリッドを振動させながら撮影を行っている。 However, when shooting is performed with such a grid, periodic streaks (so-called grid stripes) remain in the radiation image corresponding to the absorption and transmission parts of the grid, and moire due to these streaks occurs. There is a case. For this reason, in photographing with a grid, photographing is normally performed while vibrating the grid using a vibration mechanism (so-called bucky) that vibrates the grid relative to the image receiving surface.
しかし、イメージングプレートや電子カセッテを用いたポータブル撮影を行うＸ線撮影装置では、ブッキーを設けることが難しく、また、コストや装置のスペースの面からもブッキーをなくして、静止させた静止グリッドで撮影したい場合、あるいは静止グリッドで撮影せざるを得ない場合がある。 However, it is difficult to provide a bucky in an X-ray imaging device that performs portable imaging using an imaging plate or an electronic cassette. In addition, there is no need for a bucky in terms of cost and equipment space, and imaging is performed with a stationary stationary grid. If you want to do this, you may have to shoot with a stationary grid.
また、Ｘ線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（flat panel detector）を用いたＸ線撮影装置では、撮影により得られる放射線画像の鮮鋭度が高く、グリッド縞やムラを消すようにブッキーの動作を制御することが難しい。 In addition, in an X-ray imaging apparatus using an FPD (flat panel detector) that can directly convert X-rays into digital data, the sharpness of the radiographic image obtained by imaging is high, and the operation of Bucky is performed so as to eliminate grid stripes and unevenness. Difficult to control.
そこで、特許文献１や特許文献２には、被写体のない状態で静止グリッドを撮影してグリッド画像を記憶しておき、後で撮影された放射線画像から記憶されたグリッド画像を除去する技術が記載されている。この特許文献１や特許文献２に記載の技術では、グリッドをパネルに固定するなどして常にパネルとグリッドの位置関係がずれないように使用した場合、放射線画像からグリッド縞を除去できる。 Therefore, Patent Literature 1 and Patent Literature 2 describe a technique for photographing a stationary grid without a subject and storing the grid image, and removing the stored grid image from the radiographic image captured later. Has been. In the techniques described in Patent Document 1 and Patent Document 2, when the grid is fixed to the panel and used so that the positional relationship between the panel and the grid does not always shift, the grid stripes can be removed from the radiation image.
ところで、静止グリッドを用いたＸ線撮影では、撮影部位やＸ線を放射する管球からの撮影距離などに応じて適切なグリッドのピッチ幅や吸収部の傾斜角度（所謂はくの方向）が異なり、通常、撮影部位や管球からの撮影距離に応じてグリッドを交換する。このため、特許文献１や特許文献２に記載の技術を用いたしても、予め撮影されたグリッド画像と実際の放射線画像の筋の位置がずれてしまい、グリッド縞を除去できない場合がある。 By the way, in X-ray imaging using a stationary grid, an appropriate pitch width of the grid and an inclination angle (so-called foil direction) of the absorbing portion according to an imaging region or an imaging distance from a tube emitting X-rays. In contrast, the grid is usually exchanged according to the imaging region and the imaging distance from the tube. For this reason, even if the techniques described in Patent Document 1 and Patent Document 2 are used, the streak positions of the grid image captured in advance and the actual radiation image may be shifted, and the grid stripes may not be removed.
そこで、予めグリッド画像を記憶しないで放射線画像からグリッド縞を除去する技術として、特許文献３には、グリッド縞の周波数に相当する成分を除去するフィルタを用いて放射線画像からグリッド縞を除去する技術が記載されている。 Therefore, as a technique for removing grid stripes from a radiographic image without storing the grid image in advance, Patent Document 3 discloses a technique for removing grid stripes from a radiographic image using a filter that removes a component corresponding to the frequency of the grid stripes. Is described.
しかし、特許文献３に記載の技術では、グリッド縞を含む、グリッド縞の周波数成分以上の高周波が除去されてしまうため、放射線画像がぼけてしまう。 However, in the technique described in Patent Document 3, since a high frequency equal to or higher than the frequency component of the grid stripe including the grid stripe is removed, the radiographic image is blurred.
そこで、特許文献４には、グリッド縞に相当する成分だけを抽出して放射線画像から除去する画像処理技術が提案されている。この特許文献４に記載の技術では、グリッド交換により撮影位置がずれることに影響されず、グリッド縞を除去することができる。
しかしながら、上記特許文献４に記載の技術を用いてグリッド縞を除去しようとしたしても、放射線画像において、隣接する画素間での画素値の差が大きい、くっきりとしたエッジ周縁部でアーチファクト（偽画像）が発生する、という問題点があった。 However, even if it is attempted to remove the grid stripes using the technique described in Patent Document 4, artifacts are observed in a sharp edge peripheral portion in which a difference in pixel values between adjacent pixels is large in a radiographic image. There was a problem that a fake image) occurred.
グリッド縞の除去を行う画像処理として、例えば、図６に示ように、放射線画像に対して、主走査方向（図６の横方向）にハイパスフィルタ処理を行って当該主走査方向の低周波成分を除去して高周波成分を抽出し、抽出した画像に対して副走査方向（図６の縦方向）にローパスフィルタ処理を行って当該副走査方向の高周波成分を除去して低周波成分を抽出することにより周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、対応する画素毎に、放射線画像からパターン画像の差分を求める差分処理’を行うことにより、放射線画像から周期的パターンの除去を行うものとする。 As image processing for removing grid stripes, for example, as shown in FIG. 6, a high-pass filter process is performed on the radiographic image in the main scanning direction (lateral direction in FIG. 6), and a low frequency component in the main scanning direction. The high-frequency component is extracted by removing the high-frequency component, and the extracted image is subjected to low-pass filter processing in the sub-scanning direction (vertical direction in FIG. 6) to remove the high-frequency component in the sub-scanning direction and extract the low-frequency component. The periodic pattern is extracted from the radiation image by creating a pattern image from which the periodic pattern is extracted, and performing a differential process for obtaining the difference between the pattern images from the radiation image for each corresponding pixel. .
このような画像処理を、図１０（Ａ）に示す数字部分のような、隣接する画素間での画素値の差が大きい、くっきりとしたエッジが含まれる放射線画像に行った場合、図１０（Ｂ）に示されるように数字部分のグリッド縞と重なっていたエッジ周辺にアーチファクトが発生する。また、図１１（Ａ）に示すような、被写体に幅が狭く濃度が低い部分や、幅が狭く濃度の高い部分などが含まれる放射線画像に行った場合、図１１（Ｂ）に示されるようにグリッド縞と重なっていた部分にアーチファクトが発生する。 When such image processing is performed on a radiographic image including a sharp edge having a large difference in pixel values between adjacent pixels, such as the numerical portion illustrated in FIG. As shown in B), artifacts are generated around the edges that overlap the grid stripes in the numerical part. Further, as shown in FIG. 11 (A), when a radiographic image including a portion having a narrow width and a low density or a portion having a narrow width and a high density as shown in FIG. Artifacts occur in the areas that overlap the grid stripes.
本発明は上記問題点を解消するためになされたものであり、放射線画像の隣接する画素間での画素値の差が大きいエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制することができる放射線画像撮影装置及び画像処理装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and radiographic imaging capable of suppressing the occurrence of artifacts at the edge peripheral edge where the pixel value difference between adjacent pixels of the radiographic image is large. An object is to provide an apparatus and an image processing apparatus.
上記目的を達成するために、本発明の放射線画像撮影装置は、被写体を透過した放射線により表わされる放射線画像を撮像する撮像手段と、前記撮像手段の前記放射線が照射される受像面の当該放射線の照射面側に配置され、放射線の吸収率が大きい吸収部と放射線の吸収率が小さい透過部とが交互に設けられて前記放射線が被写体を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッドと、前記撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理を行うことにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。 In order to achieve the above object, a radiographic imaging apparatus of the present invention includes an imaging unit that captures a radiographic image represented by radiation that has passed through a subject, and an image of the radiation on an image receiving surface irradiated with the radiation of the imaging unit. Arranged on the irradiation surface side, an absorption part having a high radiation absorption rate and a transmission part having a low radiation absorption rate are alternately provided to remove a scattering component of the radiation generated when the radiation passes through the subject. and grid, a periodic pattern caused by the grid by performing a full Irutaringu processing on the radiation image by changing the filter coefficients in accordance with the difference in pixel values between pixels adjacent from the captured radiographic image by the image pickup means By creating an extracted pattern image and obtaining a difference between the radiation image and the pattern image, the periodic pattern is obtained. It includes image processing means for performing image processing that supports the.
本発明の放射線画像撮影装置は、撮像手段により、被写体を透過した放射線により表わされる放射線画像が撮像されるものとされており、放射線の吸収率が大きい吸収部と放射線の吸収率が小さい透過部とが交互に設けられて前記放射線が被写体を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッドが、撮像手段の放射線が照射される受像面の放射線の照射面側に配置されている。 In the radiographic imaging device of the present invention, the radiographic image represented by the radiation that has passed through the subject is captured by the imaging means, and an absorption part having a large radiation absorption rate and a transmission part having a low radiation absorption rate Are alternately arranged, and a grid that removes a scattered component of the radiation generated when the radiation passes through the subject is disposed on the radiation irradiation side of the image receiving surface irradiated with the radiation of the imaging unit. .
そして、本発明では、画像処理手段により、撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理が行われることにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像が作成され、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理が行われる。 In the present invention, the image processing means, by off Irutaringu processing is performed on the radiographic image by changing the filter coefficients in accordance with the difference in pixel values between pixels adjacent from the captured radiographic image by the imaging means A pattern image obtained by extracting the periodic pattern generated by the grid is created, and image processing for removing the periodic pattern is performed by obtaining a difference between the radiation image and the pattern image .
このように、本発明では、放射線画像を撮像する撮像手段の受像面の放射線の照射面側にグリッドを配置した状態で、撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理を行うことにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理を行っているので、放射線画像の隣接する画素間での画素値の差が大きいエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制することができる。 As described above, in the present invention, the pixel value between adjacent pixels from the radiographic image captured by the imaging unit in a state where the grid is arranged on the radiation receiving side of the image receiving unit of the imaging unit that captures the radiographic image. the full Irutaringu processing on the radiation image creates a pattern image obtained by extracting a periodic pattern caused by the grid by a row Ukoto changing the filtering coefficients in accordance with the difference, obtaining a difference between the pattern image and the radiographic image Accordingly, since Life has an image processing for removing the periodic pattern, artifacts large difference edge peripheral portion of the pixel values between adjacent pixels of the radiographic image can be prevented from being generated.
また、上記グリッドは、一方向に延伸された帯状の前記吸収部と前記透過部とが前記一方向に対する直交方向に所定のピッチで交互に設けられたものであり、上記フィルタリング処理は、前記放射線画像から前記吸収部と前記透過部に対応して当該放射線画像に生じる周期的な筋方向の低周波成分を抽出し、前記筋方向に対する直交方向の高周波成分を抽出する処理であってもよい。 Further, the grid is configured such that the band-shaped absorbing portion and the transmitting portion extended in one direction are alternately provided at a predetermined pitch in a direction orthogonal to the one direction. A process of extracting a periodic low-frequency component in the muscle direction that occurs in the radiographic image corresponding to the absorption unit and the transmission unit from an image and extracting a high-frequency component in a direction orthogonal to the muscle direction may be performed.
一方、上記目的を達成するために、本発明の画像処理装置は、被写体を透過した放射線により表わされる放射線画像を撮像する撮像手段の前記放射線が照射される受像面の当該放射線の照射面側に、放射線の吸収率が大きい吸収部と放射線の吸収率が小さい透過部とが交互に設けられて前記放射線が被写体を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッドを配置した状態で、前記撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理を行うことにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理を行う画像処理手段、を備えている。 On the other hand, in order to achieve the above object, the image processing apparatus of the present invention is provided on the radiation receiving side of the image receiving surface irradiated with the radiation of the imaging unit that captures the radiation image represented by the radiation transmitted through the subject. In a state where an absorption part having a high radiation absorption rate and a transmission part having a low radiation absorption rate are alternately provided, and a grid is arranged to remove the radiation scattering component generated when the radiation passes through the subject. It was extracted periodic pattern caused by the grid by performing a full Irutaringu processing on the radiation image by changing the filter coefficients in accordance with the difference in pixel values between pixels adjacent from the captured radiographic image by the image pickup means An image from which the periodic pattern is removed by creating a pattern image and obtaining a difference between the radiation image and the pattern image. Image processing means for processing, and a.
本発明の画像処理装置は、被写体を透過した放射線により表わされる放射線画像を撮像する撮像手段の放射線が照射される受像面の当該放射線の照射面側に放射線の吸収率が大きい吸収部と放射線の吸収率が小さい透過部とが交互に設けられて前記放射線が被写体を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッドが配置されており、画像処理手段により、グリッドが配置された状態で、撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理が行われることにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像が作成され、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理が行われる。 An image processing apparatus according to the present invention includes an absorption unit having a large radiation absorption rate on the radiation receiving side of an image receiving surface irradiated with radiation of an imaging unit that captures a radiation image represented by radiation transmitted through a subject, A state where the grid is arranged by the image processing means, in which a transmission part having a small absorption rate is alternately provided and a scattering component of the radiation generated when the radiation passes through the subject is arranged. in, extracting the periodic pattern produced by the grid by full Irutaringu process is performed by changing the filtering coefficients in response to the difference in pixel values between pixels adjacent from the radiation image captured by the imaging means to the radiation image A pattern image is created, and the periodic pattern is obtained by obtaining a difference between the radiation image and the pattern image. Image processing is performed to remove.
このように、本発明では、放射線画像を撮像する撮像手段の受像面の放射線の照射面側にグリッドを配置した状態で、撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理を行うことにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理を行っているので、放射線画像の隣接する画素間での画素値の差が大きいエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制することができる。 As described above, in the present invention, the pixel value between adjacent pixels from the radiographic image captured by the imaging unit in a state where the grid is arranged on the radiation receiving side of the image receiving unit of the imaging unit that captures the radiographic image. the full Irutaringu processing on the radiation image creates a pattern image obtained by extracting a periodic pattern caused by the grid by a row Ukoto changing the filtering coefficients in accordance with the difference, obtaining a difference between the pattern image and the radiographic image Accordingly, since Life has an image processing for removing the periodic pattern, artifacts large difference edge peripheral portion of the pixel values between adjacent pixels of the radiographic image can be prevented from being generated.
このように、本発明によれば、放射線画像の隣接する画素間での画素値の差が大きいエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制することができる、という優れた効果を有する。 Thus, according to the present invention, there is an excellent effect that it is possible to suppress the occurrence of artifacts at the edge peripheral edge where the difference in pixel value between adjacent pixels of the radiographic image is large.
以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態について説明する。なお、以下では、本発明を、Ｘ線による放射線画像を撮像する放射線画像撮影装置１０に適用した場合について説明する。
図１には、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０の概略構成が示されている。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Hereinafter, a case where the present invention is applied to a radiographic imaging apparatus 10 that captures a radiographic image using X-rays will be described .
FIG. 1 shows a schematic configuration of a radiation image capturing apparatus 10 according to the present embodiment.
同図に示すように、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０は、被写体１２に対してＸ線を放射する管球１４と、被写体１２に対して管球１４の反対側に受像面が対向するように設けられ、当該受像面で受像されたＸ線を直接デジタルデータに変換するＸ線検出素子（ＦＰＤ）２０と、受像面のＸ線の照射面側に配置され、放射線が被写体１２を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッド４０と、を備えている。 As shown in the figure, the radiographic imaging device 10 according to the present exemplary embodiment has a tube 14 that emits X-rays to a subject 12 and an image receiving surface on the opposite side of the tube 14 with respect to the subject 12. An X-ray detection element (FPD) 20 provided so as to face each other and directly converting X-rays received on the image receiving surface into digital data, and disposed on the X-ray irradiation surface side of the image receiving surface. And a grid 40 that removes a scattered component of the radiation that is generated when the light is transmitted.
管球１４から放射されたＸ線は、被写体１２を透過しさらにグリッド４０を透過してＸ線検出素子２０に到達する。Ｘ線検出素子２０は、受像面にＸ線に対して感度を有する複数のセンサ部が２次元状に設けられ、当該受像面で受像された放射線画像を撮像する。 X-rays emitted from the tube 14 pass through the subject 12 and further pass through the grid 40 and reach the X-ray detection element 20. The X-ray detection element 20 is provided with a plurality of sensor units having sensitivity to X-rays on an image receiving surface in a two-dimensional manner, and captures a radiographic image received on the image receiving surface.
図２には、本実施の形態に係るＸ線検出素子２０の詳細な構成の一例が示されている。 FIG. 2 shows an example of a detailed configuration of the X-ray detection element 20 according to the present embodiment.
同図に示すように、Ｘ線検出素子２０は、Ｘ線に対して感度を有し、照射されたＸ線の線量に応じた電荷を蓄積するセンサ部２２と、センサ部２２に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin film transistor）スイッチ２４と、を含んで構成される画素が２次元状に複数設けられている。 As shown in the figure, the X-ray detection element 20 has sensitivity to X-rays, and stores a sensor unit 22 that accumulates charges according to the dose of irradiated X-rays, and the sensor unit 22 stores the charges. A plurality of pixels each including a TFT (Thin film transistor) switch 24 for reading out electric charges is provided in a two-dimensional manner.
また、Ｘ線検出素子２０には、上記ＴＦＴスイッチ２４をＯＮ／ＯＦＦするための複数の走査配線２６と、上記センサ部２２に蓄積された電荷を読み出すための複数の信号配線２８と、が互いに交差して設けられている。 The X-ray detection element 20 includes a plurality of scanning wirings 26 for turning on / off the TFT switch 24 and a plurality of signal wirings 28 for reading out charges accumulated in the sensor unit 22. It is provided crossing.
各信号配線２８には、当該信号配線２８に接続された何れかのＴＦＴスイッチ２４がＯＮされることによりセンサ部２２に蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。各信号配線２８には、各信号配線２８に流れ出した電気信号を検出する信号検出回路３０が接続されており、各走査配線２６には、各走査配線２６にＴＦＴスイッチ２４をＯＮ／ＯＦＦするための制御信号を出力するスキャン信号制御装置３２が接続されている。 An electric signal corresponding to the amount of electric charge accumulated in the sensor unit 22 flows through each signal line 28 when any TFT switch 24 connected to the signal line 28 is turned on. Each signal wiring 28 is connected to a signal detection circuit 30 for detecting an electric signal flowing out to each signal wiring 28, and each scanning wiring 26 is used to turn on / off the TFT switch 24 in each scanning wiring 26. A scan signal control device 32 for outputting the control signal is connected.
信号検出回路３０は、各信号配線２８毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路を内蔵している。信号検出回路３０では、各信号配線２８より入力される電気信号を増幅回路により増幅して検出することにより、画像を構成する各画素の情報（画素値）として、各センサ部２２に蓄積された電荷量を検出する。 The signal detection circuit 30 incorporates an amplification circuit for amplifying an input electric signal for each signal wiring 28. In the signal detection circuit 30, the electric signal input from each signal wiring 28 is amplified and detected by the amplification circuit, so that the information (pixel value) of each pixel constituting the image is accumulated in each sensor unit 22. Detect the amount of charge.
この信号検出回路３０及びスキャン信号制御装置３２には、信号検出回路３０において検出された電気信号に所定の処理を施すとともに、信号検出回路３０に対して信号検出のタイミングを示す制御信号を出力し、スキャン信号制御装置３２に対してスキャン信号の出力のタイミングを示す制御信号を出力する信号処理装置３４が接続されている。 The signal detection circuit 30 and the scan signal control device 32 perform predetermined processing on the electrical signal detected by the signal detection circuit 30 and output a control signal indicating the signal detection timing to the signal detection circuit 30. A signal processing device 34 is connected to the scan signal control device 32 for outputting a control signal indicating the output timing of the scan signal.
図３には、本実施の形態に係るグリッド４０の詳細な構成の一例が示されている。 FIG. 3 shows an example of a detailed configuration of the grid 40 according to the present embodiment.
同図に示すように、グリッド４０は、Ｘ線を吸収する鉛を主成分とする吸収部４２と、Ｘ線を透過するアルミニウムを主成分とする透過部４４と、が各々所定の幅で一方向に延伸されて帯状とされ、当該一方向に対する直交方向に吸収部４２が所定のピッチで交互に設けられてたものである。本実施の形態では、グリッド４０は、吸収部４２及び透過部４４が延伸された上記一方向がＸ線検出素子２０の信号配線方向となるように配置されている。 As shown in the figure, the grid 40 includes an absorption portion 42 mainly composed of lead that absorbs X-rays and a transmission portion 44 mainly composed of aluminum that transmits X-rays with a predetermined width. The strips are stretched in the direction to form strips, and the absorbing portions 42 are alternately provided at a predetermined pitch in a direction orthogonal to the one direction. In the present embodiment, the grid 40 is arranged so that the one direction in which the absorption part 42 and the transmission part 44 are extended becomes the signal wiring direction of the X-ray detection element 20.
また、図１に示されるように、吸収部４２は、管球１４から発せられたＸ線が各吸収部４２の間の透過部４４を通過してＸ線検出素子２０に真っ直ぐに入射するように、位置に応じて多少傾きをもって形成されている。 Further, as shown in FIG. 1, the absorption unit 42 causes the X-rays emitted from the tube 14 to pass through the transmission unit 44 between the absorption units 42 and to enter the X-ray detection element 20 straightly. Furthermore, it is formed with a slight inclination according to the position.
従って、図４に示されるように、管球１４から放射され被写体１２を真っ直ぐに透過したＸ線１５（図４の実線）は、グリッド４０の照射位置に応じて吸収部４２に吸収されて遮ぎられる一方、透過部４４を透過してＸ線検出素子２０に照射される。これにより、Ｘ線検出素子２０の受像面で受像された放射線画像には、被写体像とともに吸収部４２と透過部４４に対応して周期的な筋（グリッド縞）が記録される。 Therefore, as shown in FIG. 4, X-rays 15 (solid lines in FIG. 4) emitted from the tube 14 and transmitted straight through the subject 12 are absorbed by the absorber 42 according to the irradiation position of the grid 40 and blocked. On the other hand, the X-ray detection element 20 is irradiated through the transmission part 44. Thereby, in the radiographic image received on the image receiving surface of the X-ray detection element 20, periodic stripes (grid stripes) corresponding to the absorption unit 42 and the transmission unit 44 are recorded together with the subject image.
一方、管球１４から発せられＸ線１５は、被写体１２を透過する際に一部が散乱する。この被写体１２内で散乱した散乱Ｘ線１５ａ（図４の一点鎖線）は、吸収部４２の傾きに対して斜めに入射し、グリッド４０内部で吸収部４２に吸収され、又はグリッド４０の表面で反射されるため、Ｘ線検出素子２０には照射されない。従って、Ｘ線検出素子２０には散乱Ｘ線１５ａの照射の少ない鮮明な放射線画像が記録される。 On the other hand, X-rays 15 emitted from the tube 14 are partially scattered when passing through the subject 12. Scattered X-rays 15 a (dotted line in FIG. 4) scattered in the subject 12 are incident obliquely with respect to the inclination of the absorber 42 and are absorbed by the absorber 42 inside the grid 40 or on the surface of the grid 40. Since it is reflected, the X-ray detection element 20 is not irradiated. Therefore, a clear radiation image with little irradiation of scattered X-rays 15a is recorded on the X-ray detection element 20.
図５には、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０の動作を制御する制御部５０の構成が示されている。 FIG. 5 shows a configuration of the control unit 50 that controls the operation of the radiographic imaging apparatus 10 according to the present exemplary embodiment.
同図に示すように、制御部５０は、放射線画像撮影装置１０全体の動作を司るＣＰＵ（中央処理装置）５２と、ＣＰＵ５２による各種処理プログラムの実行時のワークエリア等として用いられるＲＡＭ（Random Access Memory）５４と、各種制御プログラムや後述するローパスフィルタ処理などの各種画像処理プログラム、各種パラメータ等が予め記憶されたＲＯＭ（Read Only Memory）５６と、各種情報を記憶するＨＤＤ（ハード・ディスク・ドライブ）５８と、信号処理装置３４を制御することによりＸ線検出素子２０による撮像動作の制御する検出素子制御部６０と、管球１４への電力供給を制御することにより、管球１４からのＸ線の放射を制御する線源制御部６２と、指示操作を受け付ける操作パネル６４に対して入力された操作指示を検出する操作入力検出部６６と、を備えている。 As shown in the figure, the control unit 50 includes a CPU (Central Processing Unit) 52 that controls the operation of the entire radiographic imaging apparatus 10 and a RAM (Random Access) used as a work area when the CPU 52 executes various processing programs. Memory) 54, various control programs, various image processing programs such as low-pass filter processing described later, ROM (Read Only Memory) 56 in which various parameters are stored in advance, and HDD (hard disk drive) that stores various information ) 58, by controlling the signal processing device 34 to control the imaging operation by the X-ray detection element 20, and by controlling the power supply to the tube 14, the X from the tube 14 An operation instruction input to the radiation source control unit 62 that controls the radiation of the line and the operation panel 64 that receives the instruction operation is detected. An operation input detection unit 66, and a.
ＣＰＵ５２、ＲＡＭ５４、ＲＯＭ５６、ＨＤＤ５８、検出素子制御部６０、線源制御部６２及び操作入力検出部６６は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。 The CPU 52, RAM 54, ROM 56, HDD 58, detection element control unit 60, radiation source control unit 62, and operation input detection unit 66 are connected to each other via a system bus BUS.
従って、ＣＰＵ５２は、ＲＡＭ５４、ＲＯＭ５６、及びＨＤＤ５８に対するアクセスと、検出素子制御部６０を介してＸ線検出素子２０の撮影動作の制御と、線源制御部６２を介した管球１４からのＸ線の放射の制御と、操作入力検出部６６を介した操作パネル６４に対して入力された操作指示の把握と、を各々行うことができる。 Therefore, the CPU 52 accesses the RAM 54, ROM 56, and HDD 58, controls the imaging operation of the X-ray detection element 20 via the detection element control unit 60, and X-rays from the tube 14 via the source control unit 62. The control of radiation and the grasping of the operation instruction input to the operation panel 64 via the operation input detection unit 66 can be performed.
次に、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０の作用について説明する。 Next, the operation of the radiographic image capturing apparatus 10 according to the present embodiment will be described.
放射線画像の撮影を行う場合、検査技師は、被写体１２を管球１４とＸ線検出素子２０と間に配置し、放射線画像撮影装置１０に対して撮影を指示する所定の指示操作を行う。 When radiographing is performed, the examination engineer places the subject 12 between the tube 14 and the X-ray detection element 20 and performs a predetermined instruction operation for instructing the radiographic imaging apparatus 10 to perform imaging.
放射線画像撮影装置１０は、撮影を指示する所定の指示操作が行われると、線源制御部６２を介して管球１４を制御し、管球１４からＸ線を放射させる。 When a predetermined instruction operation for instructing imaging is performed, the radiographic image capturing apparatus 10 controls the tube 14 via the radiation source control unit 62 to emit X-rays from the tube 14.
管球１４から放射されたＸ線は、被写体１２を透過した後にグリッド４０を透過してＸ線検出素子２０に到達する。 X-rays radiated from the tube 14 pass through the subject 12 and then through the grid 40 to reach the X-ray detection element 20.
これにより、Ｘ線検出素子２０の各センサ部２２には照射されたＸ線の線量に応じた電荷が蓄積される。 As a result, charges corresponding to the dose of the irradiated X-rays are accumulated in each sensor unit 22 of the X-ray detection element 20.
ＣＰＵ５２は、放射線画像を読み出す際、検出素子制御部６０を介して信号処理装置３４を制御し、スキャン信号制御装置３２から１ラインずつ順に各走査配線２６にＯＮ信号（＋１０〜２０Ｖ）を出力させ、各走査配線２６に接続された各ＴＦＴスイッチ２４を１ラインずつ順にＯＮさせる。これにより、各信号配線２８には１ラインずつ各センサ部２２に蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れ出す。信号検出回路３０は、信号配線２８に流れ出した電気信号に基づいて各センサ部２２に蓄積された電荷量を、画像を構成する各画素の画素値として検出する。これにより、Ｘ線検出素子２０に照射されたＸ線により示される放射線画像を示す画像情報を得ることができる。以下では、画像情報により示される放射線画像において走査配線方向に対応する方向を主走査方向とし、信号配線方向に対応する方向を副走査方向とする。本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０では、上述のように、グリッド４０の吸収部４２及び透過部４４が延伸された上記一方向がＸ線検出素子２０の信号配線方向となるように配置している。このため、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０では、撮像によって得られた画像情報により示される放射線画像に、グリッド４０の吸収部４２と透過部４４に対応する筋が副走査方向に発生する。 When reading out the radiation image, the CPU 52 controls the signal processing device 34 via the detection element control unit 60 and outputs an ON signal (+10 to 20 V) to each scanning wiring 26 sequentially from the scan signal control device 32 line by line. Then, each TFT switch 24 connected to each scanning wiring 26 is sequentially turned on line by line. As a result, an electric signal corresponding to the amount of electric charge accumulated in each sensor unit 22 flows out to each signal line 28 line by line. The signal detection circuit 30 detects the amount of charge accumulated in each sensor unit 22 based on the electrical signal flowing out to the signal wiring 28 as the pixel value of each pixel constituting the image. Thereby, the image information which shows the radiographic image shown with the X-ray irradiated to the X-ray detection element 20 can be obtained. In the following, in the radiographic image indicated by the image information, the direction corresponding to the scanning wiring direction is defined as the main scanning direction, and the direction corresponding to the signal wiring direction is defined as the sub-scanning direction. In the radiographic imaging apparatus 10 according to the present exemplary embodiment, as described above, the one direction in which the absorption unit 42 and the transmission unit 44 of the grid 40 are extended is the signal wiring direction of the X-ray detection element 20. doing. For this reason, in the radiographic imaging device 10 according to the present exemplary embodiment, streaks corresponding to the absorption unit 42 and the transmission unit 44 of the grid 40 are generated in the sub-scanning direction in the radiographic image indicated by the image information obtained by imaging. To do.
ＣＰＵ５２は、撮像によって得られた画像情報をＲＡＭ５４に一旦記憶させる。そして、ＣＰＵ５２は、ＲＡＭ５４に記憶された画像情報により示される放射線画像からグリッド４０により当該放射線画像に生じる周期的パターンを除去する画像処理を行う。 The CPU 52 temporarily stores image information obtained by imaging in the RAM 54. Then, the CPU 52 performs image processing for removing a periodic pattern generated in the radiographic image by the grid 40 from the radiographic image indicated by the image information stored in the RAM 54.
図６には、ＣＰＵ５２により実行される放射線画像から周期的パターンを除去する画像処理の流れを模式的に示した模式図が示されている。 FIG. 6 is a schematic diagram schematically showing a flow of image processing for removing a periodic pattern from a radiographic image executed by the CPU 52.
同図に示すように、本実施の形態に係る画像処理では、放射線画像に対して、吸収部４２と透過部４４に対応して当該放射線画像に生じる筋方向に対する直交方向である主走査方向にハイパスフィルタ処理７０を行って主走査方向の低周波成分を除去して高周波成分を抽出する。 As shown in the figure, in the image processing according to the present embodiment, in the main scanning direction that is orthogonal to the streak direction generated in the radiographic image corresponding to the absorption unit 42 and the transmission unit 44 with respect to the radiographic image. A high pass filter process 70 is performed to remove low frequency components in the main scanning direction and extract high frequency components.
次に、本実施の形態に係る画像処理では、ハイパスフィルタ処理７０により抽出した画像に対して筋方向である副走査方向にローパスフィルタ処理７２を行って当該副走査方向の高周波成分を除去して低周波成分を抽出することにより周期的パターンを抽出したパターン画像を作成する。 Next, in the image processing according to the present embodiment, the image extracted by the high-pass filter processing 70 is subjected to the low-pass filter processing 72 in the sub-scanning direction that is the streak direction to remove high-frequency components in the sub-scanning direction. A pattern image from which a periodic pattern is extracted is created by extracting a low frequency component.
本実施の形態に係る画像処理では、このローパスフィルタ処理７２において、隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて画像処理を行うことによりエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制している。 In the image processing according to the present embodiment, in the low-pass filter processing 72, artifacts are generated at the edge peripheral edge by performing image processing by changing the filtering coefficient according to the difference in pixel value between adjacent pixels. Is suppressed.
そして、本実施の形態に係る画像処理では、対応する画素毎に、放射線画像からパターン画像の差分を求める差分処理７４を行うことにより、放射線画像から周期的パターンの除去を行っている。 In the image processing according to the present embodiment, the periodic pattern is removed from the radiation image by performing the difference processing 74 for obtaining the difference between the pattern images from the radiation image for each corresponding pixel.
図７には、本実施の形態に係るローパスフィルタ処理７２の詳細な流れを示すフローチャートが示されている。 FIG. 7 shows a flowchart showing a detailed flow of the low-pass filter processing 72 according to the present embodiment.
ステップ１００では、放射線画像において処理対象とする副走査方向のライン（以下、「処理対象ライン」という。）Ｎを１ライン目に初期化する。 In step 100, a line in the sub-scanning direction (hereinafter referred to as “processing target line”) N to be processed in the radiation image is initialized to the first line.
ステップ１０２では、処理対象ラインＮの一端側から順に、１画素ずつ範囲をずらしながら、３画素分の範囲を処理対象範囲と定める。この処理対象範囲に含まれる３つの画素を並び順にＳ０、Ｓ１、Ｓ２とし、画素Ｓ０の画素値をｓ０とし、画素Ｓ１の画素値をｓ１とし、画素Ｓ２の画素値をｓ２とする。 In step 102, a range corresponding to three pixels is determined as a processing target range while shifting the range one pixel at a time in order from one end side of the processing target line N. The three pixels included in the processing target range are sequentially arranged as S0, S1, and S2, the pixel value of the pixel S0 is s0, the pixel value of the pixel S1 is s1, and the pixel value of the pixel S2 is s2.
次のステップ１０４では、処理対象範囲内で中央に位置する画素Ｓ１と当該画素Ｓ１に隣接する画素Ｓ０及び画素Ｓ２との画素値の差を各々求める。 In the next step 104, the difference between the pixel values of the pixel S1 located in the center within the processing target range and the pixels S0 and S2 adjacent to the pixel S1 is obtained.
次のステップ１０６では、上記ステップ１０４において求めた各画素値の差の何れかが所定値以上であるか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップ１１２へ移行し、否定判定となった場合はステップ１１０へ移行する。なお、この上記所定値は、ローパスフィルタ処理を行った際にエッジ周縁部で視認できる程度のアーチファクトが発生する画素値の差を実験やシミュレーションにより求めて予め定めている。 In the next step 106, it is determined whether or not any of the pixel value differences obtained in the above step 104 is greater than or equal to a predetermined value. If the determination is affirmative, the process proceeds to step 112 and the determination is negative. If YES, go to step 110. Note that the predetermined value is determined in advance by obtaining a difference in pixel values that causes an artifact that can be visually recognized at the edge periphery when low-pass filter processing is performed.
ステップ１１０では、画素Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２の画素値ｓ０、ｓ１、ｓ２から以下の（１）式の演算を行って画素値ｓ１ｕｓを求める。 In step 110, the pixel value s1us is obtained by performing the following equation (1) from the pixel values s0, s1, and s2 of the pixels S0, S1, and S2.
ｓ１ｕｓ＝０．２５×ｓ０＋０．５×ｓ１＋０．２５×ｓ２ ・・・（１）
一方、ステップ１１２では、（１）式において画素Ｓ１との画素値の差が所定値以上となった画素に対応するフィルタリング係数に当該画素値の差に応じた値αを乗算すると共に、各フィルタリング係数を、フィルタリング係数を全て加算した加算値で除算した値に変更し、フィルタリング係数を変更した式によって演算を行って画素値ｓ１ｕｓを求める。例えば、画素Ｓ１と画素Ｓ２の画素値の差が大きくなって所定値以上となった場合は、以下の（２）式の演算を行って画素値ｓ１ｕｓを求める。
s1us = 0.25 × s0 + 0.5 × s1 + 0.25 × s2 (1)
On the other hand, in step 112, the filtering coefficient corresponding to the pixel whose pixel value difference with the pixel S1 in the equation (1) is equal to or larger than a predetermined value is multiplied by the value α corresponding to the difference in the pixel value, and each filtering is performed. The coefficient is changed to a value divided by the added value obtained by adding all the filtering coefficients, and calculation is performed using an expression in which the filtering coefficient is changed to obtain the pixel value s1us. For example, when the difference between the pixel values of the pixel S1 and the pixel S2 becomes larger than a predetermined value, the following equation (2) is calculated to obtain the pixel value s1us.
この値αは、図８（Ａ）の実線に示すように、画素Ｓ１と隣接画素の画素値の差が大きくなるほど値が小さくなり、且つ、本実施の形態では、画素値の差が小さい領域と大きい領域とで値αの変化率が小さくなり、小さい領域と大きい領域の間の中間領域で値αの変化率が大きくなるように定めている。本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１０では、この画素値の差と値αの関係を示す関係情報を予めＲＯＭ５６に記憶しており、当該関係情報に基づいて値αを求めている。なお、図８（Ａ）に示した値αと画素値の差との関係は一例であり、例えば、図８（Ｂ）〜（Ｄ)の実線に示すように定めてもよい。
As indicated by the solid line in FIG. 8A, the value α decreases as the difference between the pixel value of the pixel S1 and the adjacent pixel increases, and in this embodiment, the region where the difference in pixel value is small. The change rate of the value α is small in the large region and the change rate of the value α is large in the intermediate region between the small region and the large region. In the radiographic imaging device 10 according to the present exemplary embodiment, the relationship information indicating the relationship between the difference between the pixel values and the value α is stored in the ROM 56 in advance, and the value α is obtained based on the relationship information. Note that the relationship between the value α and the difference between the pixel values shown in FIG. 8A is an example, and may be determined as shown by the solid lines in FIGS. 8B to 8D, for example.
ステップ１１６では、上記ステップ１００又はステップ１１２で求められた画素値ｓ１ｕｓをパターン画像において画素Ｓ１の画素値とする。 In step 116, the pixel value s1us obtained in step 100 or 112 is set as the pixel value of the pixel S1 in the pattern image.
ステップ１２０では、処理対象範囲が処理対象ラインＮの他端側に到達して１ライン分の処理が終了したか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップ１２２へ移行し、否定判定となった場合は上記ステップ１０２へ移行して次の処理対象範囲に対する処理を行う。 In step 120, it is determined whether or not the processing target range has reached the other end side of the processing target line N and the processing for one line has been completed. When it becomes, it transfers to the said step 102 and performs the process with respect to the following process target range.
ステップ１２２では、放射線画像の全ラインに対する処理が終了したか否かを判定し、肯定判定となった場合は本ローパスフィルタ処理を終了し、否定判定となった場合はステップ１２４へ移行する。 In step 122, the processing for all lines of the radiographic image is determined whether or not it is completed, if it is affirmative judgment terminates the low-pass filter process, when a negative determination proceeds to step 124.
ステップ１２４では、処理対象ラインＮを１ラインずらして（Ｎ＝Ｎ＋１）、ステップ１０２へ移行する。 In step 124, the processing target line N is shifted by one line (N = N + 1), and the process proceeds to step 102.
図９（Ａ）には、図１０（Ａ）に示した放射線画像に本実施の形態の画像処理を行った結果の一例が模式的に示されており、図９（Ｂ）には、図１１（Ａ）に示した放射線画像に本実施の形態の画像処理を行った結果の一例が模式的に示されている。 FIG. 9A schematically shows an example of the result of performing the image processing of the present embodiment on the radiographic image shown in FIG. 10A, and FIG. An example of the result of performing the image processing of the present embodiment on the radiation image shown in FIG. 11 (A) is schematically shown.
図９（Ａ）（Ｂ）に示すように、ローパスフィルタ処理７２において、本実施の形態にようにフィルタリング係数を変えて画像処理を行うことによりアーチファクトを発生させずにグリット縞を除去することができる。 As shown in FIGS. 9A and 9B, in the low-pass filter processing 72, grit fringes can be removed without causing artifacts by performing image processing by changing the filtering coefficient as in the present embodiment. it can.
以上のように、本実施の形態によれば、放射線画像を撮像するＸ線検出素子２０の受像面の放射線が照射される照射面側にグリッド４０を配置した状態で、Ｘ線検出素子２０により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にグリッド４０により生じる周期的パターンを除去するフィルタリング処理を行っているので、放射線画像のエッジ周縁部でアーチファクトが発生することを抑制することができる。 As described above, according to the present embodiment, the X-ray detection element 20 uses the X-ray detection element 20 in a state where the grid 40 is disposed on the irradiation surface side irradiated with radiation on the image receiving surface of the X-ray detection element 20 that captures a radiation image. Since the filtering processing is performed to remove the periodic pattern generated by the grid 40 in the radiographic image by changing the filtering coefficient according to the difference in pixel value between adjacent pixels from the captured radiographic image, the edge of the radiographic image Generation of artifacts at the peripheral edge can be suppressed.
ここで、ノイズがあると、本来の信号としては差がないにもかかわらずノイズの影響により、注目画素との差分が大きくなり、本来得たいαの値が得られないことがある。このノイズの影響を低減させるため、隣接画素間との差分値ではなく、画素Ｓ１の副走査方向近傍数画素（例えば、２〜３画素）での画素値の平均値や、副走査方向に通常のローパスフィルタ処理した値を用いても良い。 Here, if there is noise, the difference from the target pixel becomes large due to the influence of noise even though there is no difference in the original signal, and the value of α that is originally desired may not be obtained. In order to reduce the influence of this noise, it is not the difference value between adjacent pixels, but the average value of the pixel values of several pixels (for example, 2 to 3 pixels) in the sub-scanning direction of the pixel S1, or the normal value in the sub-scanning direction. The low-pass filtered value may be used.
例えば、ローパスフィルタ処理をした後の画素ｓ１をｓ１_aveとし、副走査方向近傍数画素での画素値の平均値を、近傍画素_aveとすると、ｓ１_ave−近傍画素_aveに応じて、αの値を算出する。これによりノイズの影響を低減させたαの値を得ることができる。 For example, assuming that the pixel s1 after the low-pass filter processing is s1_ave, and the average value of the pixel values in the sub-scanning direction neighboring pixels is the neighboring pixel_ave, the value of α according to s1_ave−neighboring pixel_ave Is calculated. This makes it possible to obtain a value of α that reduces the influence of noise.
なお、本実施の形態では、グリッド４０を、吸収部４２及び透過部４４が延伸された上記一方向がＸ線検出素子２０の信号配線方向となるように配置したため、放射線画像に対して主走査方向にハイパスフィルタ処理を行い、副走査方向にローパスフィルタ処理を行う場合について説明したが、Ｘ線検出素子２０に対してグリッド４０の前記一方向の向きが変更された場合は、放射線画像に対して吸収部４２及び透過部４４に対応して当該放射線画像に生じる周期的な筋方向にローパスフィルタ処理を行い、前記筋方向に対する直交方向にハイパスフィルタ処理を行うように適宜変更すればよい。このローパスフィルタ処理を行うラインは筋方向と略同一方向、ハイパスフィルタ処理を行うラインは筋方向に対する略直交する方向であればよい。 In the present embodiment, since the grid 40 is arranged so that the one direction in which the absorption part 42 and the transmission part 44 are extended is the signal wiring direction of the X-ray detection element 20, main scanning is performed on the radiographic image. The case where the high-pass filter process is performed in the direction and the low-pass filter process is performed in the sub-scanning direction has been described. However, when the orientation of the grid 40 in the one direction is changed with respect to the X-ray detection element 20, Then, the low pass filter process may be performed in a periodic direction generated in the radiographic image corresponding to the absorption unit 42 and the transmission unit 44, and the high pass filter process may be appropriately changed in a direction orthogonal to the muscle direction. The line for performing the low-pass filter process may be in the substantially same direction as the muscle direction, and the line for performing the high-pass filter process may be in a direction substantially orthogonal to the muscle direction.
また、本実施の形態では、放射線としてＸ線による放射線画像を検出する放射線画像撮影装置１０に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、放射線としてはガンマ線や紫外線、赤外線等いずれであってもよい
その他、本実施の形態で説明した放射線画像撮影装置１０の構成（図１〜図５参照。）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において適宜変更可能であることは言うまでもない。
In the present embodiment, the case where the present invention is applied to the radiographic imaging apparatus 10 that detects a radiographic image using X-rays as radiation has been described. However, the present invention is not limited to this, and for example, radiation In addition, any of gamma rays, ultraviolet rays, infrared rays, and the like may be used. In addition, the configuration of the radiographic image capturing apparatus 10 described in the present embodiment (see FIGS. 1 to 5) is an example and departs from the gist of the present invention. Needless to say, it can be appropriately changed within a range not to be performed.
また、本実施の形態で説明した各画像処理の流れ（図６、図７参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において適宜変更可能であることは言うまでもない。 The flow of each image processing described in the present embodiment (see FIGS. 6 and 7) is also an example, and it goes without saying that the image processing can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
さらに、本実施の形態で説明した画素値の差と値αの関係を示す関係情報（図８参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において適宜変更可能であることは言うまでもない。 Furthermore, the relationship information (see FIG. 8) indicating the relationship between the pixel value difference and the value α described in this embodiment is also an example, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention. Needless to say.
１０ 放射線画像撮影装置
１２ 被写体
２０ Ｘ線検出素子（撮像手段）
４０ グリッド
４２ 吸収部
４４ 透過部
５２ ＣＰＵ（画像処理手段）
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Radiographic imaging apparatus 12 Subject 20 X-ray detection element (imaging means)
40 Grid 42 Absorber 44 Transmitter 52 CPU (Image Processing Unit)
Claims (3)
前記撮像手段の前記放射線が照射される受像面の当該放射線の照射面側に配置され、放射線の吸収率が大きい吸収部と放射線の吸収率が小さい透過部とが交互に設けられて前記放射線が被写体を透過した際に発生する当該放射線の散乱成分を除去するグリッドと、
前記撮像手段により撮像された放射線画像から隣接する画素間での画素値の差に応じてフィルタリング係数を変えて当該放射線画像にフィルタリング処理を行うことにより前記グリッドにより生じる周期的パターンを抽出したパターン画像を作成し、前記放射線画像と前記パターン画像との差分を求めることにより、前記周期的パターンを除去する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線画像撮影装置。 Imaging means for capturing a radiation image represented by radiation transmitted through the subject;
The imaging means is arranged on the radiation receiving side of the image receiving surface to which the radiation is irradiated, and an absorption portion having a high radiation absorption rate and a transmission portion having a low radiation absorption rate are alternately provided, and the radiation is provided. A grid that removes the scattered component of the radiation generated when passing through the subject;
Pattern extracting the periodic pattern produced by the grid by performing a full Irutaringu processing on the radiation image by changing the filter coefficients in accordance with the difference in pixel values between pixels adjacent from the captured radiographic image by the image pickup means An image processing means for creating an image and performing image processing for removing the periodic pattern by obtaining a difference between the radiation image and the pattern image ;
A radiographic imaging apparatus comprising:
前記フィルタリング処理は、前記放射線画像から前記吸収部と前記透過部に対応して当該放射線画像に生じる周期的な筋方向の低周波成分を抽出し、前記筋方向に対する直交方向の高周波成分を抽出する処理である
請求項１記載の放射線画像撮影装置。 In the grid, the band-shaped absorbing portion and the transmitting portion extended in one direction are alternately provided at a predetermined pitch in a direction orthogonal to the one direction,
The filtering process extracts a periodic low-frequency component in a muscle direction that occurs in the radiographic image corresponding to the absorption unit and the transmission unit from the radiographic image, and extracts a high-frequency component in a direction orthogonal to the muscle direction. a process according to claim 1 Symbol mounting of the radiographic image capturing apparatus.
を備えた画像処理装置。 An absorption part having a high radiation absorption rate and a transmission part having a low radiation absorption rate are provided on the radiation receiving side of the image receiving surface irradiated with the radiation of the imaging means that captures the radiation image represented by the radiation that has passed through the subject. Are alternately arranged and pixels between adjacent pixels from the radiation image captured by the imaging means in a state where a grid for removing the scattered component of the radiation generated when the radiation passes through the subject is disposed. create a pattern image obtained by extracting a periodic pattern caused by the grid by performing a full Irutaringu processing on the radiation image by changing the filter coefficient according to the difference value, obtaining the difference between the pattern image and the radiographic image Image processing means for performing image processing to remove the periodic pattern ,
An image processing apparatus.
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