JPH03133278A - Method and apparatus for forming energy subtraction picture - Google Patents
Method and apparatus for forming energy subtraction pictureInfo
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は放射線画像のサブトラクション処理、詳細には
蓄積性蛍光体シートを用いて行なう放射線画像のデジタ
ルサブトラクション処理において、サブトラクション処
理のパラメータを最適化するサブトラクション画像の形
成方法およびその装置に関するものである。Detailed Description of the Invention (Industrial Application Field) The present invention optimizes subtraction processing parameters in subtraction processing of radiographic images, specifically digital subtraction processing of radiographic images performed using a stimulable phosphor sheet. The present invention relates to a method for forming a subtraction image and an apparatus therefor.
（従来の技術）
従来より放射線画像のデジタルサブトラクションが公知
となっている。この放射線画像のデジタルサブトラクシ
ョンとは、異なった条件で撮影した２つの放射線画像を
光電的に読み出してデジタル画像信号を得た後、これら
のデジタル画像信号を両画像の各画素を対応させて所定
のパラメータにより減算処理し、放射線画像中の特定の
構造物の画像を形成するための差信号を得る方法であり
、このようにして得た差信号を用いて特定構造物のみが
抽出された放射線画像を再生することができる。(Prior Art) Digital subtraction of radiographic images has been known for some time. This digital subtraction of radiographic images involves photoelectrically reading out two radiographic images taken under different conditions to obtain digital image signals, and then converting these digital image signals into a predetermined image by matching each pixel of both images. This is a method of performing subtraction processing using parameters to obtain a difference signal to form an image of a specific structure in a radiographic image, and a radiographic image in which only the specific structure is extracted using the difference signal obtained in this way. can be played.
このサブトラクション処理には、基本的に次の２つの方
法がある。即ち、造影剤注入により特定の構造物が強調
された放射線画像の画像信号から、造影剤が注入されて
いない放射線画像の画像信号を引き算（サブトラクト）
することによって特定の構造物を抽出するいわゆる時間
サブトラクション処理と、同一の被写体に対して相異な
るエネルギー分布を有する放射線を照射し、それにより
特定の構造物が特有の放射線エネルギー吸収特性を有す
ることを利用して特定構造物が異なる画像を２つの放射
線画像間に存在せしめ、その後この２つの放射線画像の
画像信号間で適当な重みづけをした上で、すなわち適当
なパラメータを決定した上で引き算（サブトラクト）を
行ない、特定の構造物の画像を抽出するいわゆるエネル
ギーサブトラクション処理である。There are basically two methods for this subtraction process: In other words, the image signal of a radiographic image in which no contrast agent has been injected is subtracted from the image signal of a radiographic image in which a specific structure has been emphasized by contrast agent injection (subtraction).
We use so-called time subtraction processing to extract specific structures by irradiating the same subject with radiation having different energy distributions, and thereby detect that specific structures have unique radiation energy absorption characteristics. This is used to create images with different specific structures between two radiographic images, and then after appropriately weighting the image signals of these two radiographic images, that is, after determining appropriate parameters, subtraction ( This is a so-called energy subtraction process that extracts images of specific structures.
このサブトラクション処理は特に医療用のＸ線写真の画
像処理において診断上きわめて有効な方法であるため、
近年大いに注目され、電子工学技術を駆使してその研究
、開発が盛んに進められている。This subtraction processing is an extremely effective method for diagnosis, especially in image processing of medical X-ray photographs.
It has received a lot of attention in recent years, and its research and development is actively progressing by making full use of electronic engineering technology.
さらに最近では例えば特開昭５８−１６３３４０号公報
に示されるように、きわめて広い放射線露出域を有する
蓄積性蛍光体シートを使用し、これらの蛍光体シートに
前述のように異なった条件で同一の被写体を透過した放
射線を照射して、これらの蛍光体シートに特定構造物の
画像情報が異なる放射線画像を蓄積記録し、これらの蓄
積画像を励起光による走査により読み出してデジタル信
号に変換し、これらデジタル信号により前記デジタルサ
ブトラクションを行なうことも提案されている。上記蓄
積性蛍光体シートとは、例えば、ｅ１開昭５５−１２４
２９号公報に開示されているように放射線（Ｘ線、α線
、β線、γ線、電子線、紫外線等）を照射するとその放
射線エネルギーの一部を蛍光体中に蓄積し、その後可視
光等の励起光を照射すると蓄積された放射線エネルギー
量に応じて蛍光体が輝尽発光を示すもので、きわめて広
いラチチュード（露出域）を有し、かつ著しく高い解像
力を有するものである。したがって、この蛍光体シート
に蓄積記録された放射線画像情報を利用して前記デジタ
ルサブトラクシジンを行なえば、放射線量が変動しても
常に十分な画像情報を得ることができ、診断能の高い放
射線画像を得ることができる。More recently, as shown in Japanese Patent Application Laid-Open No. 58-163340, stimulable phosphor sheets with an extremely wide radiation exposure area have been used, and these phosphor sheets are exposed to the same conditions under different conditions as described above. Radiation that has passed through the object is irradiated to accumulate and record radiation images with different image information of specific structures on these phosphor sheets, and these accumulated images are read out by scanning with excitation light and converted into digital signals. It has also been proposed to perform the digital subtraction using digital signals. The above-mentioned stimulable phosphor sheet is, for example, e1
As disclosed in Publication No. 29, when radiation (X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.) is irradiated, a part of the radiation energy is accumulated in the phosphor, and then visible light is emitted. When irradiated with such excitation light, the phosphor exhibits stimulated luminescence depending on the amount of accumulated radiation energy, and has an extremely wide latitude (exposure range) and extremely high resolution. Therefore, if the digital subtracticidine is performed using the radiation image information accumulated and recorded on this phosphor sheet, sufficient image information can always be obtained even if the radiation dose fluctuates, and radiation with high diagnostic ability can be used. You can get the image.
（発明が解決しようとする課題）
しかしながら、前述のような２枚の蓄積性蛍光体シート
に骨と軟部組織とを含む被写体の放射線画像を蓄積記録
し、エネルギーサブトラクションを行なって骨消去画像
すなわち軟部組織のみが抽出されたサブトラクション画
像を得た場合、前記パラメータは必ずしも常に、あるい
は画像全体に亘って最適であるとは限らない。これは、
ショット毎にＸ線の管電圧等の放射線エネルギーが変動
したり、Ｘ線が単色でないことに起因して、被写体の厚
みが変わる場所毎に実効的な吸収係数が異なるためであ
ると考えられる。(Problem to be Solved by the Invention) However, it is difficult to accumulate and record radiation images of a subject including bones and soft tissue on two stimulable phosphor sheets as described above, and perform energy subtraction to create a bone-erased image, that is, a soft tissue image. When a subtraction image in which only tissue is extracted is obtained, the parameters are not necessarily optimal all the time or over the entire image. this is,
This is thought to be because the effective absorption coefficient differs depending on the location where the thickness of the subject changes, due to variations in radiation energy such as X-ray tube voltage from shot to shot, or because X-rays are not monochromatic.
そこで本発明は、上述のような軟部組織抽出画像の画質
を常に、また画像全体に亘って良好なものとするため、
サブトラクション処理のためのパラメータを最適なもの
とすることができるエネルギーサブトラクション画像の
形成方法、およびその方法を実施する装置を提供するこ
とを目的とするものである。Therefore, the present invention aims to improve the image quality of soft tissue extraction images as described above at all times and over the entire image.
It is an object of the present invention to provide a method for forming an energy subtraction image that can optimize parameters for subtraction processing, and an apparatus for implementing the method.
（課題を解決するための手段）
本発明のエネルギーサブトラフシーン画像の形成方法は
、骨と軟部組織とを含む被写体を透過したそれぞれエネ
ルギーが異なる放射線を照射され、前記被写体の少なく
とも一部の画像情報が互いに異なる放射線画像を蓄積記
録された２枚以上の蓄積性蛍光体シートに励起光を走査
して前記放射線画像を輝尽発光光に変換し、この輝尽発
光光の発光量を光電的に読み出してデジタル画像信号に
変換し、各画像の対応する画素間で所定のパラメータを
用いてこのデジタル画像信号の減算を行なって放射線画
像の前記骨が消去された画像を形成する差信号を得るエ
ネルギーサブトラクションにおいて、前記放射線画像の
中に関心領域を設定し、設定された関心領域について予
め設定した多数の仮パラメータにより仮サブトラクショ
ンを行ない、この仮サブトラクションにより得られた多
数の仮サブトラクション画像を評価して評価が最高の場
合の仮パラメータを最適パラメータと定め、この最適パ
ラメータによってサブトラクション処理を行なうことを
特徴とするものである。(Means for Solving the Problems) A method for forming an energy subtrough scene image of the present invention includes an image of at least a part of the object, in which radiation that has passed through an object including bones and soft tissue and each having a different energy is irradiated. Excitation light is scanned across two or more stimulable phosphor sheets on which radiographic images with different information have been accumulated and recorded, the radiographic images are converted into stimulated luminescent light, and the amount of light emitted by this stimulated luminescent light is measured photoelectrically. read out and convert into a digital image signal, and subtract this digital image signal between corresponding pixels of each image using a predetermined parameter to obtain a difference signal forming an image in which the bone of the radiographic image is deleted. In energy subtraction, a region of interest is set in the radiation image, temporary subtraction is performed on the set region of interest using a number of preset temporary parameters, and a number of temporary subtraction images obtained by this temporary subtraction are evaluated. This method is characterized in that a temporary parameter with the highest evaluation is determined as an optimal parameter, and subtraction processing is performed using this optimal parameter.
そして上記方法は、放射線画像が蓄積記録された蓄積性
蛍光体シートに励起光を走査し、それによって前記蓄積
性蛍光体シートから発せられた輝尽発光光を光電的に読
み出してデジタル画像信号に変換する画像読取手段と、
前記放射線画像の中に関心領域を設定する手段と、
設定された関心領域について予め設定した多数の仮パラ
メータにより仮サブトラクションを行なう演算手段と、
この仮サブトラクションにより得られた多数の仮サブト
ラクション画像を評価して評価が最高の場合の仮パラメ
ータを最適パラメータとする最適パラメータ決定手段と
、
骨および軟部組織を含む同一の被写体を透過したエネル
ギーの互いに異なる放射線の照射により、該被写体の少
なくとも一部の画像情報が互いに異なる放射線画像が蓄
積記録された２枚以上の前記蓄積性蛍光体シートそれぞ
れから、前記画像読取手段によって得た各デジタル画像
信号の対応する画素間で前記最終パラメータを用いて減
算を行ない、それによって前記骨が消去された画像を形
成する差信号を得るサブトラクション演算手段とからな
る装置によって実施されうる。In the above method, excitation light is scanned across a stimulable phosphor sheet on which a radiation image has been accumulated and recorded, and the stimulated luminescent light emitted from the stimulable phosphor sheet is thereby photoelectrically read out and converted into a digital image signal. an image reading means for converting, a means for setting a region of interest in the radiographic image, a calculation means for performing temporary subtraction using a large number of preset temporary parameters for the set region of interest, and Optimum parameter determination means evaluates a large number of provisional subtraction images and sets the provisional parameters with the best evaluation as the optimal parameters; and irradiation of radiation with different energies that have passed through the same object, including bones and soft tissues, enables The final difference between corresponding pixels of each digital image signal obtained by the image reading means from each of the two or more stimulable phosphor sheets on which radiation images with different image information of at least a part of the subject are stored and recorded. and subtraction calculation means for performing a subtraction using the parameters, thereby obtaining a difference signal forming an image in which said bone has been erased.
本発明における関心領域の設定は、マニュアルで決定し
てもよいが、例えばテンプレート等を用いたパターンマ
ツチングの手法により、予め設定したパターンと画像中
の一部が一致する部分の相互相関をとって最大となる位
置を選択する方法を採用することもできる。あるいは、
統計的手法によって予め関心領域を画像のタイプ毎に定
めておいてもよい。The setting of the region of interest in the present invention may be determined manually, but for example, a pattern matching method using a template or the like may be used to obtain a cross-correlation between a preset pattern and a portion of the image that matches. It is also possible to adopt a method of selecting the position that has the maximum value. or,
A region of interest may be determined in advance for each type of image using a statistical method.
なお上述のように本発明方法においては、関心領域につ
いて決定された最適パラメータによってサブトラクショ
ン処理が行なわれるから、全体として見やすい画像とな
るように、画像の濃度範囲あるいはコントラスト範囲あ
るいは濃度範囲およびコントラスト範囲に合わせて、関
心領域以外について濃度補正（画像をＣＲＴに表示する
場合等においては輝度補正）あるいはコントラスト補正
あるいは濃度およびコントラスト補正するのが好ましい
。As mentioned above, in the method of the present invention, subtraction processing is performed using the optimal parameters determined for the region of interest. In addition, it is preferable to perform density correction (brightness correction when displaying an image on a CRT, etc.), contrast correction, or density and contrast correction for areas other than the region of interest.
（発明の作用と効果）
本発明のエネルギーサブトラクション画像の形成方法に
よれば、画像中の関心領域について最適のパラメータに
よってサブトラクシジンを行なうから、診断の目的から
して最重要な局所に最適なサブトラクションを行なった
画像が得られる。したがって、Ｘ線の単色でないことに
起因して、厚みが異なり、吸収係数が異なる場所毎に不
完全となるエネルギーサブトラクションが、関心領域に
ついて完全になり、診断適性のよいサブトラクション画
像を得ることができる。(Operations and Effects of the Invention) According to the energy subtraction image forming method of the present invention, subtraction is performed using optimal parameters for the region of interest in the image. An image with subtraction is obtained. Therefore, energy subtraction, which is incomplete at different locations with different thicknesses and different absorption coefficients due to the non-monochromatic nature of X-rays, becomes complete for the region of interest, making it possible to obtain subtraction images with good diagnostic suitability. .
また、Ｘ線源の線管の変動にも対応して常に最適なサブ
トラクションを行なうことができる。Further, optimal subtraction can always be performed in response to variations in the ray tube of the X-ray source.
（実 施 例）
以下、図面に示す実施態様に基づいて本発明の詳細な説
明する。(Example) Hereinafter, the present invention will be described in detail based on embodiments shown in the drawings.
第１Ａ図は２枚の蓄積性蛍光体シートＡ、Ｂに、肺野や
血管等の軟部組織と骨とを有する同一の被写体１を透過
したＸ線２を、それぞれエネルギーを変えて照射する状
態を示す。すなわち第１の蓄積性蛍光体シートＡに被写
体１のＸ線透過像を蓄積記録し、次いで短時間内で蓄積
性蛍光体シートＡＳＢを素早く取り替えると同時に、Ｘ
線源３の管電圧を変えて、透過Ｘ線のエネルギーが異な
る被写体１のＸ線画像を蓄積性蛍光体シートＢに蓄積記
録する。このとき蓄積性蛍光体シートＡとＢとで被写体
１の位置関係は同じとする。Figure 1A shows a state in which two stimulable phosphor sheets A and B are irradiated with X-rays 2 that have passed through the same subject 1, which has soft tissues such as lung fields and blood vessels, and bones, with different energies. shows. That is, the X-ray transmitted image of the subject 1 is stored and recorded on the first stimulable phosphor sheet A, and then the stimulable phosphor sheet ASB is quickly replaced within a short period of time.
By changing the tube voltage of the radiation source 3, X-ray images of the subject 1 with different energies of transmitted X-rays are accumulated and recorded on the stimulable phosphor sheet B. At this time, it is assumed that the positional relationship of the subject 1 between the stimulable phosphor sheets A and B is the same.
また、１１８図は２枚の蓄積性蛍光体シートＡ１Ｂを重
ね、この間に放射線エネルギーを一部吸収するフィルタ
Ｆを介在させて被写体１を透過したＸ線２を、照射する
状態を示すもので、これによりエネルギーの大きさの異
なる放射線を蓄積性蛍光体シートＡＳＢに同時に照射す
るもの（いわゆるワンショットエネルギーサブトラクシ
ョン）である。ワンショットエネルギーサブトラクショ
ンについては特開昭５９−８３４８６号に詳細が開示さ
れている。Furthermore, Fig. 118 shows a state in which two stimulable phosphor sheets A1B are stacked and X-rays 2 that have passed through the subject 1 are irradiated with a filter F that partially absorbs the radiation energy interposed between them. Thereby, the stimulable phosphor sheet ASB is simultaneously irradiated with radiation having different energy levels (so-called one-shot energy subtraction). Details of one-shot energy subtraction are disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 83486/1986.
このようにして、少な（とも一部の画像情報が異なる２
つの放射線画像を２枚の蓄積性蛍光体シーｌＡ、Ｂに蓄
積記録する。次にこれら２枚の蓄積性蛍光体シートＡＳ
Ｂから、第２図に示すような画像読取手段によってＸ線
画像を読み取り、画像を表わすデジタル画像信号を得る
。先ず、蓄積性蛍光体シートＡを矢印Ｙの方向に副走査
のために移動させながら、レーザー光Ｒ１ｏからのレー
ザー光１１を走査ミラー１２によってＸ方向に主走査さ
せ、蛍光体シートＡから蓄積Ｘ線エネルギーを、蓄積記
録されたＸ線画像にしたがって輝尽発光光１３として発
散させる。輝尽発光光１３は透明なアクリル板を成形し
て作られた集光板１４の一端面からこの集光板１４の内
部に入射し、中を全反射を繰返しつつフォトマル１５に
至り、輝尽発光光１３の発光量が画像信号Ｓとして出力
される。この出力された画像信号Ｓは増幅器とＡ／Ｄ変
換器を含む対数変換器１Ｂにより対数値（ｌｏｇｓ）の
デジタル画像信号１ ｏｇＳ＾に変換される。このデジ
タル画像信号１ｏｇＳＡは例えば磁気ディスク等の記憶
媒体１７に記憶される。次に、全く同様にして、もう１
枚の蓄積性蛍光体シートＢの記録画像が読み出され、そ
のデジタル画像信号ｌｏｇｓＢが同様に記憶媒体１７に
記憶される。In this way, it is possible to create two
Two radiation images are accumulated and recorded on two stimulable phosphor sheets IA and B. Next, these two stimulable phosphor sheets AS
An X-ray image is read from B by an image reading means as shown in FIG. 2, and a digital image signal representing the image is obtained. First, while moving the stimulable phosphor sheet A in the direction of the arrow Y for sub-scanning, the laser beam 11 from the laser beam R1o is caused to main scan in the X direction by the scanning mirror 12, and the stimulable phosphor sheet A is moved in the direction of the arrow Y for sub-scanning. The linear energy is emitted as stimulated luminescence light 13 according to the accumulated and recorded X-ray image. The stimulated luminescent light 13 enters the interior of the condensing plate 14 from one end surface of the condensing plate 14 made by molding a transparent acrylic plate, and reaches the photomultiplier 15 through repeated total reflection, where it is stimulated to emit light. The amount of light 13 emitted is output as an image signal S. This output image signal S is converted into a digital image signal 1 og S^ of logarithmic values (logs) by a logarithmic converter 1B including an amplifier and an A/D converter. This digital image signal 1ogSA is stored in a storage medium 17 such as a magnetic disk. Next, do another one in exactly the same way.
The recorded image of the stimulable phosphor sheet B is read out, and its digital image signal logsB is similarly stored in the storage medium 17.
上記のようにして得られたデジタル画像信号１ｏｇＳＡ
ｓ １０ｇ５Ｂに基づいて、適当なパラメータを用い
てサブトラクション処理を行なう。このサブトラクショ
ン処理に用いるパラメータは従来の方法により決定する
が、それによりパラメータが決定された後は、通常のサ
ブトラクション処理により、骨部を除去した軟部画像が
得られる。Digital image signal 1ogSA obtained as above
Based on s10g5B, subtraction processing is performed using appropriate parameters. The parameters used for this subtraction processing are determined by a conventional method, and after the parameters are determined by this method, a soft tissue image with bone parts removed is obtained by normal subtraction processing.
勿論、必要に応じて軟部を除去した骨部画像も得られる
。Of course, if necessary, a bone image with soft parts removed can also be obtained.
上記パラメータの決定は、以下のようにして行なわれる
。The above parameters are determined as follows.
第３図に示すように、放射線画像２０の中に関心領域２
１ （例えば肩関節）を設定する。As shown in FIG. 3, there is a region of interest 2 in the radiographic image 20.
1 (for example, shoulder joint).
この関心領域の設定は、マニュアルで決めてもよいし、
パターンマツチングの手法により演算で求めてもよい。This region of interest can be set manually or
It may also be calculated by pattern matching.
例えば、予め用意した多数のテンプレートの中から、上
記の場合には肩関節のテンプレートを選択し、これと肩
関節のある辺りの部分的画像との間の相互相関をとり、
その最大となる位置を選択して、関心領域と定める。あ
るいは、肩関節の場合には画像の上部左（あるいは右）
の−角とするというように、予め関心領域のタイプ毎に
関心領域の位置と大きさを定めておき、自動的にこれを
設定する方法も可能である。なお、このときに使うテン
プレートとして、予めエネルギーサブトラクションによ
って得た仮の骨部画像を使うこともできる。この場合は
、精度が一層高いものとなる。For example, in the above case, a shoulder joint template is selected from a large number of templates prepared in advance, and a cross-correlation is performed between this template and a partial image of the area around the shoulder joint.
The position with the maximum value is selected and defined as the region of interest. Or, in the case of the shoulder joint, the top left (or right) of the image.
It is also possible to determine the position and size of the region of interest for each type of region of interest in advance, such as by setting the -angle of the region of interest, and to automatically set the position and size of the region of interest. Note that a temporary bone image obtained in advance by energy subtraction can also be used as a template at this time. In this case, the accuracy will be even higher.
このようにして定められた関心領域について、次に予め
設定した多数の仮パラメータにより仮サブトラクション
を行なう。これは、予め設定した範囲内（例えば数％の
範囲）でそれぞれ少しずつ変えた仮パラメータについて
、サブトラクションの演算を行ない、骨部（もしくは軟
部）を消去した仮のエネルギーサブトラクション画像を
多数作成することにより行なう。Next, tentative subtraction is performed on the thus determined region of interest using a large number of preset tentative parameters. This involves performing subtraction calculations on temporary parameters that are each slightly changed within a preset range (for example, within a few percent range), and creating a number of temporary energy subtraction images in which bones (or soft parts) are removed. This is done by
次に、このようにして作成した多数の仮サブトラクショ
ン画像（骨部を消去した軟部画像）の関心領域について
、評価を行なう。これには、関心領域についてボケマス
クを用いて高周波成分をカットした後、その画像のＲＭ
Ｓ値（ｒｏｏｔ−ｍｅａｎ−ｓｑｕａｒｅｖａｌｕｅ
） （自乗平均値の平方根）を算出し、そのＲＭＳ値
が最小となるものを選択する方法が行なわれる。そのＲ
ＭＳ値が最小のものを最高と評価し、その仮サブトラク
ションのパラメータを最適パラメータとする。これ（Ｒ
ＭＳ）が最小となるということは、最もよく骨部が消え
ているということを意味するからである。Next, the regions of interest in the large number of provisional subtraction images (soft tissue images from which bones have been removed) created in this way are evaluated. For this purpose, after cutting high frequency components using a blur mask for the region of interest, the RM of the image is
S value (root-mean-square value
) (square root of the root mean square value) and selects the one with the minimum RMS value. That R
The one with the minimum MS value is evaluated as the highest, and the parameters of that temporary subtraction are set as the optimal parameters. This (R
This is because the minimum MS) means that the bone most often disappears.
次に、このようにして決定された最適パラメータを、前
記関心領域に対して適用してサブトラクション演算を行
ない、最適なサブトラクション画像を得る。Next, the optimal parameters determined in this manner are applied to the region of interest to perform subtraction calculations, thereby obtaining an optimal subtraction image.
サブトラクションの方法については、例えば特開昭５８
−１６３３９号、同５８−１６３３４０号、同５９−８
３４８６号等に多数開示がある。Regarding the method of subtraction, for example, see Japanese Patent Application Laid-Open No.
-16339, 58-163340, 59-8
There are many disclosures in No. 3486, etc.
第４図は別の実施例の場合の放射線画像の関心領域の例
を示すものである。これは、骨が関心領域の中に存在す
る画像で、ここで関心領域内を骨部領域２ＬＡとそれ以
外の領域２１Ｂに分割する。この分割のための方法は、
関心領域を２値化し、小面積の部分は除去する穴うめを
行なって分割する方法や、最初に全体を例えばボケマス
クを使ってぼかした後２値化する方法等が採用できる。FIG. 4 shows an example of a region of interest in a radiation image in another embodiment. This is an image in which bones are present in the region of interest, and the region of interest is divided into a bone region 2LA and a region 21B other than the bone region. The method for this division is
A method of binarizing the region of interest and performing hole-filling to remove small areas and dividing it, or a method of first blurring the entire region using, for example, a blur mask and then binarizing it, etc., can be adopted.
このようにして骨部領域とそれ以外とに分割した後、前
記実施例と同様に骨消去のためのサブトラクション用板
パラメータを予め設定した範囲内で変化させ（例えば数
％）、多数のサブトラクション画像（骨消去画像）を得
る。そして、その中で骨部領域２ＬＡとそれ以外の領域
２１Ｂとの平均濃度の差が最も小さいもの、すなわち最
も骨がよく消えたものの前記パラメータを最適パラメー
タとして採用する。After dividing into the bone region and other regions in this way, the subtraction plate parameters for bone erasure are varied within a preset range (for example, several percent) as in the above embodiment, and a large number of subtraction images are generated. Obtain (bone erased image). Among them, the parameter with the smallest difference in average density between the bone region 2LA and the other region 21B, that is, the one in which the bones are most clearly removed, is adopted as the optimal parameter.
このように関心領域内に骨部と骨部以外のようにコント
ラストが大きいものが存在する場合は、それを２値化し
て大きく２つの領域に分け、その後仮サブトラクション
を行なうと最適パラメータが決定しやすい。If there is something with high contrast in the region of interest, such as bone and non-bone regions, the optimal parameters can be determined by binarizing it and dividing it into two large regions, and then performing temporary subtraction. Cheap.
上記実施例では２枚の蓄積性蛍光体シートＡ。In the above embodiment, two stimulable phosphor sheets A are used.
Ｂを使用する場合について説明したが、３枚以上の蓄積
性蛍光体シートにそれぞれ異なるエネルギーで放射線撮
影し、それらシートから得られるデジタル画像信号を減
算処理して差信号を得ることも可能であり（例えば３枚
のシートが用いられる場合Ｓｌ）−ａｌｏｇｓ＾＋ｂｌ
ｏｇｓＢ−ｃｌ。Although we have explained the case of using B, it is also possible to obtain a difference signal by performing radiation imaging on three or more stimulable phosphor sheets, each with a different energy, and subtracting the digital image signals obtained from those sheets. (For example, if 3 sheets are used, Sl) -alogs^+bl
ogsB-cl.
ｇＳｃ＋ｄ、ここでａ、ｂ、ｃは重み係数であり、ｄは
差信号１０ｇＳｃを概略一定濃度にするようなバイアス
成分である）、従って本発明はこのような３枚以上の蓄
積性蛍光体シートを使用する場合にも適用可能である。gSc+d, where a, b, and c are weighting coefficients, and d is a bias component that makes the difference signal 10gSc approximately constant density), therefore, the present invention is directed to the use of three or more stimulable phosphor sheets as described above. It is also applicable when using .
また、上述の実施例においては、２枚のシートＡ、Ｂへ
の放射線画像の蓄積記録は、それぞれのシートにエネル
ギーの異なる放射線を別個に照射することによって行な
われるが、複数枚のシートへの放射線画像の蓄積記録の
方法はこれに限られるものではなく、特開昭５９−８３
４８６号に開示されているように、蓄積性蛍光体シート
積層体あるいは蓄積性蛍光体シート−フィルタ積層体を
用いて一回の放射線照射で行なってもよい。すなわち、
複数の蓄積性蛍光体シートそれぞれに、同一の被写体を
透過したエネルギーが互いに異なる放射線が照射される
限りにおいて、特に撮影方法に制限はない。Furthermore, in the above-described embodiment, the accumulation and recording of radiation images on the two sheets A and B is performed by separately irradiating each sheet with radiation of different energies; The method of accumulating and recording radiographic images is not limited to this, but is
As disclosed in Japanese Patent No. 486, radiation irradiation may be carried out using a stimulable phosphor sheet laminate or a stimulable phosphor sheet-filter laminate and a single radiation irradiation. That is,
There is no particular restriction on the imaging method as long as each of the plurality of stimulable phosphor sheets is irradiated with radiation having different energies that have passed through the same subject.
なお以上、「骨」と「軟部組織」という用語を使用して
本発明を説明したが、蓄積性蛍光体シートを用いたエネ
ルギーサブトラクションは例えば、治療用金具等が埋め
込まれた人体の放射線画像から上記金具を消去した画像
を得るため、造影剤が注入された人体の放射線画像から
造影剤を消去した画像を得るため等にも適用されうるち
のであり、本明細書において「骨」とは本発明を実施す
る上で通常の骨と同等の要素とみなせる金属、造影剤等
も含むものとし、また「軟部組織」とは上記「骨」と放
射線吸収特性が異なって、エネルギーサブトラクション
により放射線画像上で抽出されうるちのすべてを含むも
のとする。Although the present invention has been explained above using the terms "bone" and "soft tissue," energy subtraction using a stimulable phosphor sheet can be used, for example, from radiographic images of a human body in which therapeutic fittings, etc. are embedded. It can also be applied to obtain an image with the metal fittings removed, or to obtain an image with the contrast agent removed from a radiation image of a human body into which a contrast agent has been injected. In carrying out the invention, metals, contrast agents, etc., which can be considered to be elements equivalent to ordinary bones, are also included. Also, "soft tissue" refers to "soft tissue" which has different radiation absorption characteristics from the "bone" mentioned above, and which can be seen on radiographic images by energy subtraction. It shall include all extracted water.
第１Ａおよび１８図は本発明における放射線画像の蓄積
記録ステップを示す説明図、
第２図は上記蓄積記録がなされた蓄積性蛍光体シートか
らの放射線画像情報読取りを説明する概略図、
第３図は本発明において使用される関心領域を有する放
射線画像の例を示す図、
第４図は他の実施例における放射線画像の例を示す図で
ある。
１・・・被写体 ２・・・Ｘ線３・・・Ｘ線源
５・・・軟部組織６・・・骨 １
０・・・レーザー光源１１・・・し、−ザー光 １
２・・・走査ミラー１３・・・輝尽発光光 １５・
・・フォトマル２１・・・関心領域
Ａ、Ｂ・・・蓄積性蛍光体シート1A and 18 are explanatory diagrams showing the step of accumulating and recording radiation images in the present invention; FIG. 2 is a schematic diagram illustrating reading of radiation image information from the stimulable phosphor sheet on which the above-mentioned accumulation recording has been performed; FIG. 4 is a diagram showing an example of a radiation image having a region of interest used in the present invention. FIG. 4 is a diagram showing an example of a radiation image in another embodiment. 1... Subject 2... X-ray 3... X-ray source 5... Soft tissue 6... Bone 1
0... Laser light source 11... Laser light 1
2... Scanning mirror 13... Stimulated luminescence light 15.
...Photomar21...Regions of interest A, B...Stormative phosphor sheet
Claims (2)
エネルギーが異なる放射線を照射され、前記被写体の少
なくとも一部の画像情報が互いに異なる放射線画像を蓄
積記録された２枚以上の蓄積性蛍光体シートに励起光を
走査して前記放射線画像を輝尽発光光に変換し、この輝
尽発光光の発光量を光電的に読み出してデジタル画像信
号に変換し、各画像の対応する画素間で所定のパラメー
タを用いてこのデジタル画像信号の減算を行なって放射
線画像の前記骨が消去された画像を形成する差信号を得
るエネルギーサブトラクションにおいて、前記放射線画
像の中に関心領域を設定し、設定された関心領域につい
て予め設定した多数の仮パラメータにより仮サブトラク
ションを行ない、この仮サブトラクションにより得られ
た多数の仮サブトラクション画像を評価して評価が最高
の場合の仮パラメータを最適パラメータと定め、この最
適パラメータによってサブトラクション処理を行なうこ
とを特徴とするエネルギーサブトラクション画像の形成
方法。(1) Two or more stimulable phosphors that have been irradiated with radiation having different energies that have passed through an object including bones and soft tissue, and have accumulated and recorded radiation images in which at least part of the image information of the object is different from each other. The radiation image is converted into stimulated luminescence light by scanning excitation light on the sheet, and the amount of luminescence of this stimulated luminescence light is read out photoelectrically and converted into a digital image signal. In the energy subtraction, a region of interest is set in the radiographic image, and a region of interest is set in the radiographic image, and a region of interest is set in the radiographic image, and a region of interest is set in the radiographic image. Temporary subtraction is performed using a large number of temporary parameters set in advance for the region of interest, a large number of temporary subtraction images obtained by this temporary subtraction are evaluated, and the temporary parameters with the highest evaluation are determined as the optimal parameters. A method for forming an energy subtraction image, the method comprising performing subtraction processing.
に励起光を走査し、それによって前記蓄積性蛍光体シー
トから発せられた輝尽発光光を光電的に読み出してデジ
タル画像信号に変換する画像読取手段と、 前記放射線画像の中に関心領域を設定する手段と、 設定された関心領域について予め設定した多数の仮パラ
メータにより仮サブトラクションを行なう演算手段と、 この仮サブトラクションにより得られた多数の仮サブト
ラクション画像を評価して評価が最高の場合の仮パラメ
ータを最適パラメータとする最適パラメータ決定手段と
、 骨および軟部組織を含む同一の被写体を透過したエネル
ギーの互いに異なる放射線の照射により、該被写体の少
なくとも一部の画像情報が互いに異なる放射線画像が蓄
積記録された２枚以上の前記蓄積性蛍光体シートそれぞ
れから、前記画像読取手段によって得た各デジタル画像
信号の対応する画素間で前記最適パラメータを用いて減
算を行ない、それによって前記骨が消去された画像を形
成する差信号を得るサブトラクション演算手段とからな
るエネルギーサブトラクション画像の形成装置。(2) Scanning excitation light onto a stimulable phosphor sheet on which a radiation image has been accumulated and recorded, thereby photoelectrically reading out the stimulated luminescent light emitted from the stimulable phosphor sheet and converting it into a digital image signal. an image reading means, a means for setting a region of interest in the radiation image, a calculation means for performing temporary subtraction using a large number of preset temporary parameters for the set region of interest, and a large number of temporary subtractions obtained by this temporary subtraction. Optimum parameter determination means that evaluates a provisional subtraction image and sets the provisional parameter with the best evaluation as the optimal parameter; and irradiation of radiation with different energies that have passed through the same object, including bones and soft tissues, to The optimum parameters are calculated between corresponding pixels of each digital image signal obtained by the image reading means from each of the two or more stimulable phosphor sheets on which radiation images having at least some image information different from each other are stored and recorded. an energy subtraction image forming device comprising subtraction calculation means for performing subtraction using the subtraction calculation means to obtain a difference signal forming an image in which the bones have been erased.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1272218A JPH03133278A (en) | 1989-10-19 | 1989-10-19 | Method and apparatus for forming energy subtraction picture |
| US07/599,925 US5049748A (en) | 1989-10-19 | 1990-10-19 | Method and apparatus for forming energy subtraction images |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1272218A JPH03133278A (en) | 1989-10-19 | 1989-10-19 | Method and apparatus for forming energy subtraction picture |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03133278A true JPH03133278A (en) | 1991-06-06 |
Family
ID=17510761
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1272218A Pending JPH03133278A (en) | 1989-10-19 | 1989-10-19 | Method and apparatus for forming energy subtraction picture |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH03133278A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008229135A (en) * | 2007-03-22 | 2008-10-02 | Fujifilm Corp | Radiation image photographing system, radiation image processing device and program thereof |
| JP2009082169A (en) * | 2007-09-27 | 2009-04-23 | Fujifilm Corp | Radiation image capturing apparatus and method |
| JP2010253014A (en) * | 2009-04-24 | 2010-11-11 | Shimadzu Corp | X-ray imaging device, and x-ray imaging method |
| WO2021210442A1 (en) * | 2020-04-16 | 2021-10-21 | 浜松ホトニクス株式会社 | Radiographic inspection method, radiographic inspection apparatus, radiographic inspection system, and radiographic inspection program |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JPS6340533A (en) * | 1986-08-05 | 1988-02-20 | 株式会社東芝 | X-ray diagnostic apparatus |
-
1989
- 1989-10-19 JP JP1272218A patent/JPH03133278A/en active Pending
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