WO2019069522A1 - 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an image processing apparatus, an image processing method, and a program.
- a radiation imaging apparatus using a flat panel detector (hereinafter abbreviated as FPD) made of a semiconductor material is widely used as an imaging apparatus used for medical image diagnosis and nondestructive inspection by radiation such as X-rays.
- FPD flat panel detector
- One of the imaging methods using FPD is energy subtraction.
- energy subtraction for example, by irradiating radiation with different tube voltages a plurality of times, a plurality of images formed of radiation with different energies are acquired.
- Patent document 1 proposes the technique which reduces the noise of a bone image and a soft-tissue image by performing the image processing which changes the frequency characteristic of an image signal.
- fluoroscopic imaging When performing catheter surgery etc. using FPD, fluoroscopic imaging is performed. In fluoroscopic imaging, the exposure dose is reduced by using a low dose of radiation. However, reducing the radiation dose increases the quantum noise of the radiation and increases the noise of the image after the image of the subject is separated.
- the technique of Patent Document 1 does not mention the reduction of the noise, so various measures have been desired.
- the present invention provides a technique for improving the quality of an image generated using radiation of multiple energies.
- an acquisition means for acquiring low energy information and high energy information from a plurality of images obtained by irradiating a subject with radiation, an effective atomic number from the low energy information and the high energy information
- An image processing apparatus comprising: calculation means for calculating an area density; and generation means for generating an image having color information based on the effective atomic number and the area density.
- FIG. 2 is a diagram for explaining an example of the configuration of a pixel of each embodiment.
- FIG. 6 is a diagram for explaining a part of the operation of the control device of the first embodiment.
- FIG. 6 is a diagram for explaining a part of the operation of the control device of the first embodiment.
- FIG. 6 is a diagram for explaining a part of the operation of the control device of the first embodiment.
- the radiation in the following description is a beam produced by particles (including photons) emitted by radiation decay, such as an alpha ray, a beta ray, a gamma ray, etc. It also includes particle rays and cosmic rays.
- FIG. 1 shows a block diagram of a radiation imaging system according to the present embodiment.
- the radiation imaging system is used, for example, for still image shooting such as general imaging in medical diagnosis and moving image shooting such as fluoroscopic imaging.
- the radiation imaging system includes a radiation generation device 101, a radiation generation control device 102, a control device 103, and a radiation imaging device 104.
- the radiation generation control device 102 controls the radiation generation device 101 to emit radiation toward the radiation imaging device 104.
- the radiation imaging apparatus 104 includes a scintillator 105 that converts radiation into visible light, and a two-dimensional detector 106 that detects visible light.
- the two-dimensional detector 106 is a sensor in which pixels P for detecting radiation quantums are arranged in an array of X columns and Y rows, and outputs image information.
- the control device 103 controls other devices in the radiation imaging system. Furthermore, as described in detail below, the control device 103 performs image processing to generate a moving image based on a plurality of images obtained by irradiating the same subject with radiation of a plurality of energies. . Therefore, the control device 103 also functions as an image processing device. Alternatively, the functions related to image processing in the control device 103 may be configured as separate image processing devices. For example, a configuration may be used in which an image acquired by the control device 103 is transferred to another image processing apparatus via a medical PACS, and the image processing apparatus performs energy subtraction processing and then displays the image.
- the control device 103 is a computer including a processor 107 and a memory 108.
- the processor 107 is configured as, for example, a CPU, and the memory 108 is configured as, for example, a ROM or RAM.
- the processor 107 executes the program read out to the memory 108, whereby the processing by the control device 103 is executed.
- the processing of the control device 103 may be configured by a dedicated circuit such as an ASIC or an FPGA.
- An input device 109 and a display device 110 are connected to the control device 103.
- the input device 109 is a device for receiving input from the user of the radiation imaging system, and is configured by, for example, a keyboard, a mouse, a touch pad, and the like.
- the display device 110 is a device for displaying information to the user of the radiation imaging system, and is configured of, for example, a display.
- the input device 109 and the display device 110 may be integrally configured as a touch screen.
- FIG. 2 shows an equivalent circuit diagram of the pixel P of FIG.
- the pixel P includes a photoelectric conversion element 201 and an output circuit unit 202.
- the photoelectric conversion element 201 can be typically a photodiode.
- the output circuit unit 202 includes an amplification circuit unit 204, a clamp circuit unit 206, a sample and hold circuit unit 207, and a selection circuit unit 208.
- the photoelectric conversion element 201 includes a charge storage portion.
- the charge storage unit is connected to the gate of the MOS transistor 204 a of the amplification circuit unit 204.
- the source of the MOS transistor 204a is connected to the current source 204c via the MOS transistor 204b.
- a source follower circuit is configured by the MOS transistor 204a and the current source 204c.
- the MOS transistor 204 b is an enable switch that is turned on when the enable signal EN supplied to its gate becomes an active level, and causes the source follower circuit to operate.
- the charge storage portion of the photoelectric conversion element 201 and the gate of the MOS transistor 204a constitute a common node.
- the charge voltage conversion unit is connected to the reset potential Vres via the reset switch 203. When the reset signal PRES becomes active level, the reset switch 203 is turned on, and the potential of the charge-voltage conversion unit is reset to the reset potential Vres.
- the clamp circuit unit 206 clamps the noise output from the amplifier circuit unit 204 by the clamp capacitor 206 a in accordance with the reset potential of the charge-voltage conversion unit. That is, the clamp circuit unit 206 is a circuit for canceling this noise from the signal output from the source follower circuit according to the charge generated by photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201. This noise includes the kTC noise at the time of reset. Clamping is performed by setting the clamp signal PCL to an active level to turn on the MOS transistor 206 b and then setting the clamp signal PCL to an inactive level to turn off the MOS transistor 206 b. The output side of the clamp capacitor 206a is connected to the gate of the MOS transistor 206c.
- MOS transistor 206c The source of the MOS transistor 206c is connected to the current source 206e via the MOS transistor 206d.
- a source follower circuit is configured by the MOS transistor 206c and the current source 206e.
- MOS transistor 206d is an enable switch enable signal EN 0 applied to its gate to the source follower circuit to turn on when an active level to the operating state.
- the signal output from the clamp circuit unit 206 according to the charge generated by photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201 is written as an optical signal to the capacitance 207 Sb via the switch 207 Sa when the optical signal sampling signal TS becomes an active level.
- the noise signal is written to the capacitor 207Nb via the switch 207Na when the noise sampling signal TN is at the active level.
- the noise signal includes the offset component of the clamp circuit unit 206.
- the switch 207Sa and the capacitor 207Sb constitute a signal sample and hold circuit 207S
- the switch 207Na and the capacitor 207Nb constitute a noise sample and hold circuit 207N
- the sample and hold circuit unit 207 includes a signal sample and hold circuit 207S and a noise sample and hold circuit 207N.
- the drive circuit unit drives the row selection signal to the active level
- the signal (optical signal) held in the capacitor 207Sb is output to the signal line 21S via the MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb.
- the signal (noise) held in the capacitor 207Nb is output to the signal line 21N through the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb.
- the MOS transistor 208Sa constitutes a source follower circuit and a constant current source (not shown) provided on the signal line 21S.
- the MOS transistor 208Na constitutes a source follower circuit and a constant current source (not shown) provided on the signal line 21N.
- the signal line 21S and the signal line 21N are collectively referred to as a signal line 21.
- the signal selection circuit unit 208S is configured by the MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb
- the noise selection circuit unit 208N is configured by the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb.
- the selection circuit unit 208 includes a signal selection circuit unit 208S and a noise selection circuit unit 208N.
- the pixel P may have an addition switch 209S that adds light signals of a plurality of adjacent pixels P.
- the addition mode signal ADD is at the active level, and the addition switch 209S is turned on.
- the capacitors 207Sb of adjacent pixels P are mutually connected by the addition switch 209S, and the light signal is averaged.
- the pixel P may include an addition switch 209N that adds noise of a plurality of adjacent pixels P. When the addition switch 209N is turned on, the capacitors 207Nb of the adjacent pixels P are mutually connected by the addition switch 209N, and the noise is averaged.
- the addition unit 209 includes an addition switch 209S and an addition switch 209N.
- the pixel P may have a sensitivity change unit 205 for changing the sensitivity.
- the pixel P can include, for example, a first sensitivity change switch 205a and a second sensitivity change switch 205'a, and circuit elements associated with them.
- the first change signal WIDE becomes an active level
- the first sensitivity change switch 205a is turned on, and the capacitance value of the first additional capacitance 205b is added to the capacitance value of the charge-voltage conversion unit. This reduces the sensitivity of the pixel P.
- the second change signal WIDE2 becomes an active level
- the second sensitivity change switch 205'a is turned on, and the capacitance value of the second additional capacitance 205'b is added to the capacitance value of the charge-voltage conversion unit.
- the MOS transistor 204'a may be a source follower operation in place of the MOS transistor 204a.
- the MOS transistor 204'a is connected to the clamp capacitor 206a via the MOS transistor 204'b.
- the radiation imaging apparatus 104 reads the output of the pixel P as described above, converts it into a digital value by an AD converter (not shown), and transfers the image to the control device 103.
- an image is periodically transferred from the radiation imaging device 104 to the control device 103 as a frame. That is, a moving image is transferred from the radiation imaging apparatus 104 to the control apparatus 103.
- a moving image refers to a time-series image.
- the drive timing for performing energy subtraction in the radiation imaging system of the present embodiment will be described with reference to FIG. “Radiation” indicates the dose of radiation irradiated to the radiation imaging apparatus 104.
- the “synchronization signal” is a signal supplied to the radiation imaging apparatus 104 by the control device 103.
- PRES is the reset signal described in FIG.
- TS is the optical signal sampling signal TS described in FIG.
- TN is the noise sampling signal TN described in FIG.
- the control device 103 resets the photoelectric conversion element 201 at time t1.
- the controller 103 starts radiation emission at time t2.
- the tube voltage of the radiation is ideally a square wave, but the rise and fall of the tube voltage take a finite time.
- the tube voltage can not be regarded as a rectangular wave, and has a waveform as shown in FIG. That is, the energy of radiation differs between the radiation rising period (time t2 to t3), the stabilization period (time t3 to t4), and the falling period (time t4 to t5).
- radiation of a plurality of energies is irradiated by one irradiation of radiation.
- the control device 103 performs sampling using the noise sample and hold circuit 207N at time t3 (end time of rising edge of radiation). As a result, the noise sample and hold circuit 207N holds the signal R obtained by the radiation of the rising period.
- the control device 103 performs sampling using the signal sample and hold circuit 207S at time t4 (end point of the stabilization period of radiation). As a result, the sum of the signal R and the signal S obtained by the radiation of the stable period is held in the signal sample and hold circuit 207S.
- the readout circuit (not shown) of the radiation imaging apparatus 104 transmits the difference between the signal read out from the signal line 21N and the signal read out from the signal line 21S to the control apparatus 103 as an image. Since the signal R is held in the noise sample and hold circuit 207 N and the sum of the signal R and the signal S is held in the signal sample and hold circuit 207 S, the readout circuit outputs the signal S.
- the control device 103 After the end of the radiation exposure and the readout of the signal S, the control device 103 performs sampling again using the signal sample and hold circuit 207S at time t6. As a result, the sum of the signal R, the signal S, and the signal F obtained by the falling radiation is held in the signal sample and hold circuit 207S.
- the control device 103 resets the photoelectric conversion element 201 at time t7. At time t7, the control device 103 performs sampling using the noise sample and hold circuit 207N again. As a result, the signal sample and hold circuit 207S holds a reset signal (here, 0).
- the readout circuit of the radiation imaging apparatus 104 transmits the difference between the signal read out from the signal line 21N and the signal read out from the signal line 21S as an image to the control apparatus 103. Since 0 is held in the noise sample and hold circuit 207 N and the sum of the signal R, the signal S and the signal F is held in the signal sample and hold circuit 207 S, the readout circuit outputs the sum of the signal R, the signal S and the signal F .
- the control device 103 can calculate the sum of the signal R obtained by the rising radiation and the signal F obtained by the falling radiation by calculating the difference between the images obtained by the two transmissions.
- the image represented by the signal S and the image represented by the sum of the signal R and the signal F correspond to an image obtained by radiation of different energies. Therefore, the control device 103 can perform energy subtraction by performing calculations between images.
- the timing for resetting the sample and hold circuit unit 207 and the photoelectric conversion element 201 is determined using a synchronization signal 307 indicating that radiation emission from the radiation generation apparatus 101 has been started.
- a configuration may be used in which the tube current of the radiation generation apparatus 101 is measured, and it is determined whether the current value exceeds a preset threshold.
- a configuration may be used in which the signal is repeatedly read from the pixel P and it is determined whether the pixel value exceeds a preset threshold.
- the radiation imaging apparatus 104 incorporates a radiation detector different from the two-dimensional detector 106, and determines whether the measured value exceeds a preset threshold.
- the radiation imaging apparatus 104 performs sampling by the signal sample and hold circuit 207S, sampling by the noise sample and hold circuit 207N, and reset of the photoelectric conversion element 201 after a predetermined time has elapsed from the input of the synchronization signal 307. I do.
- the control device 103 obtains the two images described in FIG. 3 by performing imaging without exposing the radiation imaging device 104 to radiation.
- An image represented by the signal S is represented as F_Odd
- an image represented by the sum of the signal R, the signal S and the signal F is represented as F_Even.
- FPN fixed pattern noise
- the control apparatus 103 acquires radiation by irradiating the radiation imaging apparatus 104 with radiation when the subject 111 is not disposed, thereby acquiring the two images described in FIG. 3.
- An image represented by the signal S is represented as W_Odd
- an image represented by the sum of the signal R, the signal S and the signal F is represented as W_Even.
- These images are images corresponding to the sum of the fixed pattern noise (FPN) of the radiation imaging apparatus 104 and the signal by radiation.
- WF_Odd is an image represented by the signal S obtained by radiation in the stable period
- WF_Even is an image represented by the sum of the signals R, S, and F obtained by the radiation in the rising period, the stable period, and the falling period. It is.
- the energy of stable radiation is higher than the energy of rising and falling radiation. Therefore, the control device 103 sets WF_Odd as the high energy image W_High when there is no subject 111, and subtracts WF_Odd from WF_Even to obtain an image (an image represented by the sum of the signal R and the signal F) when there is no subject 111. It is assumed that the low energy image W_Low.
- the control device 103 acquires the two images described in FIG. 3 for each frame period by emitting radiation to the radiation imaging device 104 in a state where the subject 111 is disposed and performing moving image imaging. Do.
- the control device 103 obtains a plurality of images obtained by irradiating the same subject 111 with radiation of a plurality of energies.
- An image represented by the signal S is represented as X_Odd
- an image represented by the sum of the signal R, the signal S and the signal F is represented as X_Even.
- These images are images corresponding to the sum of the fixed pattern noise (FPN) of the radiation imaging apparatus 104 and the signal by radiation.
- FPN fixed pattern noise
- the control device 103 sets XF_Odd as the high energy image X_High when the subject 111 is present. Further, the control device 103 sets an image (an image represented by the sum of the signal R and the signal F) obtained by subtracting XF_Odd from XF_Even as the low energy image X_Low when the subject 111 is present.
- the linear attenuation coefficient of the subject 111 is ⁇
- the pixel value in the absence of the subject 111 is I 0
- the pixel value in the presence of the subject 111 is I
- the right side of Equation (2) indicates the attenuation rate of the subject 111.
- the attenuation rate of the subject 111 is a real number between 0 and 1. Therefore, the control device 103 calculates the image L of the attenuation rate at low energy by dividing the low energy image X_Low when the subject 111 is present by the low energy image W_Low when the subject 111 is absent. Similarly, the controller 103 divides the high energy image X_High in the presence of the subject 111 by the high energy image W_High in the absence of the subject 111 to calculate an image H at an attenuation rate at high energy.
- the control device 103 calculates an image representing the effective atomic number Z and an image representing the surface density D from the image L and the image H obtained by the processing shown in FIG. Since the image L and the image H are based on a plurality of images acquired by the control device 103 from the radiation imaging device 104, the control device 103 uses the plurality of images to generate an image representing the effective atomic number Z and an area density D. Generate a second image to represent.
- the effective atomic number Z is the equivalent atomic number of the mixture.
- the area density D is a product of the density [g / cm 3] of the subject 111 and the thickness [cm] of the subject 111, and the dimension is [g / cm 2].
- the energy of radiation photons is E
- the number of photons at energy E is N (E)
- the effective atomic number is Z
- the surface density is D
- the mass attenuation coefficient is ⁇ (Z, E)
- the photon number N (E) at energy E is the spectrum of radiation.
- the spectrum of radiation is obtained by simulation or measurement.
- the mass attenuation coefficient ⁇ (Z, E) at the effective atomic number Z and the energy E can be obtained from a database such as NIST (National Institute of Standards and Technology). That is, any effective atomic number Z, area density D, and attenuation ratio I / I 0 in the spectrum N (E) of radiation can be calculated.
- Equation (4) is a nonlinear simultaneous equation.
- the controller 103 solves this by the Newton-Raphson method or the like to obtain an image representing the effective atomic number Z and an image representing the surface density D from the image L of the attenuation rate at low energy and the image H of the attenuation rate at high energy. And can be calculated.
- the control device 103 sets values of two parameters constituting the frame based on the image of the effective atomic number Z and the image of the area density D, and based on the setting by the user, the frame Set the value of one of the parameters that make up
- the image of the effective atomic number Z and the image of the areal density D are generated based on a plurality of image frames. Therefore, the control device 103 sets the values of the two parameters based on the frames of the plurality of images obtained by irradiating the same subject 111 with the radiation of the plurality of energies. Then, the control device 103 generates at least a part of the frames of the moving image using the values of these three parameters.
- a moving image composed of a plurality of images is a color image
- three parameters are components of the color space.
- the color space is an HLS color space or an HSV color space.
- An example in which the color space is the HLS color space will be described below.
- the HLS color space is a color space consisting of three components of hue, saturation, and luminance.
- the control device 103 sets the hue and the luminance based on the plurality of images described above, and sets the saturation based on the setting by the user. The saturations of all the frames of the moving image do not have to be set based on the user settings, and the saturations of some frames may be set based on the user settings.
- the control device 103 sets the value of the hue based on the image representing the effective atomic number Z, and sets the value of the luminance based on the image representing the area density D. Specifically, the control device 103 converts the effective atomic number Z into the hue using a function (for example, a linear function) in which the minimum value and the maximum value of the effective atomic number Z are mapped to the minimum value and the maximum value of the hue, respectively. . The same applies to the setting of the luminance. Furthermore, the control device 103 uses an initial value as the saturation. For example, the initial value of saturation may be stored in the memory 108 at the time of manufacture of the control device 103 or may be set by the user through the input device 109.
- a function for example, a linear function
- the control device 103 converts the hue, saturation and luminance set in this manner into RGB values.
- RGB values are obtained from the hue H, saturation S, and luminance L according to the following equation.
- the radiation imaging apparatus 104 When the radiation imaging apparatus 104 is mounted on a C-arm that performs fluoroscopy by catheter surgery or the like, fluoroscopy that is continuous for one hour or more may be performed.
- the dose per fluoroscopic frame is reduced to reduce the risk of injury such as burns from radiation exposure. Since reducing the dose increases the quantum noise of radiation, the noise of the low energy attenuation factor L and the high energy attenuation factor H increase. As a result, the noise of the effective atomic number Z increases, and the noise of the hue also increases, and the information of the subject that was viewed as the difference in luminance may be buried in the noise of the hue and disappear. That is, there is a possibility that the visibility may be reduced. In such a case, noise can be reduced by reducing the saturation. Therefore, the radiation imaging system of the present embodiment is configured to be able to change the value of saturation during display of a moving image.
- step S701 the control device 103 acquires an initial value of saturation.
- the initial value of saturation may be set by the user or may be stored in memory 108 at the time of manufacture.
- step S702 the control device 103 acquires frames of two images from the radiation imaging device 104. Specifically, as described above, the acquisition unit of the control device 103 acquires low energy information and high energy information from a plurality of images obtained by irradiating the subject 111 with radiation. The image represented by the low energy information and the image represented by the high energy information become frames of two images.
- the control device 103 sets the values of the hue and the luminance that configure the moving image frame based on the two image frames.
- the calculation unit of the control device 103 calculates the effective atomic number and the surface density from the low energy information and the high energy information as described above.
- the setting unit of the control device 103 sets values for the hue and the luminance based on the effective atomic number and the surface density.
- the setting unit of the control device 103 sets a value for the saturation.
- the setting unit of the control device 103 sets values for at least two parameters of hue, luminance, and saturation based on the effective atomic number and the surface density.
- the setting unit of the control device 103 sets a value set in advance to at least one parameter of hue, luminance, and saturation.
- the control device 103 generates a frame using the set hue, luminance, and saturation values. That is, the generation unit of the control device 103 generates an image having color information based on the effective atomic number and the surface density.
- the control device 103 causes the display device 110 to display the generated frame.
- step S706 the setting unit of the control device 103 determines whether an instruction to change the saturation value has been acquired from the user. If the instruction has been acquired (“YES” in S706), the control device 103 advances the process to S707, and if the instruction has not been acquired (“NO” in S706), the control device 103 advances the process to S708.
- the instruction from the user is performed, for example, through the input device 109.
- the user may set the same value for the saturation for each pixel of the frame. For example, the user may uniformly change the saturation of all pixels using a GUI such as a slide bar.
- step S 707 the setting unit of the control device 103 obtains an instruction to change the saturation value from the user, and stores the value in the memory 108.
- step S708 the control device 103 waits for the next frame of the plurality of images to be transferred from the radiation imaging device 104. After the transfer, the control device 103 returns the process to S702, and generation and display of the next frame of the moving image are performed.
- the setting unit of the control device 103 sets a value after change for the saturation.
- the generation unit of the control device 103 will generate the subsequent frame of the moving image using the value after changing the saturation.
- the control device 103 sets the hue value based on the effective atomic number Z, sets the luminance value based on the surface density D, and sets the saturation value based on the user setting.
- the control device 103 may set the brightness value based on the low energy attenuation rate image L and the high energy attenuation rate image H.
- the control device 103 may set the value of the brightness based on the high energy image X_High when the subject 111 is present, or the low energy image X_Low when the subject 111 is present, or based on the sum of both. You may set the value of.
- control device 103 may set the value of the luminance based on the logarithm of the low energy attenuation factor L and the high energy attenuation factor H. That is, the control device 103 may set the values of luminance based on frames of a plurality of images, may use the frames directly to set the values of luminance, or convert these frames. The value of luminance may be set using the obtained image. The same applies to the setting of the hue.
- the hue value and the luminance value are set based on the frame of the image, and the saturation value is set based on the user setting.
- the saturation value and the luminance value may be set based on the frame of the image, and the hue value may be set based on the user setting.
- the hue value and the saturation value may be set based on the frame of the image, and the brightness value may be set based on the user setting.
- a recursive filter or the like may be applied to reduce hue noise.
- an afterimage may occur in a portion where the subject 111 has moved. Therefore, the coefficient of the recursive filter may be reduced by detecting the movement of the image of the subject 111.
- a method of detecting the movement of the image of the subject 111 there is a method of determining that the subject 111 has moved when the absolute value of the difference between the current frame and the pixel value of the previous frame exceeds a predetermined threshold. .
- the control device 103 may change the saturation S of the area in which the movement of the image of the subject 111 is detected.
- the surface density in the t-th frame is D [t]
- the surface density after application of the recursive filter in the t-1st frame is D '[t-1]
- the saturation S in the t-th frame is S [t] Do.
- the control device 103 sets the saturation by the following equation.
- the control device 103 sets the saturation for each pixel of the region satisfying
- the setting unit of the control device 103 sets a value different from the saturation for each pixel other than this region to the saturation for each pixel of the region satisfying the predetermined condition among the generated images.
- > T is a condition relating to a change (movement) of the image of the subject 111 in the time direction. With such processing, it is possible to prevent a decrease in visibility due to noise of a hue while suppressing an afterimage when the subject 111 moves.
- the conditions for setting the saturation to different values are the condition regarding the change in the spatial direction of the image of the subject 111 and the statistic of the image (for example, spatial frequency etc.) other than the condition regarding the change in the temporal direction of the image of the subject 111 It may include the conditions for That is, the predetermined condition may include a condition related to at least one of the change in the space direction of the image of the subject 111, the change in the time direction of the image of the subject 111, and the statistic of the image. Under conditions relating to the change in the spatial direction of the image of the subject 111, the case where an image includes an edge or the like is detected. That is, the control device 103 sets the saturation for each pixel of the area satisfying the predetermined condition in the moving image to a value different from the saturation for each pixel other than this area.
- the setting unit of the control device 103 may set a value different from the setting of the user to the saturation when the moving image (that is, the generated image) satisfies the predetermined condition.
- the control device 103 may uniformly set the saturation to zero or half the setting value of the user.
- the predetermined condition may include, as described above, a condition regarding at least one of the change in the spatial direction of the image of the subject 111, the change in the temporal direction of the image of the subject 111, and the statistic of the image.
- FIG. 1 The configuration of the radiation imaging system (FIGS. 1 and 2) is the same as that of the first embodiment.
- the control device 103 calculates an image B representing the thickness of the bone and an image S representing the thickness of the soft tissue from the image L and the image H obtained by the process shown in FIG. Since the image L and the image H are based on a plurality of images acquired by the control device 103 from the radiation imaging device 104, the control device 103 uses the plurality of images to represent the image B representing the thickness of bone and soft tissue. Generate an image S representing the thickness.
- the energy of radiation photons is E
- the number of photons at energy E is N (E)
- the thickness of bone is B
- the thickness of soft tissue is S.
- the linear attenuation coefficient of bone at energy E is ⁇ B (E)
- the linear attenuation coefficient of soft tissue at energy E is ⁇ S (E)
- the attenuation ratio is I / I 0 .
- the photon number N (E) at energy E is the spectrum of radiation.
- the spectrum of radiation is obtained by simulation or measurement.
- the linear attenuation coefficient ⁇ B (E) of the bone at the energy E and the linear attenuation coefficient ⁇ S (E) of the soft tissue at the energy E can be obtained from a database such as NIST. That is, it is possible to calculate an arbitrary bone thickness B, a soft tissue thickness S, and an attenuation ratio I / I 0 in the radiation spectrum N (E).
- Equation (4) is a nonlinear simultaneous equation.
- the controller 103 solves this by the Newton-Raphson method or the like to obtain an image representing the thickness B of the bone and the thickness of the soft tissue from the image L of the attenuation rate at low energy and the image H at the attenuation rate at high energy.
- An image representing S can be calculated.
- control device 103 calculates an image representing the thickness B of the bone and an image representing the thickness S of the soft tissue, but generally an image representing the thickness of a certain material and the thickness of another material And an image representing the image.
- the control device 103 may calculate, for example, an image representing the thickness I of the contrast agent and an image representing the thickness S of the soft tissue.
- the control device 103 sets values of two parameters constituting the frame based on the image representing the thickness B of the bone and the image representing the thickness S of the soft tissue, Based on the settings, set the value of one of the parameters that make up the frame.
- an image representative of bone thickness B and an image representative of soft tissue thickness S are generated based on a plurality of image frames. Therefore, the control device 103 sets the values of the two parameters based on the frames of the plurality of images obtained by irradiating the same subject 111 with the radiation of the plurality of energies. Then, the control device 103 generates at least a part of the frames of the moving image using the values of these three parameters.
- the moving image is a single color moving image
- the parameters set based on the frames of the plurality of images are the thickness B of the bone and the thickness S of the soft tissue
- the parameters set by the user are virtual It is the energy of a monochromatic radiation image.
- Each frame of the moving image is a virtual monochromatic radiation image.
- virtual monochromatic radiation image V is calculated by the following equation. By setting the value of V to each of R, G, and B of the frame, a monochrome frame is generated.
- Virtual monochromatic radiation images are used in Dual Energy CT, which combines energy subtraction and three-dimensional reconstruction.
- the noise of the bone image may reduce the contrast noise ratio (CNR). Since the linear attenuation coefficient ⁇ B (E) of bone is larger than the linear attenuation coefficient ⁇ S (E) of soft tissue, it is likely to affect the noise of the virtual monochromatic radiation image V. As the CNR decreases, the visibility decreases.
- the linear attenuation coefficient ⁇ B (E) of bone is larger than the linear attenuation coefficient ⁇ S (E) of soft tissue.
- the difference as the energy E V virtual monochromatic radiation increases is reduced. Therefore, the noise increase of the virtual monochromatic radiation image due to the noise of the bone image is suppressed.
- the difference between the ⁇ B (E) and mu S (E) is large, the contrast of the virtual monochromatic radiation image increases. Therefore, the radiation imaging system of this embodiment, configured to be able to change the energy E V virtual monochromatic radiation image during the display of moving images.
- the image processing method by the control device 103 will be described with reference to FIG. This process is executed, for example, by the processor 107 executing a program read into the memory 108.
- the control unit 103 acquires the initial value of the energy E V virtual monochromatic radiation image.
- the initial value of the energy E V virtual monochromatic radiation image may be set by the user, it may be stored in the memory 108 at the time of manufacture.
- the control apparatus 103 acquires frames of two images from the radiation imaging apparatus 104. Specifically, as described above, the acquisition unit of the control device 103 acquires low energy information and high energy information from a plurality of images obtained by irradiating the subject 111 with radiation. The image represented by the low energy information and the image represented by the high energy information become frames of two images. In S1003, as described above, the calculation unit of the control device 103 calculates the thickness B of the bone forming the frame of the moving image and the thickness S of the soft tissue based on the two image frames. Generally, the calculation unit of the control device 103 calculates the information indicating the thickness of the first tissue and the information indicating the thickness of the second tissue from the low energy information and the high energy information as described above.
- the setting section of the control device 103 set for the energy E V virtual monochromatic radiation images used for generating the image, a pre-set value.
- generating unit of the control device 103 generates a frame using the values of the energy E V thick B and soft tissue thickness S and set virtual monochromatic radiation image of the calculated bone. That is, the generation unit of the control device 103 generates an image based on the information indicating the thickness of the first tissue and the information indicating the thickness of the second tissue.
- the control device 103 causes the display device 110 to display the generated frame.
- the control unit 103 determines whether received the instruction to change the value of the energy E V virtual monochromatic radiation image from the user. If an instruction is received ("YES” in S1006), the control device 103 advances the process to S1007, and if not received ("NO” in S1006), the control device 103 advances the process to S1008.
- the instruction from the user is performed, for example, through the input device 109.
- the user the same value to the energy E V virtual monochromatic radiation image for each pixel of a frame may be set. For example, a user using the GUI, such as a slide bar, the energy E V virtual monochromatic radiation image of all pixels may be changed uniformly.
- the control unit 103 acquires an instruction to change the value of the energy E V virtual monochromatic radiation image from the user, and stores this value in memory 108.
- the control device 103 waits for the next frame of the plurality of images to be transferred from the radiation imaging device 104. After the transfer, the control device 103 returns the process to S1002, and generation and display of the next frame of the moving image are performed. If the S1007 has been executed, the control unit 103 will generate a subsequent frame of the moving image using the changed value of the energy E V virtual monochromatic radiation image.
- the controller 103 generated a virtual monochromatic radiation image from the bone thickness B and the soft tissue thickness S.
- the control device 103 may calculate the effective atomic number Z and the surface density D as in the first embodiment, and use them to generate a virtual monochromatic radiation image.
- the control device 103 by synthesizing a plurality of virtual monochromatic radiation image generated by a plurality of energy E V, may generate a composite radiographic image.
- a composite radiation image is an image that is assumed to be obtained when irradiated with radiation of an arbitrary spectrum.
- a recursive filter or the like may be applied to reduce noise in a bone image or a soft tissue image.
- an afterimage may occur in a portion where the subject 111 has moved. Therefore, the coefficient of the recursive filter may be reduced by detecting the movement of the image of the subject 111.
- a method of detecting the movement of the image of the subject 111 there is a method of determining that the subject 111 has moved when the absolute value of the difference between the current frame and the pixel value of the previous frame exceeds a predetermined threshold. .
- the controller 103 may change the energy E V region that detected the movement of the image of the object 111.
- the thickness of the soft tissue in the t th frame is S [t]
- the thickness of the soft tissue after applying the recursive filter in the t ⁇ 1 th frame is S ′ [t ⁇ 1]
- the energy E v in the t th frame Let E V [t].
- the control device 103 sets the saturation by the following equation.
- the control device 103 makes the saturation of each pixel of the region satisfying
- > T relates to a change (movement) in the time direction of the image of the subject 111. By such processing, it is possible to improve the CNR of the virtual monochromatic radiation image while suppressing an afterimage when the subject 111 moves.
- Conditions for the energy E V to a different value in addition to conditions relating to the time change of the direction of the image of the object 111, conditions or on changes in the spatial direction of the image of the object 111, statistics of the image (e.g., spatial frequency, etc. The condition regarding) may be included. Under conditions relating to the change in the spatial direction of the image of the subject 111, the case where an image includes an edge or the like is detected. That is, the control device 103 sets the saturation for each pixel of the area satisfying the predetermined condition in the moving image to a value different from the saturation for each pixel other than this area.
- the control device 103 when the moving image satisfies a predetermined condition, the energy E V, may be a value different from the user setting. In such a case, the control device 103 may uniformly set the saturation to a predetermined value or half the setting value of the user.
- the predetermined condition may include, as described above, a condition regarding at least one of the change in the spatial direction of the image of the subject 111, the change in the temporal direction of the image of the subject 111, and the statistic of the image.
- the radiation imaging apparatus 104 is an indirect radiation sensor using a scintillator.
- the radiation imaging apparatus 104 may be a direct radiation sensor using a direct conversion material such as CdTe, for example.
- the radiation generation apparatus 101 utilized the passive tube voltage change.
- the radiation generator 101 may actively change the tube voltage.
- the filter of the radiation generating apparatus 101 may be temporally switched to change the energy of the radiation irradiated to the radiation imaging apparatus 104.
- energy subtraction is performed by changing the energy of the radiation irradiated to the radiation imaging apparatus 104.
- a system may be used in which the spectrum of radiation detected by the front sensor and the rear sensor is changed.
- a photon counting type sensor that counts the number of radiation quanta by energy, a plurality of images having different energies may be acquired.
- the present invention supplies a program that implements one or more functions of the above-described embodiments to a system or apparatus via a network or storage medium, and one or more processors in a computer of the system or apparatus read and execute the program. Can also be realized. It can also be implemented by a circuit (eg, an ASIC) that implements one or more functions.
- a circuit eg, an ASIC
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Abstract
画像処理装置は、被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得部と、低エネルギー情報と高エネルギー情報から実効原子番号と面密度を算出する算出部と、実効原子番号と面密度に基づいて色情報を有する画像を生成する生成部とを備える。
Description
本発明は、画像処理装置、画像処理方法及びプログラムに関する。
X線などの放射線による医療画像診断や非破壊検査に用いる撮影装置として、半導体材料によって形成された平面検出器(Flat Panel Detector、以下FPDと略す)を用いた放射線撮像装置が普及している。FPDを用いた撮影方法の1つに、エネルギーサブトラクションがある。エネルギーサブトラクションでは、例えば管電圧の異なる放射線を複数回照射することによって、エネルギーが互いに異なる放射線で形成された複数の画像が取得される。それらを演算することで、例えば被写体の画像を骨画像と軟部組織画像とに分離する処理を行うことができる。特許文献1は、画像信号の周波数特性を変化させる画像処理を施すことによって骨画像や軟部組織画像のノイズを低減する技術を提案する。
FPDを用いてカテーテル手術などを行う場合、透視撮影が行われる。透視撮影では、低い線量の放射線を用いることで被曝量を低減している。しかし、放射線の線量を低減すると放射線の量子ノイズが増加し、被写体の画像が分離された後の画像のノイズが大きくなる。特許文献1の技術では、当該ノイズを低減することについて言及されていないため、それに対する種々の対策が望まれていた。本発明では、複数のエネルギーの放射線を利用して生成される画像の画質を向上するための技術を提供する。
上記課題に鑑みて、被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得手段と、前記低エネルギー情報と前記高エネルギー情報から実効原子番号と面密度を算出する算出手段と、前記実効原子番号と前記面密度に基づいて色情報を有する画像を生成する生成手段とを備えることを特徴とする画像処理装置が提供される。
上記手段により、複数のエネルギーの放射線を利用して生成される画像の画質が向上する。
本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
各実施形態の放射線撮像システムの構成例を説明する図。
各実施形態の画素の構成例を説明する図。
各実施形態のフレーム動作を説明する図。
各実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第1実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第1実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第1実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第2実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第2実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
第2実施形態の制御装置の動作の一部を説明する図。
添付の図面を参照しつつ本発明の実施形態について以下に説明する。様々な実施形態を通じて同様の要素には同一の参照符号を付し、重複する説明を省略する。また、各実施形態は適宜変更、組み合わせが可能である。以下の説明における放射線は、放射線崩壊によって放出される粒子(光子を含む)の作るビームであるα線、β線、γ線などの他に、同程度以上のエネルギーを有するビーム、例えばX線や粒子線、宇宙線なども含む。
<第1実施形態>
図1に本実施形態に係る放射線撮像システムのブロック図を示す。放射線撮像システムは、例えば医療診断における一般撮影などの静止画撮影や透視撮影などの動画撮影に用いられる。放射線撮像システムは、放射線発生装置101と、放射線発生制御装置102と、制御装置103と、放射線撮像装置104とで構成される。
図1に本実施形態に係る放射線撮像システムのブロック図を示す。放射線撮像システムは、例えば医療診断における一般撮影などの静止画撮影や透視撮影などの動画撮影に用いられる。放射線撮像システムは、放射線発生装置101と、放射線発生制御装置102と、制御装置103と、放射線撮像装置104とで構成される。
放射線発生制御装置102は、放射線撮像装置104に向けて放射線を照射するように放射線発生装置101を制御する。放射線撮像装置104は、放射線を可視光に変換するシンチレータ105と、可視光を検出する二次元検出器106とで構成される。二次元検出器106は、放射線量子を検出する画素PをX列Y行のアレイ状に配置したセンサであり、画像情報を出力する。
制御装置103は、放射線撮像システム内の他の装置の制御を行う。さらに、制御装置103は、以下に詳細に説明するように、同一の被写体に対して複数のエネルギーの放射線を照射することによって得られた複数の画像に基づいて動画像を生成する画像処理を行う。そのため、制御装置103は、画像処理装置としても機能する。これに代えて、制御装置103のうち画像処理の関する機能が別個の画像処理装置として構成されてもよい。例えば、制御装置103が取得した画像を医療用のPACSを介して別の画像処理装置に転送し、この画像処理装置がエネルギーサブトラクション処理を行ってから表示する構成が用いられてもよい。
制御装置103は、プロセッサ107とメモリ108とを備えるコンピュータである。プロセッサ107は例えばCPUなので構成され、メモリ108は例えばROMやRAMで構成される。メモリ108に読み出されたプログラムをプロセッサ107が実行することによって、制御装置103による処理が実行される。これに代えて、制御装置103の処理は、ASICやFPGAなどの専用回路で構成されてもよい。
制御装置103には入力装置109と表示装置110とが接続されている。入力装置109は放射線撮像システムのユーザから入力を受け取るための装置であり、例えばキーボード、マウス、タッチパッドなどによって構成される。表示装置110は放射線撮像システムのユーザへ情報を表示するための装置であり、例えばディスプレイなどで構成される。入力装置109と表示装置110とはタッチスクリーンとして一体に構成されてもよい。
図2に、図1の画素Pの等価回路図を示す。画素Pは、光電変換素子201と、出力回路部202とを含む。光電変換素子201は、典型的にはフォトダイオードでありうる。出力回路部202は、増幅回路部204と、クランプ回路部206と、サンプルホールド回路部207と、選択回路部208とを含む。
光電変換素子201は、電荷蓄積部を含む。電荷蓄積部は、増幅回路部204のMOSトランジスタ204aのゲートに接続されている。MOSトランジスタ204aのソースは、MOSトランジスタ204bを介して電流源204cに接続されている。MOSトランジスタ204aと電流源204cとによってソースフォロア回路が構成されている。MOSトランジスタ204bは、そのゲートに供給されるイネーブル信号ENがアクティブレベルになるとオンになりソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。
図2に示す例では、光電変換素子201の電荷蓄積部およびMOSトランジスタ204aのゲートが共通のノードを構成している。このノードは、電荷蓄積部に蓄積された電荷を電圧に変換する電荷電圧変換部として機能する。即ち、電荷電圧変換部には、電荷蓄積部に蓄積された電荷Qと電荷電圧変換部が有する容量値Cとによって定まる電圧V(=Q/C)が現れる。電荷電圧変換部は、リセットスイッチ203を介してリセット電位Vresに接続されている。リセット信号PRESがアクティブレベルになると、リセットスイッチ203がオンになり、電荷電圧変換部の電位がリセット電位Vresにリセットされる。
クランプ回路部206は、リセットした電荷電圧変換部の電位に応じて増幅回路部204によって出力されるノイズをクランプ容量206aによってクランプする。つまり、クランプ回路部206は、光電変換素子201で光電変換により発生した電荷に応じてソースフォロア回路から出力された信号から、このノイズをキャンセルするための回路である。このノイズはリセット時のkTCノイズを含む。クランプは、クランプ信号PCLをアクティブレベルにしてMOSトランジスタ206bをオン状態にした後に、クランプ信号PCLを非アクティブレベルにしてMOSトランジスタ206bをオフ状態にすることによってなされる。クランプ容量206aの出力側は、MOSトランジスタ206cのゲートに接続されている。MOSトランジスタ206cのソースは、MOSトランジスタ206dを介して電流源206eに接続されている。MOSトランジスタ206cと電流源206eとによってソースフォロア回路が構成されている。MOSトランジスタ206dは、そのゲートに供給されるイネーブル信号EN0がアクティブレベルになるとオンになりソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。
光電変換素子201で光電変換により発生した電荷に応じてクランプ回路部206から出力される信号は、光信号として、光信号サンプリング信号TSがアクティブレベルになることによってスイッチ207Saを介して容量207Sbに書き込まれる。電荷電圧変換部の電位をリセットした直後にMOSトランジスタ206bをオン状態とした際にクランプ回路部206から出力される信号は、クランプ電圧である。このノイズ信号は、ノイズサンプリング信号TNがアクティブレベルになることによってスイッチ207Naを介して容量207Nbに書き込まれる。このノイズ信号には、クランプ回路部206のオフセット成分が含まれる。スイッチ207Saと容量207Sbによって信号サンプルホールド回路207Sが構成され、スイッチ207Naと容量207Nbによってノイズサンプルホールド回路207Nが構成される。サンプルホールド回路部207は、信号サンプルホールド回路207Sとノイズサンプルホールド回路207Nとを含む。
駆動回路部が行選択信号をアクティブレベルに駆動すると、容量207Sbに保持された信号(光信号)がMOSトランジスタ208Saおよび行選択スイッチ208Sbを介して信号線21Sに出力される。また、同時に、容量207Nbに保持された信号(ノイズ)がMOSトランジスタ208Naおよび行選択スイッチ208Nbを介して信号線21Nに出力される。MOSトランジスタ208Saは、信号線21Sに設けられた不図示の定電流源とソースフォロア回路を構成する。同様に、MOSトランジスタ208Naは、信号線21Nに設けられた不図示の定電流源とソースフォロア回路を構成する。信号線21Sと信号線21Nとをまとめて信号線21と呼ぶ。MOSトランジスタ208Saと行選択スイッチ208Sbによって信号用選択回路部208Sが構成され、MOSトランジスタ208Naと行選択スイッチ208Nbによってノイズ用選択回路部208Nが構成される。選択回路部208は、信号用選択回路部208Sとノイズ用選択回路部208Nとを含む。
画素Pは、隣接する複数の画素Pの光信号を加算する加算スイッチ209Sを有してもよい。加算モード時には、加算モード信号ADDがアクティブレベルになり、加算スイッチ209Sがオン状態になる。これにより、隣接する画素Pの容量207Sbが加算スイッチ209Sによって相互に接続されて、光信号が平均化される。同様に、画素Pは、隣接する複数の画素Pのノイズを加算する加算スイッチ209Nを有してもよい。加算スイッチ209Nがオン状態になると、隣接する画素Pの容量207Nbが加算スイッチ209Nによって相互に接続されて、ノイズが平均化される。加算部209は、加算スイッチ209Sと加算スイッチ209Nを含む。
画素Pは、感度を変更するための感度変更部205を有してもよい。画素Pは、例えば、第1感度変更スイッチ205aおよび第2感度変更スイッチ205’a、並びにそれらに付随する回路素子を含みうる。第1変更信号WIDEがアクティブレベルになると、第1感度変更スイッチ205aがオンになり、電荷電圧変換部の容量値に第1付加容量205bの容量値が追加される。これによって画素Pの感度が低下する。第2変更信号WIDE2がアクティブレベルになると、第2感度変更スイッチ205’aがオンして、電荷電圧変換部の容量値に第2付加容量205’bの容量値が追加される。これによって画素P1の感度が更に低下する。このように画素Pの感度を低下させる機能を追加することによって、より大きな光量を受光することが可能となり、ダイナミックレンジが広がる。第1変更信号WIDEがアクティブレベルになる場合には、イネーブル信号ENwをアクティブレベルにすることによって、MOSトランジスタ204aに変えてMOSトランジスタ204’aをソースフォロア動作させてもよい。MOSトランジスタ204’aは、MOSトランジスタ204’bを介してクランプ容量206aに接続されている。
放射線撮像装置104は、以上のような画素Pの出力を読み出し、不図示のAD変換器でデジタル値に変換した後、制御装置103に画像を転送する。放射線撮像システムが動画撮影を行う場合に、放射線撮像装置104から画像がフレームとして周期的に制御装置103へ転送される。すなわち、放射線撮像装置104から制御装置103へ動画像が転送される。本実施形態において、動画像とは時系列の画像のことをいう。
図3を参照して、本実施形態の放射線撮像システムにおいてエネルギーサブトラクションを行うための駆動タイミングについて説明する。「放射線」は放射線撮像装置104に照射される放射線の線量を示す。「同期信号」は制御装置103が放射線撮像装置104に供給する信号である。「PRES」は図2で説明したリセット信号である。「TS」は図2で説明した光信号サンプリング信号TSである。「TN」は図2で説明したノイズサンプリング信号TNである。
制御装置103は、時刻t1で光電変換素子201のリセットを行う。制御装置103は、時刻t2で放射線の曝射を開始する。放射線の管電圧は理想的には矩形波となるが、管電圧の立ち上がりと立下りには有限の時間がかかる。特に、パルス放射線で曝射時間が短い場合に、管電圧は矩形波とはみなせず、図3に示すような波形となる。すなわち、放射線の立ち上がり期(時刻t2~t3)と、安定期(時刻t3~t4)と、立下り期(時刻t4~t5)とで放射線のエネルギーが異なる。このように、本実施形態では、1回の放射線照射によって複数のエネルギーの放射線が照射される。
制御装置103は、時刻t3(放射線の立ち上がり期の終了時点)で、ノイズサンプルホールド回路207Nを用いてサンプリングを行う。これによってノイズサンプルホールド回路207Nに、立ち上がり期の放射線によって得られた信号Rが保持される。制御装置103は、時刻t4(放射線の安定期の終了時点)で、信号サンプルホールド回路207Sを用いてサンプリングを行う。これによって信号サンプルホールド回路207Sに、信号Rと、安定期の放射線によって得られた信号Sとの和が保持される。時刻t5で、放射線撮像装置104の読出し回路(不図示)は、信号線21Nから読み出した信号と信号線21Sから読み出した信号との差分を画像として制御装置103に送信する。ノイズサンプルホールド回路207Nに信号Rが保持され、信号サンプルホールド回路207Sに信号Rと信号Sとの和が保持されているので、読出し回路は信号Sを出力する。
制御装置103は、放射線の曝射と信号Sの読出しとが終了した後、時刻t6で、再び信号サンプルホールド回路207Sを用いてサンプリングを行う。これによって信号サンプルホールド回路207Sに、信号Rと、信号Sと、立下り期の放射線によって得られた信号Fとの和が保持される。制御装置103は、時刻t7で光電変換素子201のリセットを行う。制御装置103は、時刻t7で、再びノイズサンプルホールド回路207Nを用いてサンプリングを行う。これによって信号サンプルホールド回路207Sに、リセット時の信号(ここでは0とする)が保持される。時刻t9で、放射線撮像装置104の読出し回路は、信号線21Nから読み出した信号と信号線21Sから読み出した信号との差分を画像として制御装置103に送信する。ノイズサンプルホールド回路207Nに0が保持され、信号サンプルホールド回路207Sに信号Rと信号Sと信号Fの和が保持されているので、読出し回路は信号Rと信号Sと信号Fの和を出力する。制御装置103は、2回の送信で得られた画像の差をとることによって、立上がり期の放射線によって得られた信号Rと立下り期の放射線によって得られた信号Fとの和を算出できる。信号Sが表す画像と、信号Rと信号Fとの和が表す画像は、互いに異なるエネルギーの放射線によって得られた画像に相当する。そのため、制御装置103は、画像間で演算を行うことでエネルギーサブトラクションを行うことができる。
サンプルホールド回路部207及び光電変換素子201のリセットを行うタイミングは、放射線発生装置101から放射線の曝射が開始されたことを示す同期信号307を用いて決定される。放射線の曝射開始を検出する方法として、放射線発生装置101の管電流を測定し、電流値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成が用いられてもよい。これに代えて、光電変換素子201のリセットが完了した後、画素Pから信号を繰り返して読み出し、画素値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成が用いられてもよい。さらに、放射線撮像装置104に二次元検出器106とは異なる放射線検出器を内蔵し、その測定値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成が用いられてもよい。何れの方式の場合も、放射線撮像装置104は、同期信号307の入力から予め指定した時間が経過した後に、信号サンプルホールド回路207Sによるサンプリング、ノイズサンプルホールド回路207Nによるサンプリング、光電変換素子201のリセットを行う。
続いて、エネルギーサブトラクションの方法について説明する。本実施形態におけるエネルギーサブトラクションは、補正、信号処理及び画像処理の3段階に分かれている。図4を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクション処理における補正方法について説明する。制御装置103は、放射線撮像装置104に放射線を曝射せずに撮像を行うことによって、図3で説明した2枚の画像を取得する。信号Sが表す画像をF_Oddと表し、信号Rと信号Sと信号Fとの和が表す画像をF_Evenと表す。これらの画像は放射線撮像装置104の固定パターンノイズ(FPN)に対応する画像である。
次に、制御装置103は、被写体111が配置されていない状態で放射線撮像装置104に放射線を曝射して撮像を行うことによって、図3で説明した2枚の画像を取得する。信号Sが表す画像をW_Oddと表し、信号Rと信号Sと信号Fとの和が表す画像をW_Evenと表す。これらの画像は放射線撮像装置104の固定パターンノイズ(FPN)と放射線による信号との和に対応する画像である。W_OddからF_Oddを減算し、W_OddからF_Oddを減算することによって、FPNが除去されたWF_Odd、WF_Evenがそれぞれ得られる。
WF_Oddは安定期の放射線によって得られた信号Sが表す画像であり、WF_Evenは立ち上がり期、安定期及び立下り期のそれぞれの放射線によって得られた信号R、信号S及び信号Fの和が表す画像である。安定期の放射線のエネルギーは立ち上がり期及び立下り期の放射線のエネルギーよりも高い。そこで、制御装置103は、WF_Oddを被写体111がない場合の高エネルギー画像W_Highとし、WF_EvenからWF_Oddを減じて得られる画像(信号Rと信号Fとの和が表す画像)を被写体111がない場合の低エネルギー画像W_Lowとする。
次に、制御装置103は、被写体111が配置された状態で放射線撮像装置104に放射線を曝射して動画撮像を行うことによって、フレーム周期ごとに、図3で説明した2枚の画像を取得する。このようにして、制御装置103は、同一の被写体111に対して複数のエネルギーの放射線を照射することによって得られた複数の画像を得る。信号Sが表す画像をX_Oddと表し、信号Rと信号Sと信号Fとの和が表す画像をX_Evenと表す。これらの画像は放射線撮像装置104の固定パターンノイズ(FPN)と放射線による信号との和に対応する画像である。X_OddからF_Oddを減算し、X_OddからF_Oddを減算することによって、FPNが除去されたXF_Odd、XF_Evenがそれぞれ得られる。その後、被写体111がない場合と同様にして、制御装置103は、XF_Oddを被写体111がある場合の高エネルギー画像X_Highとする。また、制御装置103は、XF_EvenからXF_Oddを減じて得られる画像(信号Rと信号Fとの和が表す画像)を被写体111がある場合の低エネルギー画像X_Lowとする。
被写体111の厚さをd、被写体111の線減弱係数をμ、被写体111がない場合の画素値をI0、被写体111がある場合の画素値をIとすると、以下の式が成り立つ。
式(1)を変形すると、以下の式が得られる。
式(2)の右辺は被写体111の減弱率を示す。被写体111の減弱率は0~1の間の実数である。そこで、制御装置103は、被写体111がある場合の低エネルギー画像X_Lowを、被写体111がない場合の低エネルギー画像W_Lowで除算することによって、低エネルギーにおける減弱率の画像Lを算出する。同様に、制御装置103は、被写体111がある場合の高エネルギー画像X_Highを、被写体111がない場合の高エネルギー画像W_Highで除算することによって、高エネルギーにおける減弱率の画像Hを算出する。
続いて、図5を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクションにおける信号処理方法について説明する。制御装置103は、図4に示した処理で得られた画像L及び画像Hから、実効原子番号Zを表す画像及び面密度Dを表す画像を算出する。画像L及び画像Hは、制御装置103が放射線撮像装置104から取得した複数の画像に基づくので、制御装置103は、この複数の画像を用いて、実効原子番号Zを表す画像及び面密度Dを表す第2画像を生成する。実効原子番号Zとは混合物の等価的な原子番号のことである。面密度Dとは、被写体111の密度[g/cm3]と被写体111の厚さ[cm]の積であり、次元は[g/cm2]である。
まず、放射線フォトンのエネルギーをE、エネルギーEにおけるフォトン数をN(E)、実効原子番号をZ、面密度をD、実効原子番号ZかつエネルギーEおける質量減弱係数をμ(Z,E)、減弱率をI/I0とすると、以下の式が成り立つ。
エネルギーEにおけるフォトン数N(E)は、放射線のスペクトルである。放射線のスペクトルは、シミュレーション又は実測により得られる。また、実効原子番号ZかつエネルギーEおける質量減弱係数μ(Z,E)は、NIST(アメリカ国立標準技術研究所)などのデータベースから得られる。すなわち、任意の実効原子番号Z、面密度D、放射線のスペクトルN(E)における減弱率I/I0が算出可能である。
立ち上がり期及び立ち下がり期の放射線のスペクトルをNL(E)とし、安定期の放射線のスペクトルをHH(E)とすると、以下の2つの式が成り立つ。
式(4)は非線形の連立方程式である。制御装置103は、これをニュートンラフソン法などで解くことによって、低エネルギーにおける減弱率の画像Lと高エネルギーにおける減弱率の画像Hとから、実効原子番号Zを表す画像と面密度Dを表す画像とを算出できる。
図6を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクション処理における画像処理方法について説明する。本実施形態における画像処理で、制御装置103は、実効原子番号Zの画像及び面密度Dの画像に基づいて、フレームを構成する2つのパラメータの値を設定し、ユーザによる設定に基づいて、フレームを構成する1つのパラメータの値を設定する。上述のように、実効原子番号Zの画像及び面密度Dの画像は複数の画像のフレームに基づいて生成される。したがって、制御装置103は、同一の被写体111に対して複数のエネルギーの放射線を照射することによって得られた複数の画像のフレームに基づいて、2つのパラメータの値を設定する。そして、制御装置103は、動画像の少なくとも一部のフレームを、これらの3つのパラメータの値を用いて生成する。
本実施形態において、複数の画像からなる動画像はカラー画像であり、3つのパラメータはそれぞれ色空間の成分である。例えば、色空間はHLS色空間又はHSV色空間である。以下では色空間がHLS色空間である例について説明する。HLS色空間とは、色相、彩度、輝度の3つの成分からなる色空間のことである。制御装置103は、上述の複数の画像に基づいて色相及び輝度を設定し、ユーザによる設定に基づいて彩度を設定する。なお、動画像のすべてのフレームの彩度がユーザ設定に基づいて設定される必要はなく、一部のフレームの彩度がユーザ設定に基づいて設定されてもよい。
例えば、制御装置103は、実効原子番号Zを表す画像に基づいて色相の値を設定し、面密度Dを表す画像に基づいて輝度の値を設定する。具体的に、制御装置103は、実効原子番号Zの最小値・最大値が色相の最小値・最大値にそれぞれ写像される関数(例えば線形関数)を用いて実効原子番号Zを色相に変換する。輝度の設定についても同様である。さらに、制御装置103は、彩度として初期値を用いる。彩度の初期値は例えば制御装置103の製造時にメモリ108に格納されてもよいし、入力装置109を通じてユーザにより設定されてもよい。
制御装置103は、このようにして設定された色相、彩度及び輝度をRGB値に変換する。HLS色空間に対する変換方法として円柱モデルや円錐モデルがある。例えば、円錐モデルに従うと、色相H、彩度S、輝度Lから以下の式に従ってRGB値が得られる。
彩度Sは0~1の間の実数である。例えば彩度S=0の場合にMax=L,Min=Lとなることから、色相Hがどのような値であっても、RGB値は(L,L,L)となる。すなわち、輝度Lのみが反映されたモノクロの画像が得られる。これに対して彩度Sが1に近づくほど色相Hの情報が強く反映されるため、被写体を構成する材料を色によって識別しやすくなる。一方で色相のノイズも増えるため、輝度の差は見えにくくなる。
放射線撮像装置104をカテーテル手術などで透視を行うCアームへ搭載した場合に、1時間以上連続した透視が行われることがある。放射線の被曝によって火傷などの障害を負う危険性を下げるため、透視の1フレームあたりの線量が低減される。線量を低減すると放射線の量子ノイズが増加するため、低エネルギーの減弱率L及び高エネルギーの減弱率Hのノイズが増加する。この結果、実効原子番号Zのノイズが増加して、色相のノイズも増加してしまい、輝度の差として見えていた被写体の情報が色相のノイズに埋もれて見えなくなることがある。すなわち、視認性が低下する恐れがある。このような場合に、彩度を下げることによってノイズを低減可能である。そこで、本実施形態の放射線撮像システムは、動画像の表示中に彩度の値を変更可能に構成される。
図7を参照して、制御装置103による画像処理方法について説明する。この処理は、例えばメモリ108に読み出されたプログラムをプロセッサ107が実行することによって実行される。S701で、制御装置103は、彩度の初期値を取得する。上述のように、彩度の初期値はユーザにより設定されてもよいし、製造時にメモリ108に格納されてもよい。
S702で、制御装置103は、放射線撮像装置104から2つの画像のフレームを取得する。具体的に、制御装置103の取得部は、上述のように、被写体111に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する。低エネルギー情報が表す画像と高エネルギー情報が表す画像とが2つの画像のフレームとなる。
S703で、制御装置103は、上述のように、2つの画像のフレームに基づいて、動画像のフレームを構成する色相及び輝度の値を設定する。ここで、制御装置103の算出部は、上述のように、低エネルギー情報と高エネルギー情報から実効原子番号と面密度を算出する。制御装置103の設定部は、実効原子番号と面密度に基づいて、色相及び輝度に対して値を設定する。また、制御装置103の設定部は、彩度に対して値を設定する。一般的に、制御装置103の設定部は、実効原子番号と面密度に基づいて、色相、輝度、彩度のうち少なくとも2つのパラメータに対して値を設定する。また、制御装置103の設定部は、色相、輝度、彩度のうち少なくとも1つのパラメータに対して事前に設定された値を設定する。S704で、制御装置103は、設定された色相、輝度及び彩度の値を用いてフレームを生成する。すなわち、制御装置103の生成部は、実効原子番号と面密度に基づいて色情報を有する画像を生成する。S705で、制御装置103は、生成したフレームを表示装置110に表示させる。
S706で、制御装置103の設定部は、彩度の値の変更の指示をユーザから取得したかを判定する。指示を取得した場合(S706で「YES」)に制御装置103は処理をS707に進め、指示を取得していない場合(S706で「NO」)に制御装置103は処理をS708に進める。ユーザからの指示は例えば入力装置109を通じて行われる。ユーザによって、フレームの各画素に対する彩度に同一の値が設定されてもよい。例えば、ユーザはスライドバーなどのGUIを用いて、全ての画素の彩度を一律に変更してもよい。
S707で、制御装置103の設定部は、彩度の値の変更の指示をユーザから取得し、この値をメモリ108に格納する。S708で、制御装置103は、複数の画像の次のフレームが放射線撮像装置104から転送されるのを待機する。転送後に、制御装置103は処理をS702に戻し、動画像の次のフレームの生成及び表示が行われる。S707が実行されていた場合に、制御装置103の設定部は、彩度に対して変更後の値を設定する。制御装置103の生成部は、彩度の変更後の値を用いて動画像の後続のフレームを生成することになる。
上述の例で、制御装置103は、実効原子番号Zに基づいて色相の値を設定し、面密度Dに基づいて輝度の値を設定し、ユーザ設定に基づいて彩度の値を設定した。これに代えて、制御装置103は、面密度Dの代わりに、低エネルギーの減弱率の画像Lや高エネルギーの減弱率の画像Hに基づいて輝度の値を設定してもよい。または、制御装置103は、被写体111がある場合の高エネルギー画像X_Highや、被写体111がある場合の低エネルギー画像X_Lowに基づいて輝度の値を設定してもよいし、両者の和に基づいて輝度の値を設定してもよい。さらに、制御装置103は、低エネルギーの減弱率Lや高エネルギーの減弱率Hの対数に基づいて輝度の値を設定してもよい。すなわち、制御装置103は、複数の画像のフレームに基づいて輝度の値を設定すればよく、これらのフレームを直接に用いて輝度の値を設定してもよいし、これらのフレームを変換して得られた画像を用いて輝度の値を設定してもよい。色相の設定についても同様である。
上述の例で、色相の値及び輝度の値が画像のフレームに基づいて設定され、彩度の値がユーザ設定に基づいて設定された。これに代えて、彩度の値及び輝度の値が画像のフレームに基づいて設定され、色相の値がユーザ設定に基づいて設定されてもよい。さらに、色相の値及び彩度の値が画像のフレームに基づいて設定され、輝度の値がユーザ設定に基づいて設定されてもよい。また、フレームの生成にHSV色空間が用いられる場合に、色相、彩度、明度のうちの何れの値がユーザ設定可能であってもよい。
本実施形態において、リカーシブフィルタなどを適用して、色相のノイズを低減させる処理が行われてもよい。この場合、被写体111が動いた部分に残像が生じることがある。そこで、被写体111の画像の動きを検出してリカーシブフィルタの係数を小さくしてもよい。被写体111の画像の動きを検出する方法として、現在のフレームと1フレーム前の画素値の差分の絶対値が、予め定められた閾値を超えた場合に、被写体111が動いたと判定する方法がある。
このような処理を適用する場合、被写体111が動いた部分では色相のノイズが低減されないため、視認性が低下してしまう。そこで、制御装置103は、被写体111の画像の動きを検出した領域の彩度Sを変更してもよい。t番目のフレームにおける面密度をD[t]、t-1番目のフレームにおけるリカーシブフィルタ適用後の面密度をD’[t-1]、t番目のフレームにおける彩度SをS[t]とする。制御装置103は、以下の式で彩度を設定する。
このように、制御装置103は、動画像のうち|D[t]-D’[t-1]|>Tを満たす領域の各画素に対する彩度を、この領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値にする。一般的に、制御装置103の設定部は、生成される画像のうち所定の条件を満たす領域の各画素に対する彩度に対して、この領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値を設定する。|D[t]-D’[t-1]|>Tとの条件は、被写体111の画像の時間方向の変化(動き)に関する条件である。このような処理により、被写体111が動いた場合の残像を抑制しつつ、色相のノイズによる視認性の低下を防ぐことができる。
彩度を異なる値にするための条件は、被写体111の画像の時間方向の変化に関する条件以外にも、被写体111の画像の空間方向の変化に関する条件や、画像の統計量(例えば空間周波数など)に関する条件を含んでもよい。すなわち、この所定の条件は、被写体111の画像の空間方向の変化と、被写体111の画像の時間方向の変化と、画像の統計量との少なくとも何れかに関する条件を含んでもよい。被写体111の画像の空間方向の変化に関する条件では、画像にエッジ等が含まれる場合が検出される。すなわち、制御装置103は、動画像のうち所定の条件を満たす領域の各画素に対する彩度を、この領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値にする。
さらに、制御装置103の設定部は、動画像(すなわち、生成される画像)が所定の条件を満たす場合に、彩度に対してユーザの設定とは異なる値を設定してもよい。制御装置103は、このような場合に彩度を一律にゼロにしてもよいし、ユーザの設定値の半分にしてもよい。所定の条件は、上述のように、被写体111の画像の空間方向の変化と、被写体111の画像の時間方向の変化と、画像の統計量との少なくとも何れかに関する条件を含んでもよい。
<第2実施形態>
第2実施形態に係る放射線撮像システムについて説明する。放射線撮像システムの構成(図1、図2)は第1実施形態と同様である。放射線撮像装置104から制御装置103が複数の画像を取得する動作(図3)と、低エネルギーにおける減弱率の画像L及び高エネルギーにおける減弱率の画像Hを算出する動作(図4)とも第1実施形態と同様である。
第2実施形態に係る放射線撮像システムについて説明する。放射線撮像システムの構成(図1、図2)は第1実施形態と同様である。放射線撮像装置104から制御装置103が複数の画像を取得する動作(図3)と、低エネルギーにおける減弱率の画像L及び高エネルギーにおける減弱率の画像Hを算出する動作(図4)とも第1実施形態と同様である。
図8を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクションにおける信号処理方法について説明する。制御装置103は、図4に示した処理で得られた画像L及び画像Hから、骨の厚さを表す画像Bと軟部組織の厚さを表す画像Sを算出する。画像L及び画像Hは、制御装置103が放射線撮像装置104から取得した複数の画像に基づくので、制御装置103は、この複数の画像を用いて、骨の厚さを表す画像Bと軟部組織の厚さを表す画像Sを生成する。
まず、放射線フォトンのエネルギーをE、エネルギーEにおけるフォトン数をN(E)、骨の厚さをB、軟部組織の厚さをSとする。また、エネルギーEおける骨の線減弱係数をμB(E)、エネルギーEおける軟部組織の線減弱係数をμS(E)、減弱率をI/I0とする。このとき、以下の式が成り立つ。
エネルギーEにおけるフォトン数N(E)は、放射線のスペクトルである。放射線のスペクトルは、シミュレーション又は実測により得られる。また、エネルギーEおける骨の線減弱係数μB(E)とエネルギーEおける軟部組織の線減弱係数μS(E)は、NISTなどのデータベースから得られる。すなわち、任意の骨の厚さB、軟部組織の厚さS、放射線のスペクトルN(E)における減弱率I/I0が算出可能である。
立ち上がり期及び立ち下がり期の放射線のスペクトルをNL(E)とし、安定期の放射線のスペクトルをHH(E)とすると、以下の2つの式が成り立つ。
式(4)は非線形の連立方程式である。制御装置103は、これをニュートンラフソン法などで解くことによって、低エネルギーにおける減弱率の画像Lと高エネルギーにおける減弱率の画像Hとから、骨の厚さBを表す画像と軟部組織の厚さSを表す画像とを算出できる。
本実施形態で、制御装置103は、骨の厚さBを表す画像及び軟部組織の厚さSを表す画像を算出したが、一般にある物質の厚さを表す画像と、別の物質の厚さを表す画像とを算出してもよい。制御装置103は、例えば、造影剤の厚さIを表す画像と軟部組織の厚さSを表す画像を算出してもよい。
図9を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクション処理における画像処理方法について説明する。本実施形態における画像処理で、制御装置103は、骨の厚さBを表す画像及び軟部組織の厚さSを表す画像に基づいて、フレームを構成する2つのパラメータの値を設定し、ユーザによる設定に基づいて、フレームを構成する1つのパラメータの値を設定する。上述のように、骨の厚さBを表す画像及び軟部組織の厚さSを表す画像は複数の画像のフレームに基づいて生成される。したがって、制御装置103は、同一の被写体111に対して複数のエネルギーの放射線を照射することによって得られた複数の画像のフレームに基づいて、2つのパラメータの値を設定する。そして、制御装置103は、動画像の少なくとも一部のフレームを、これらの3つのパラメータの値を用いて生成する。
本実施形態において、動画像は単色の動画像であり、複数の画像のフレームに基づいて設定されるパラメータは骨の厚さB及び軟部組織の厚さSであり、ユーザ設定されるパラメータは仮想単色放射線画像のエネルギーである。動画像の各フレームは仮想単色放射線画像である。例えば、仮想単色放射線のエネルギーをEVとしたとき、仮想単色放射線画像Vは以下の式で求められる。このVの値をフレームのR,G,Bのそれぞれに設定することによって、単色のフレームが生成される。
仮想単色放射線画像は、エネルギーサブトラクションと三次元再構成を組み合わせたDual Energy CTで利用されている。低い線量の透視撮影において仮想単色放射線画像を生成すると、骨画像のノイズによってコントラストノイズ比(CNR)が低下することがある。骨の線減弱係数μB(E)は軟部組織の線減弱係数μS(E)と比べて大きいため、仮想単色放射線画像Vのノイズに影響しやすい。CNRが低下することで、視認性が低下してしまう。
骨の線減弱係数μB(E)は、軟部組織の線減弱係数μS(E)に比べて大きい。仮想単色放射線のエネルギーEVが大きくなるほどその差は小さくなる。従って、骨画像のノイズによる仮想単色放射線画像のノイズ増加が抑制される。一方で、仮想単色放射線のエネルギーEVが小さくなるほど、μB(E)とμS(E)の差が大きくなるため、仮想単色放射線画像のコントラストが大きくなる。そこで、本実施形態の放射線撮像システムは、動画像の表示中に仮想単色放射線画像のエネルギーEVを変更可能に構成される。
図10を参照して、制御装置103による画像処理方法について説明する。この処理は、例えばメモリ108に読み出されたプログラムをプロセッサ107が実行することによって実行される。S1001で、制御装置103は、仮想単色放射線画像のエネルギーEVの初期値を取得する。上述のように、仮想単色放射線画像のエネルギーEVの初期値はユーザにより設定されてもよいし、製造時にメモリ108に格納されてもよい。
S1002で、制御装置103は、放射線撮像装置104から2つの画像のフレームを取得する。具体的に、制御装置103の取得部は、上述のように、被写体111に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する。低エネルギー情報が表す画像と高エネルギー情報が表す画像とが2つの画像のフレームとなる。S1003で、制御装置103の算出部は、上述のように、2つの画像のフレームに基づいて、動画像のフレームを構成する骨の厚さBと軟部組織の厚さSを算出する。一般的に、制御装置103の算出部は、上述のように、低エネルギー情報と高エネルギー情報から第1組織の厚さを示す情報と第2組織の厚さを示す情報を算出する。また、制御装置103の設定部は、画像を生成するために使用される仮想単色放射線画像のエネルギーEVに対して、事前に設定された値を設定する。S1004で、制御装置103の生成部は、算出された骨の厚さB及び軟部組織の厚さS並びに設定された仮想単色放射線画像のエネルギーEVの値を用いてフレームを生成する。すなわち、制御装置103の生成部は、第1組織の厚さを示す情報と第2組織の厚さを示す情報に基づいて画像を生成する。S1005で、制御装置103は、生成したフレームを表示装置110に表示させる。
S1006で、制御装置103は、ユーザから仮想単色放射線画像のエネルギーEVの値の変更の指示を受けたかを判定する。指示を受けた場合(S1006で「YES」)に制御装置103は処理をS1007に進め、指示を受けていない場合(S1006で「NO」)に制御装置103は処理をS1008に進める。ユーザからの指示は例えば入力装置109を通じて行われる。ユーザによって、フレームの各画素に対する仮想単色放射線画像のエネルギーEVに同一の値が設定されてもよい。例えば、ユーザはスライドバーなどのGUIを用いて、全ての画素の仮想単色放射線画像のエネルギーEVを一律に変更してもよい。
S1007で、制御装置103は、仮想単色放射線画像のエネルギーEVの値の変更の指示をユーザから取得し、この値をメモリ108に格納する。S1008で、制御装置103は、複数の画像の次のフレームが放射線撮像装置104から転送されるのを待機する。転送後に、制御装置103は処理をS1002に戻し、動画像の次のフレームの生成及び表示が行われる。S1007が実行されていた場合に、制御装置103は、仮想単色放射線画像のエネルギーEVの変更後の値を用いて動画像の後続のフレームを生成することになる。
上述の例で、制御装置103は、骨の厚さB及び軟部組織の厚さSから仮想単色放射線画像を生成した。これに代えて、制御装置103は、第1実施形態のように実効原子番号Z及び面密度Dを算出し、これらを用いて仮想単色放射線画像を生成してもよい。また、制御装置103は、複数のエネルギーEVで生成した複数の仮想単色放射線画像を合成することによって、合成放射線画像を生成してもよい。合成放射線画像とは、任意のスペクトルの放射線を照射した場合に得られることが想定される画像のことである。
本実施形態において、リカーシブフィルタなどを適用して、骨画像や軟部組織画像のノイズを低減させる処理が行われてもよい。この場合、被写体111が動いた部分に残像が生じることがある。そこで、被写体111の画像の動きを検出してリカーシブフィルタの係数を小さくしてもよい。被写体111の画像の動きを検出する方法として、現在のフレームと1フレーム前の画素値の差分の絶対値が、予め定められた閾値を超えた場合に、被写体111が動いたと判定する方法がある。
このような処理を適用する場合、被写体111が動いた部分では骨画像や軟部組織画像のノイズが低減されないため、仮想単色放射線画像のエネルギーEVを小さくしてコントラストを大きくする方がよい。一方、被写体111が動いた部分はノイズが低減されないため、仮想単色放射線画像のエネルギーEVを上げてノイズを低減する方がよい。そこで、制御装置103は、被写体111の画像の動きを検出した領域のエネルギーEVを変更してもよい。t番目のフレームにおける軟部組織の厚さをS[t]、t-1番目のフレームにおけるリカーシブフィルタ適用後の軟部組織の厚さをS’[t-1]、t番目のフレームにおけるエネルギーEVをEV[t]とする。制御装置103は、以下の式で彩度を設定する。
すなわち、制御装置103は、動画像のうち|S[t]-S’[t-1]|>Tを満たす領域の各画素に対する彩度を、この領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値にする。|S[t]-S’[t-1]|>Tとの条件は、被写体111の画像の時間方向の変化(動き)に関する条件である。このような処理により、被写体111が動いた場合の残像を抑制しつつ、仮想単色放射線画像のCNRを向上させることができる。
エネルギーEVを異なる値にするための条件は、被写体111の画像の時間方向の変化に関する条件以外にも、被写体111の画像の空間方向の変化に関する条件や、画像の統計量(例えば空間周波数など)に関する条件を含んでもよい。被写体111の画像の空間方向の変化に関する条件では、画像にエッジ等が含まれる場合が検出される。すなわち、制御装置103は、動画像のうち所定の条件を満たす領域の各画素に対する彩度を、この領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値にする。
さらに、制御装置103は、動画像が所定の条件を満たす場合に、エネルギーEVを、ユーザの設定とは異なる値にしてもよい。制御装置103は、このような場合に彩度を一律に所定値にしてもよいし、ユーザの設定値の半分にしてもよい。所定の条件は、上述のように、被写体111の画像の空間方向の変化と、被写体111の画像の時間方向の変化と、画像の統計量との少なくとも何れかに関する条件を含んでもよい。
<変形例>
第1実施形態及び第2実施形態において、放射線撮像装置104はシンチレータを用いた間接型の放射線センサであった。これに代えて、放射線撮像装置104は、例えばCdTe等の直接変換材料を用いた直接型の放射線センサであってもよい。
第1実施形態及び第2実施形態において、放射線撮像装置104はシンチレータを用いた間接型の放射線センサであった。これに代えて、放射線撮像装置104は、例えばCdTe等の直接変換材料を用いた直接型の放射線センサであってもよい。
また、放射線発生装置101は受動的な管電圧変化を利用していた。これに代えて、放射線発生装置101は能動的に管電圧を変化させてもよい。また、放射線発生装置101のフィルタを時間的に切り替えるなどして、放射線撮像装置104に曝射される放射線のエネルギーを変化させてもよい。
さらに、上述の例では、放射線撮像装置104に照射される放射線のエネルギーを変化させることによって、エネルギーサブトラクションが行われた。これに代えて、例えば2枚のセンサを積層することによって、前面のセンサと背面のセンサで検出する放射線のスペクトルを変化させる方式が用いられてもよい。また、放射線量子の個数をエネルギー別にカウントするフォトンカウンティング方式のセンサを用いることで、互いにエネルギーが異なる複数の画像が取得されてもよい。
(その他の実施例)
本発明は、上述の実施形態の1以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける1つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、1以上の機能を実現する回路(例えば、ASIC)によっても実現可能である。
本発明は、上述の実施形態の1以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける1つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、1以上の機能を実現する回路(例えば、ASIC)によっても実現可能である。
本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。
本願は、2017年10月6日提出の日本国特許出願特願2017-196397を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。
Claims (14)
- 被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得手段と、
前記低エネルギー情報と前記高エネルギー情報から実効原子番号と面密度を算出する算出手段と、
前記実効原子番号と前記面密度に基づいて色情報を有する画像を生成する生成手段とを備えることを特徴とする画像処理装置。 - 前記実効原子番号と前記面密度に基づいて、色相、輝度、彩度のうち少なくとも2つのパラメータに対して値を設定する設定手段を更に備えることを特徴とする請求項1に記載の画像処理装置。
- 前記設定手段は、色相、輝度、彩度のうち少なくとも1つのパラメータに対して事前に設定された値を設定することを特徴とする請求項2に記載の画像処理装置。
- 前記設定手段は、彩度に対して事前に設定された値を設定することを特徴とする請求項3に記載の画像処理装置。
- 前記設定手段は、
彩度の値の変更の指示をユーザから取得し、
彩度に対して変更後の値を設定することを特徴とする請求項2乃至4の何れか1項に記載の画像処理装置。 - 前記設定手段は、前記生成される画像が所定の条件を満たす場合に、彩度に対してユーザの設定とは異なる値を設定することを特徴とする請求項2乃至5の何れか1項に記載の画像処理装置。
- 前記設定手段は、前記生成される画像のうち所定の条件を満たす領域の各画素に対する彩度に対して、前記領域以外の各画素に対する彩度とは異なる値を設定することを特徴とする請求項2乃至5の何れか1項に記載の画像処理装置。
- 前記所定の条件は、前記被写体の画像の空間方向の変化と、前記被写体の画像の時間方向の変化と、画像の統計量との少なくとも何れかに関する条件を含むことを特徴とする請求項6又は7に記載の画像処理装置。
- 被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得手段と、
前記低エネルギー情報と前記高エネルギー情報から第1組織の厚さを示す情報と第2組織の厚さを示す情報を算出する算出手段と、
前記第1組織の厚さを示す情報と前記第2組織の厚さを示す情報に基づいて画像を生成する生成手段とを備えることを特徴とする画像処理装置。 - 前記画像を生成するために使用される仮想単色放射線画像のエネルギーに対して、事前に設定された値を設定する設定手段を更に備えることを特徴とする請求項9に記載の画像処理装置。
- 1回の放射線照射によって複数のエネルギーの放射線が照射されることを特徴とする請求項1乃至10の何れか1項に記載の画像処理装置。
- 取得手段が、被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得工程と、
算出手段が、前記低エネルギー情報と前記高エネルギー情報から実効原子番号と面密度を算出する算出工程と、
生成手段が、前記実効原子番号と前記面密度に基づいて色情報を有する画像を生成する生成工程とを有することを特徴とする画像処理方法。 - 取得手段が、被写体に対して放射線を照射することによって得られた複数の画像から低エネルギー情報と高エネルギー情報を取得する取得工程と、
算出手段が、前記低エネルギー情報と前記高エネルギー情報から第1組織の厚さを示す情報と第2組織の厚さを示す情報を算出する算出工程と、
生成手段が、前記第1組織の厚さを示す情報と前記第2組織の厚さを示す情報に基づいて画像を生成する生成工程とを有することを特徴とする画像処理方法。 - コンピュータを請求項1乃至11の何れか1項に記載の画像処理装置の各手段として機能させるためのプログラム。
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