(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を画像データに変換するための複数の固体撮像素子を有する固体撮像装置を用いた画像読取方法において、
被撮影媒体を置かない状態で放射線を前記固体撮像装置に放射する工程と、
前記固体撮像装置により前記放射線を第一の画像データに変換する工程と、
前記放射線の前記撮像装置上での放射分布データを前記第一の画像データから得る工程と、
前記第一の画像データから前記放射分布データを減算することにより、前記複数の固体撮像素子毎の変換効率を補正データとして得る工程と、
被撮影媒体に放射線を照射する工程と、
前記被撮影媒体を透過した前記放射線を前記固体撮像装置で第二の画像データに変換する工程と、
前記第二の画像データを前記補正データで補正する工程とを備えることを特徴とする画像読取方法。
【請求項２】
前記補正データは、２次元ローパスフィルタを用いて前記第一の画像データから前記放射分布データを得、前記第一の画像データから前記放射分布データを分離して得ることを特徴とする請求項１記載の画像読取方法。
【請求項３】
前記補正データは、多項式近似を用いて前記第一の画像データから前記放射分布データを得、前記第一の画像データから前記放射分布データを分離して得ることを特徴とする請求項１記載の画像読取方法。
【請求項４】
前記補正データは、非線形回帰演算を用いて前記第一の画像データから前記放射分布データを得、前記第一の画像データから前記放射分布データを分離して得ることを特徴とする請求項１記載の画像読取方法。
【請求項５】
放射線を発生する放射線発生装置と、
前記放射線を画像データに変換するための複数の固体撮像素子を構成する固体撮像装置と、
被撮影媒体を置かない状態で前記固体撮像装置で撮像された第一の画像データから放射線の前記撮像装置上での放射分布データを得、前記第一の画像データから前記放射分布データを減算することにより、前記複数の固体撮像素子毎の変換効率を補正データとして得る手段と、
被撮影媒体を透過した放射線を前記固体撮像装置で撮像した第二の画像データを前記補正データに基づいて補正する補正手段とを備えることを特徴とする画像読取装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、固体撮像素子を用いた画像読取方法及び画像読取装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、大型の撮像素子の技術が向上し、医療分野でのＸ線等の放射線画像も銀塩フィルムに映し出すのではなく、直接、大型高解像度の撮像素子で取得し、デジタル化して利用する装置も実用化されつつある。
【０００３】
図４は、従来の固体撮像素子を用いたＸ線画像読取装置の基本的な構造を示したブロック図である。図４において、１はＸ線発生装置、２はＸ線出力を可視光に変換する蛍光板であり、３は光学系、４は固体撮像素子であり、蛍光板２で発生した蛍光は、光学系３を通して、複数の光電変換素子から構成されたＣＣＤなどを利用して画像情報を取り出す２次元固体撮像素子４へ結像される。
【０００４】
８は、２次元固体撮像素子４などを駆動する基本的なクロックを発生するクロック発生装置であり、９はそのクロックをもとに各種制御信号を発生する制御信号発生装置である。５は固体撮像素子４の出力をデジタル値に変換するアナログ・デジタル変換装置であり、１２に示す信号線上に変換されたデジタルデータを出力する。１０は固体撮像素子４の無入力時の出力（暗出力）をあらかじめ記憶するメモリを含む装置であり、６で示す減算器によって、常時、固体撮像素子４出力から暗出力を減じ、１３で示す信号線上に出力する。１１は、１５で示す人体などの被検査媒体がない状態で得られた出力をシェーディングおよび固体撮像素子４の各光電変換素子の変換効率のばらつきを含めた形で記憶するメモリを含む装置であり、７で示す除算機によって補正して１４で示す信号線上に結果を出力する。
【０００５】
実際にＸ線画像を取得する場合には、まず、Ｘ線を発生しない状態で４の固体撮像素子を駆動して暗出力を取得し１０のメモリ内に記憶する。次に、人体などの被検査媒体がない状態でＸ線を発生させ、固体撮像素子４から画像を取得し、先の暗出力を減じた状態のシェーディングおよび光電変換素子のばらつきのデータをメモリ１１内に記憶する。次のステップとして、実際に人体などの被検査媒体がある状態で画像を取得し、減算器６によって暗出力を取り去り、除算器７によってシェーディングおよび光電変換素子のばらつきを補正した状態で安定した出力を信号線１４に出力する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
前述した従来の方法では、シェーディングおよび光電変換素子のばらつきを取得する段階ではＸ線を発生しなければならない。これは、各撮影毎に行えばＸ線発生管球の寿命を無駄に費やすことになりかねず、また、検査の手間が大幅に増大することを意味する。したがって、このシェーディングおよび光電変換素子感度のばらつきを取得する操作はたとえば１日に１回ぐらいの間隔で行うのが妥当と考えてよい。
【０００７】
しかしながら、Ｘ線発生装置は、検査の都合上１日の内に移動させることが多い。これは、前述のシェーディング条件が常に変動することを意味する。
【０００８】
図５は、Ｘ線発生装置の位置が移動しシェーディング形状が変化したときの様子を模式的に１次元で示した図である。図５において、横軸は各画素の位置、縦軸は光電変換出力値を示す。また、３１は当初得られたシェーディング形状であり、Ｘ線発生装置が移動してシェーディング形状（位置）が全体的に移動した状態を表す。
【０００９】
３１、３２に示されるように、比較的滑らかに中心部の出力が大きくなるＸ線の放射分布特性３１’及び３２’に、各画素ごとの光電変換効率のばらつき分布による細かい出力変化の成分が重なるため、図に示すように、細かい変化を伴う、上に凸の曲線となる。
【００１０】
３１と３２の比がシェーディング形状（位置）が移動した場合の最終的な特性を表す。３３は、従来の方法で補正された場合の出力値を示し、細かな変化成分である各光電変換素子のばらつきは補正されているものの、全体的に不自然な傾きが出てしまうという問題点がある。
【００１１】
［発明の目的］
本発明の目的は、上述のような不自然な出力画像が排除された画像読取方法及び画像読取装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上述した課題を解決するための方法として、放射線を画像データに変換するための複数の固体撮像素子を有する固体撮像装置を用いた画像読取方法において、被撮影媒体を置かない状態で放射線を前記固体撮像装置に放射する工程と、前記固体撮像装置により前記放射線を第一の画像データに変換する工程と、前記放射線の前記撮像装置上での放射分布データを前記第一の画像データから得る工程と、前記第一の画像データから前記放射分布データを減算することにより、前記複数の固体撮像素子毎の変換効率を補正データとして得る工程と、被撮影媒体に放射線を照射する工程と、前記被撮影媒体を透過した前記放射線を前記固体撮像装置で第二の画像データに変換する工程と、前記第二の画像データを前記補正データで補正する工程とを備えることを特徴とする。
【００１３】
また、本発明は、上述した課題を解決するための装置として、放射線を発生する放射線発生装置と、前記放射線を画像データに変換するための複数の固体撮像素子を構成する固体撮像装置と、被撮影媒体を置かない状態で前記固体撮像装置で撮像された第一の画像データから放射線の前記撮像装置上での放射分布データを得、前記第一の画像データから前記放射分布データを減算することにより、前記複数の固体撮像素子毎の変換効率を補正データとして得る手段と被撮影媒体を透過した放射線を前記固体撮像装置で撮像した第二の画像データを前記補正データに基づいて補正する補正手段とを備えることを特徴とする。
【００１６】
［作用］
本発明によれば、複数の画素から構成される固体撮像素子を用いた画像読取装置において、初期状態として任意に設定した装置の状態から得られるシェーディング分布の初期値から、入射光の持つ放射分布成分を分離して、固体撮像素子の各画素の変換効率のばらつき分布のみを得ることができる。このため、読取画像の補正時に、この変換効率のばらつき分布を用いることにより、放射分布は補正せずに、光電変換効率のばらつき分布のみを補正することができる。従って、従来の不自然な補正を改善することができる。
【００１７】
また、本発明によれば、一般的なシェーディング特性から、固体撮像素子の光電変換素子の個々のばらつきと、Ｘ線などの放射分布特性を分離し、光電変換素子のばらつき分布のみを補正し、放射分布の補正を行わないことにより、前述のＸ線管球の移動などによる不自然な全体的な傾きなどのアーチファクト（Ａｒｔｉｆａｃｔ：人為的加工）を軽減することができる。
【００１８】
図５において、３１′は３１のＸ線の放射分布特性であり、３２′が３２のＸ線放射分布特性を表すとすれば、それぞれの場合、本発明は、図に示す細かな振動部分（各光電変換素子の変換効率のばらつき）のみを補正するため、結果的に３１’もしくは３２’のような緩やかな分布（放射分布）は残る。しかし、この分布は、Ｘ線管球を移動したためのものであり、本来、Ｘ線の分布をフィルムによって得ていたときから存在するのであるから、特に取り除く必要性は薄い。それよりも、従来例の補正された出力である３３のような不自然な出力分布が発生することを防ぐ努力をすべきであり、本発明は、このような観点に立って成されたものである。
【００１９】
【発明の実施の形態】
最初に、本発明の前述した手段を実現するための演算方法について、説明する。
【００２０】
通常、Ｘ線の放射分布特性Ｈ（ｘ，ｙ）は、点発生源と考えれば、距離の２乗に反比例すると考えられるので単純に次の様になる（ｘ，ｙは撮像装置上の座標を表す）。
【００２１】
Ｈ（ｘ，ｙ）＝Ｋ／｛（ｘ−ｘ0 ）2 ＋（ｙ−ｙ0 ）2 ＋Ｌ2 ｝…（式１）
（ここで、Ｋは点発生源の発生強度、Ｌは撮像装置までの距離、ｘ0 ，ｙ0 は撮像面上から見た発生源の座標を表す。）
実際には、Ｘ線発生管球は点発生源ではありえず、もう少し複雑なものになるが、放射分布そのものは滑らかなものである。
【００２２】
人体などの被検査媒体なしで、Ｘ線を発生させてその分布を前述のような固体撮像装置で取得すると、撮像装置から得られる分布Ｐ（ｘi ，ｙj ）は、
Ｐ（ｘi ，ｙj ）＝Ｈ（ｘi ，ｙj ）×Ｇ（ｘi ，ｙj ）…（ただし、１≦ｉ≦ｎ，１≦ｊ≦ｍ，ｎは固体撮像素子のｘ方向の数，ｍはｙ方向の数である。）…（式２）
ここで、Ｈ（ｘi ，ｙi ）は、放射分布特性であり、Ｇ（ｘi ，ｙi ）は、固体撮像装置の各光電変換素子の感度ばらつきを光電変換素子の配置位置（ｘ，ｙ）の関数として表したものである。
【００２３】
（式２）の対数をとり、
ｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙj ））＝ｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙj ））＋ｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙj ））…（式３）
として、積を和の形に変形すると、定性的に見て撮像装置出力Ｐ（ｘi ，ｙi ）の細かい振動成分である高周波成分は、光電変換素子の感度ばらつきｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙj ））であり、緩やかな変化成分はＸ線放射分布ｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙj ））を意味すると考えることができる。
【００２４】
この光電変換素子のばらつき分布であるｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙj ））と放射分布であるｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙj ））とを分離する方法としては、さまざまな方法が考えられるが、たとえば、ｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙj ））が分布に対してほぼ無相関であると仮定し、Ｈ（ｘi ，ｙj ）を、（式１）であると仮定して、
Σ(i,j) （ｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙi ））−ｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙi ）））2
の値が最小になるようなパラメータＫ，ｘ0 ，ｙ0 ，Ｌを決定するというような非線型回帰演算を行うことが考えられる。この演算は、すべての点で行う必要はなく、代表的な部分（数個おきなど）を選択して行うことも可能である。
【００２５】
また、非線型回帰演算が行いにくいのであれば、たとえば、Ｈ（ｘ，ｙ）をｘ，ｙが独立しているような多項式平面であると仮定して回帰演算を行うことも考えられる。具体的には、
ｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙi ））＝Σａk ｘk ＋Σｂk ｙk ＋ｃ…（ただし、Σはｋ＝０からｋ＝ｐまでの総和を意味し、ｐは多項式の次数）…（式４）
と仮定して、ａk ｂk ｃ（１≦ｋ≦ｐ）の各パラメータをｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙi ））からの線形回帰で決定する事もできる。
【００２６】
また、関数が求まりにくい場合には、ｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙi ））に、２次元ローパス（ｌｏｗ  ｐａｓｓ）フィルタをかけ、十分なまった形をｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙi ））として、ｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙi ））から引き去ったものをｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙi ））とすることもできる。
【００２７】
更にまた、別な形態の、ｌｏｇ（Ｈ（ｘi ，ｙi ））の求め方としては、管球もしくは固体撮像装置を、固体撮像装置の１画素分だけ水平もしくは垂直方向に移動させて２種類のパターンをとり、その内の不変である成分を固体撮像装置の光電変換素子のばらつきとして抽出する方法も考えられる。
【００２８】
すなわち、（式３）において、１画素分だけｘ方向にずれたパターンＰ（ｘi ，ｙj ）とＰ′（ｘi ，ｙj ）を、以下に示すようにとる。
【００２９】
ｌｏｇ（Ｐ（ｘi，ｙj））＝ｌｏｇ（Ｈ（ｘi，ｙj））＋ｌｏｇ（Ｇ（ｘi，ｙj））  …（式５）
ｌｏｇ（Ｐ′（ｘi，ｙj））＝ｌｏｇ（Ｈ（ｘi+1，ｙj））＋ｌｏｇ（Ｇ（ｘi，ｙj））  …（式６）
ここで、（式６）をｘ方向に逆シフトし、
ｌｏｇ（Ｐ′（ｘi-1，ｙj））＝ｌｏｇ（Ｈ（ｘi，ｙj））＋ｌｏｇ（Ｇ（ｘi-1，ｙj））  …（式７）
（式５）と（式７）より、
ｌｏｇ（Ｇ（ｘi，ｙj））＝ｌｏｇ（Ｐ（ｘi，ｙj））−ｌｏｇ（Ｐ′（ｘi-1，ｙj））＋ｌｏｇ（Ｇ（ｘi-1，ｙj））…（ただし、２≦ｉ≦ｎ，ｌ≦ｊ≦ｍ，ｌｏｇ（Ｇ（ｘi，ｙj））＝Ｋj）  …（式８）
ここでＫjは各行ごとの定数である。
【００３０】
Ｋj の求め方によって各行ごとに全体的なゲインが異なってしまうおそれがあるが、たとえばｌｏｇ（Ｐ（ｘ1 ，ｙj ））（１≦ｊ≦ｍ）を用いて１次元の回帰演算などでＫj を推定することにより、行ごとのゲインのむらをある程度解消することができる。
【００３１】
また、同様のアルゴリズムで、複数のずれたシェーディング特性を取得することにより、それらから、不動の成分としてｌｏｇ（Ｇ（ｘi ，ｙj ））を演算により求めることも可能である。
【００３２】
【実施例】
以下、本発明の実施例について説明する。なお、実施例は、Ｘ線画像読取装置の例を述べているが、本発明は、一般的な画像読取装置にも適用可能なことは明白である。
【００３３】
［実施例１］
図１に、本発明を実施したＸ線画像読取装置の概略構成を示す。各ブロックは、従来例の図４とほぼ同じなので説明を省く。異なる点は、１６で示す光電変換効率のばらつきＧ（ｘ，ｙ）を抽出して記憶する装置が加わり、画像読取時には、メモリ１１に記憶されたシェーディング分布から、７の除算器によってその変換効率のばらつきのみを補正する。
【００３４】
図２は、図１の破線で囲まれた補正装置Ａを、より具体的に実施したブロック図を示す。
【００３５】
図２において、１３の信号線は、暗出力を差し引かれたデータを表わし、２１は対数変換を行う装置であり、具体的には参照テーブルを用いるのが一般的である。２２は人体などの被検査媒体がない状態で得られた画像を一旦記憶するメモリ装置を表し、２３は、それから緩やかな形状であるＸ線の放射分布を抽出する装置もしくは手段を表し、２４の減算機によって元のデータとの差である光電変換効率のばらつき分布を抽出し、メモリ機構２８に記憶しておく。
【００３６】
実際に、人体などの被検査媒体を撮影する場合には、撮影された画像信号は、信号線１３から２１の対数変換装置（参照テーブル）に入力されて、対数変換がなされているため、（式３）のように、放射分布と変換効率のばらつき分布との和の形式にされている。このため、減算器２９では、メモリ機構２８に記憶しておいた、対数変換された変換効率のばらつき分布の値を減算することで、画像信号に含まれる変換効率のばらつき分布のみを補正して、放射分布は補正しないようにすることができる。
【００３７】
したがって、信号線２７には対数変換されたままの補正データが出力される。これを元の線形なデータに変換するのであれば、この後段に参照テーブルなどを利用した逆対数変換装置２１’を設ければよく、信号線１４には、変換効率のばらつき分布のみが補正された画像信号が出力される。
【００３８】
２３のＸ線放射分布を抽出する装置としては、マイクロプロセッサなどを利用したプログラミングを用いて、前述した関数近似を行なって演算を行なうことなどで容易に実現でき、その際、前述の、どのような近似を用いるかは、実際にシステム全体（Ｘ線発生装置も含めて）で最適化する。また、ハード的な構成として、二次元的なローパス（ｌｏｗ  ｐａｓｓ）フィルタを２３の位置に構成して抽出してもよい。
【００３９】
ここで、メモリ機構２８に抽出される変換効率のばらつきの分布は、単に固体撮像素子の各光電変換素子のばらつきを表すだけでなく、蛍光板のむら、光電変換素子により出力段の増幅器を複数用いている場合は、それぞれの増幅率のばらつきなども含めたものであることは自明である。
【００４０】
［実施例２］
図３は、本発明の第２の実施例を説明するためのブロック図であり、図２と同様に点線で囲まれた補正装置Ａの部分のみが表されている。図２と異なる部分を説明する。４１は第１のシェーディング分布を記憶するためのメモリ装置であり、４２は第２のシェーディング分布を記憶するメモリ装置である。ここで第１のシェーディング分布とは、前述した、ｌｏｇ（Ｐ（ｘi ，ｙj ））に相当し（式５）、第２のシェーディング分布とはｌｏｇ（Ｐ′（ｘi ，ｙj ））に相当する（式６）。４３は、４１および４２の出力である各シェーディング分布から、（式８）で示したような演算によって、素子ごとの変換効率のばらつきを求める演算装置を表し、２８で示すメモリ機構に記憶する。
【００４１】
まず、人体などの被検査媒体がない状態で得られた画像を２１で対数変換し４５の信号線を用いて４１の第１シェーディング分布を記憶するためのメモリ装置に記憶する。次に、固体撮像装置を１画素に相当する距離だけｘ方向に移動させやはり人体などの被検査媒体がない状態で画像を得、４６の信号線を用いて４２の第２のシェーディング分布を記憶するメモリ装置に記憶する。
【００４２】
次の段階で、４３で示す演算装置は４１および４２の各データを順次取り出しながら、（式８）の演算を行い、得られた素子ごとの変換効率のばらつき分布のデータを２８のメモリ機構に記憶する。
【００４３】
本実施例でも、マイクロコンピュータを用いたプログラミングなどにより、前述した演算を実施することが可能であり、不図示のＣＰＵや、プログラムを格納したＲＯＭ等が実装される。
【００４４】
その後の、実際の人体などの被検査媒体がある状態でのデータ取得に関しては実施例１と同様である。
【００４５】
また、本実施例の応用として、複数のずれた位置のシェーディング分布を取得し、それらの内、不動の成分として求まる分布を変換効率のばらつき分布とすることも可能である。
【００４６】
また、（式８）にある初期値Ｋj の求め方は、前述の説明にあるように、実際のｙ方向の分布を推定して求めることが可能である。
【００４７】
今までの、実施例では、常に図１のような構成を例に取ったが、本発明は、変換効率のばらつきの分布があるような固体撮像素子を用いるシステムであれば良く、たとえば、図１の光学系３の無い、直接、蛍光板と固体撮像素子が接触するような大型の固体撮像素子を用いても同様の効果があることは自明である。
【００４８】
また、これら実施例では自然なＸ線放射分布が滑らかであることを利用したが、Ｘ線透過特性・分布が明確な媒体を通して画像を得、各光電変換素子の変換効率のばらつきを抽出する方法も考えられ、とくに実施例２ではＸ線放射分布があまり緩やかに変化するものであると逆に分離しにくいので、この方法は有効である。
【００４９】
以上のように、複数の画素から構成される固体撮像素子を用いた画像読取装置において、初期状態として任意に設定した装置の状態から得られるシェーディング分布の初期値から、入射光の持つ放射分布成分を分離して、固体撮像素子の各画素の変換効率のばらつき分布のみを得ることができる。このため、読取画像の補正時に、この変換効率のばらつき分布を用いることにより、放射分布は補正せずに、光電変換効率のばらつき分布のみを補正することができる。従って、従来の不自然な補正を改善することができる。
【００５０】
また、Ｘ線画像などの画像を、複数の変換素子の集合する固体撮像素子を用いて取得する場合、Ｘ線発生装置もしくは固体撮像素子の移動によりＸ線放射分布が変動しても、各変換素子の変換効率のばらつきのみを補正するため、不自然な傾いたシェーディングなどのアーチファクト（Ａｒｔｉｆａｃｔ：人為的加工）が発生しない。
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、不自然な出力画像が排除された画像読取方法及び画像読取装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を実施したＸ線画像読取装置の構成を表すブロック図。
【図２】本発明の第１の実施例を説明するためのブロック図。
【図３】本発明の第２の実施例を説明するためのブロック図。
【図４】従来の構成を説明するためのブロック図。
【図５】シェーディング分布特性が移動したときに不自然なアーチファクトが発生することを説明するための図。
【符号の説明】
１  Ｘ線発生装置
２  蛍光板
３  光学系、
４  複数の変換素子を含む固体撮像素子
５  アナログ・デジタル変換装置
６  減算器
７  除算器
８  クロック発生装置
９  制御回路
１０，１１  メモリ装置
１２，１３，１４  信号線
１５  被検査媒体
１６  光電変換効率のばらつき分布の抽出装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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