JP2009078035A - エネルギーサブトラクション用画像生成装置および方法 - Google Patents

Abstract

【課題】３回以上の放射線の連続曝射によってエネルギーサブトラクション用の放射線画像を生成する際に、被写体の被曝線量を低減する。
【解決手段】撮影制御装置４の制御により、Ｘ線発生装置１が、エネルギー分布の異なるＮパターンの放射線によるＮ枚の放射線画像を取得する際に、それらＮパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して被写体に曝射する。
【選択図】図１

Description

本発明は、エネルギーサブトラクション用の複数の放射線画像を生成する装置および方法に関するものであり、より詳細には、３回以上の放射線の連続曝射によってエネルギーサブトラクション用の放射線画像を生成する装置および方法に関するものである。

医用画像処理の分野において、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て２つの放射線画像を得、これら２つの放射線画像の各画素を対応させて、画像信号間で適当な重みづけ係数を乗算した上で減算（サブトラクト）を行って、特定の構造物の画像を表す差信号を得るエネルギーサブトラクション技術が知られている（例えば、特許文献１）。この技術を用いれば、例えば、被写体を人体の胸部とする入力画像から骨成分を除去した軟部画像や、入力画像から軟部成分を除去した骨部画像を生成することができるので、診断対象ではない部分が除去された画像を読影することにより、診断対象部分の画像上での視認性が向上する。

このエネルギーサブトラクション用の２つの放射線画像の撮影・生成方法の１つとして、エネルギー分布の異なる２種類の放射線を連続的に被写体に照射する２ショット法が知られている（例えば、特許文献１）。この２ショット法では、ショット間で照射するエネルギー分布の差を大きく確保することができるため、エネルギーの分離性の点で優れているが、ショット数が増えることで被写体の被曝線量が増えてしまい、被写体への負担が大きくなってしまう。

そこで、２ショット法による撮影の際に、１回目の曝射の線量を２回目の曝射のものより少なくすることによって、被写体への放射線曝射を抑制する方法が提案されている（特許文献２）。
特開平３−２６３９８２号公報 特開２００４−２６１４８９号公報

ところで、エネルギーサブトラクション技術を用いて、エネルギー分布の異なるＮ種類（Ｎ≧３）の放射線の被写体への透過・減衰の様子を表すＮ枚の放射線画像からＭ枚（Ｎ≧Ｍ≧１）の成分画像を生成することが考えられる。これによれば、例えば、エネルギー分布の異なる３種類の放射線の被写体への透過・減衰の様子を表す３つの放射線画像から、カテーテルや造影剤等の重元素成分・骨成分・軟部成分の３つの成分画像を生成することができることになる。しかしながら、エネルギー分布の異なる放射線を３回連続で被写体に対して曝射する３ショット法によって上記の３つの放射線画像を得ようとすると、被写体の被曝線量が２ショットの場合よりも増加し、被写体への負担がさらに大きくなってしまうことになる。

一方、特許文献２には、３ショット以上の連続撮影において被写体への放射線曝射を抑制する具体的方法については何らの記載も示唆もなされていない。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、３回以上の放射線の連続曝射によってエネルギーサブトラクション用の放射線画像を生成する際に、被写体の被曝線量を低減することを可能にする装置および方法を提供することを目的とするものである。

本発明のエネルギーサブトラクション画像撮影方法は、被写体を透過した放射線によって形成される、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線の各々の該被写体中の透過の程度を表すＮ枚の放射線画像を取得する方法であって、前記Ｎパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して前記被写体に曝射することを特徴とする。

本発明のエネルギーサブトラクション画像撮影装置は、上記方法を行う装置である。すなわち、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線を連続して被写体に曝射する放射線発生装置と、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように前記各回の放射線の曝射条件を決定する制御手段とを備えたことを特徴とする。

また、このエネルギーサブトラクション用画像撮影装置は、前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器をさらに備えていてもよい。

さらに、前記任意の１回の高線量の放射線の曝射は、Ｎ回目の曝射とすることが好ましい。

ここで、曝射条件の具体例としては、前記放射線発生装置のＸ線管球の管電流・前記放射線発生装置における放射線の曝射時間・前記放射線画像検出器の放射線の受像面との間の距離が挙げられる。

また、各回の曝射における曝射条件の決定方法の具体例としては、以下の方法が挙げられる。
（ａ）前記任意の１回の放射線の曝射条件に基づいて、前記他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定する。
（ｂ）Ｎ回の曝射による総放射線量および放射線の連続曝射回数Ｎに基づいて、各曝射における放射線量を決定する。
（ｃ）放射線発生装置・被写体・放射線画像検出器の少なくとも１つについての条件（管電圧、管電流、照射時間、撮影部位、検出器のサイズ・種類等）を表す撮影情報を取得し、取得された撮影情報に基づいて、前記各曝射における放射線量を決定する。
なお、上記方法において、曝射条件の決定の基になる情報の取得方法の具体例としては、ユーザによる入力や、検査オーダ情報の取得等が考えられる。

また、前記任意の１回の高線量の放射線の曝射における放射線画像を診断用の画像として取り扱うようにしてもよい。具体的には、この放射線画像に対して診断用の画像であることを表す付帯情報を付加したり、診断用画像として表示装置に表示したりすることが考えられる。

さらに、前記放射線のパターン毎のＮ枚の放射線画像のうちの少なくともＭ枚（Ｍは２以上の自然数）の画像の相対応する画素毎に所定の重みづけ係数（負の値を含みうる）を用いた重みづけ総和を求めることによって、前記被写体中の所定の成分を表す成分画像を生成するようにしてもよい。

ここで、成分画像を生成するエネルギーサブトラクション処理の原理について、３枚の放射線画像を入力とし、軟部・骨・カテーテルや造影剤等の重元素の成分を表す成分画像を生成する場合を例にして説明する。

各画像を識別する添え字をn（n＝1、2、3）とし、各画像の成分毎の減弱係数をα_n、β_n、γ_n、各画像の各成分の厚さｔ_s（軟部成分）、ｔ_b（骨成分）、ｔ_h（重元素成分）とすると、３つの放射線画像の対数露光量をＥ_nは、次式（１）（２）（３）のように表すことができる。

Ｅ₁＝α₁・ｔ_s＋β₁・ｔ_b＋γ₁・ｔ_h ・・・（１）
Ｅ₂＝α₂・ｔ_s＋β₂・ｔ_b＋γ₂・ｔ_h ・・・（２）
Ｅ₃＝α₃・ｔ_s＋β₃・ｔ_b＋γ₃・ｔ_h ・・・（３）
ここで、放射線画像の対数露光量Ｅ_nは、被写体を撮影する際に被写体を透過して放射線検出手段に照射された放射線量を対数変換したものである。露光量は放射線検出手段に照射される放射線を直接検出することにより得ることができるが、放射線画像の個々の画素毎に露光量を検出することは非常に困難である。一方、放射線検出手段において得られる画像の各画素の画素値は露光量が多いほど大きくなることから、画素値と露光量とは互いに対応づけることができるものである。したがって、上記各式の露光量を画素値に置き換えることができる。

また、減弱係数α_n、β_n、γ_nは、放射線の線質や被写体の成分に左右されるものであり、一般に、放射線の管電圧が高いほど小さく、被写体の成分の原子番号が高いほど大きくなる。したがって、減弱係数α_n、β_n、γ_nは、画像毎（エネルギー分布毎）・成分毎に決定されるものであり、実験によって予め求めておくことが可能である。

各成分の厚さｔ_s、ｔ_b、ｔ_hは、被写体中の各位置によって異なるものであり、入力される放射線画像から直接得ることはできない。したがって、上記各式では変数として考える。

上記各式の右辺の各項は、各成分における放射線の減衰量を表すものであり、上記各式で表される各画像が、各成分における放射線の減衰量の影響が混じり合って反映されたものであることを表している。また、各項は、画像毎（エネルギー分布毎）・成分毎の減弱係数と各成分の厚さの積となっており、各成分における放射線の減衰量はその成分の厚さに依存することを示している。このモデルに基づくと、本発明における、各画像を重みづけして合成することによって画像中の各成分のうちの１つを分離する処理は、上記各式の各々に適切な重みづけ係数を掛けたものの和を求めることによって、上記各式の右辺の分離対象以外の成分を表す各項の係数部分を0にして、分離対象以外の成分の厚さに依存しない関係式を得ることを意味する。したがって、画像中のある成分を分離するためには、上記各式の右辺の分離対象以外の成分を表す各項の係数部分が0となるような重みづけ係数を決定する必要がある。

各対数露光量に対する重みづけ係数をｗ₁、ｗ₂、ｗ₃とすると、各画像の対数露光量Ｅ₁、Ｅ₂、Ｅ₃の重みづけ総和は次式（４）のようになる。

ｗ₁・Ｅ₁＋ｗ₂・Ｅ₂＋ｗ₃・Ｅ₃
＝ （ｗ₁・α₁＋ｗ₂・α₂＋ｗ₃・α₃）・ｔ_s
＋（ｗ₁・β₁＋ｗ₂・β₂＋ｗ₃・β₃）・ｔ_b
＋（ｗ₁・γ₁＋ｗ₂・γ₂＋ｗ₃・γ₃）・ｔ_h ・・・（４）
ここで、分離対象の成分を重元素成分とすると、それ以外の成分の厚さｔ_s、ｔ_bの係数を0にする必要があるから、次式（５）（６）を同時に満たす重みづけ係数ｗ_1h、ｗ_2h、ｗ_3hを求めればよい。

ｗ_1h・α₁＋ｗ_2h・α₂＋ｗ_3h・α₃＝0 ・・・（５）
ｗ_1h・β₁＋ｗ_2h・β₂＋ｗ_3h・β₃＝0 ・・・（６）
式（５）（６）より、次式（７）を満たすように重みづけ係数ｗ_1h、ｗ_2h、ｗ_3hを決定すればよいことがわかる。

ｗ_1h：ｗ_2h：ｗ_3h
＝（α₂・β₃−α₃・β₂）：（α₃・β₁−α₁・β₃）：（α₁・β₂−α₂・β₁）
・・・（７）
このとき、式（４）の重みづけ総和ｗ_1h・Ｅ₁＋ｗ_2h・Ｅ₂＋ｗ_3h・Ｅ₃は、式（５）（６）を満たすことから、重元素成分の厚さｔ_hのみに依存する画像を表すものとなる。すなわち、重みづけ総和ｗ_1h・Ｅ₁＋ｗ_2h・Ｅ₂＋ｗ_3h・Ｅ₃で表される画像は、軟部成分や骨成分を含まない、重元素成分のみが分離された画像となる。

同様に、軟部成分を分離する場合の重みづけ係数ｗ_1s、ｗ_2s、ｗ_3s、骨成分を分離する場合の重みづけ係数ｗ_1b、ｗ_2b、ｗ_3bについても、上式（４）で分離対象以外の成分の厚さに対する係数が0となるような重みづけ係数の比を求めると、次式（８）（９）のようになる。

ｗ_1s：ｗ_2s：ｗ_3s
＝（β₂・γ₃−β₃・γ₂）：（β₃・γ₁−β₁・γ₃）：（β₁・γ₂−β₂・γ₁）
・・・（８）
ｗ_1b：ｗ_2b：ｗ_3b
＝（γ₂・α₃−γ₃・α₂）：（γ₃・α₁−γ₁・α₃）：（γ₁・α₂−γ₂・α₁）
・・・（９）
なお、上記の重みづけ係数は、例えば、入力となる放射線画像の各々に対応するエネルギー分布を表す情報や、入力となる放射線画像のうちの１つの各画素における放射線量の対数値、入力となる放射線画像のうちの２つの間での各画素における放射線量の対数値の差、各画素における放射線量の比の対数値等の、入力となる放射線画像の少なくとも１つから得られる、各成分の厚さと所定の関係を有するパラメータに基づいて、分離対象の成分毎に、予め実験的に決定することができる。

本発明によれば、エネルギー分布の異なるＮパターンの放射線によるＮ枚の放射線画像を取得する際に、それらＮパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して被写体に曝射するので、他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量はすべて低線量の曝射となり、Ｎ回の放射線の曝射による被写体の総被曝線量を低減することが可能になり、被写体への負担が軽減される。

また、この任意の１回の高線量の放射線の曝射による放射線画像を診断用の画像とすれば、診断用の画像の画質も維持することができる。特に、この任意の１回の曝射の曝射条件に基づいて、他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定するようにすれば、診断用の画像の取得のための放射線量は、他の画像の取得のための放射線量の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。

ところで、従来の２ショット法では、２回のショットの間の被写体の体動（呼吸や心拍等も含む）によって、各ショットによって得られる画像中の構造物の空間的な位置にズレが生じ、エネルギーサブトラクション処理における画像間での加減算の際に、本来画像間で差があるべきでない位置に差分が生じてしまい、処理後の画像中にモーションアーチファクトとなって表れる可能性がある。これに対して、３ショット以上の連続曝射を行う場合には、最初のショットの開始から最後のショットの終了までの時間が２ショットの場合よりも長くなるので、その間に被写体の体動が起きる可能性がさらに高くなり、画像間での位置ズレ量が２ショットの場合よりも大きくなる可能性が高い。また、３ショット以上の場合、エネルギーサブトラクション処理における画像間での加減算の回数が２ショットの場合よりも増加するため、画像間での空間的な位置のズレが生じる頻度も高くなる。したがって、３ショット以上の場合には、エネルギーサブトラクション後の画像中にモーションアーチファクトが生じる可能性が２ショットの場合よりも高くなる。

これに対して、本発明において、Ｎパターンの放射線毎に、被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて放射線画像のデジタル画像データを生成するようにした場合、前記任意の１回をＮ回目とすれば、１回目から（Ｎ−１）回目の曝射では相対的に低線量の放射線が曝射されるので、検出された放射線によって形成される放射線画像のダイナミックレンジも相対的に小さくなる。これにより、検出された放射線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、１回目から（Ｎ−１）回目までの放射線の曝射間隔を短縮し、Ｎ回の放射線の曝射に要する時間を短縮することができる。したがって、その間の被写体の体動が少なくなるため、このようにして生成された画像データを入力としてエネルギーサブトラクションを行えば、画像間での位置ズレの量が小さくなるだけでなく、頻度も低くなるので、処理後の画像は、モーションアーチファクトが軽減された、画質の向上したものとなる。

また、１回目から（Ｎ−１）回目の曝射における線量を減らすために、各回の曝射時間を短縮するようにすれば、Ｎ回の放射線の曝射に要する時間をさらに短縮することが可能になり、モーションアーチファクトのさらなる軽減に資する。

このように、本発明では、１回目から（Ｎ−１）回目までの２以上のショットを低線量で行うようにしたので、Ｎ回の放射線のショットに要するトータルの時間、特に１回目から（Ｎ−１）回目までの２以上のショットに要する時間が短縮される。したがって、３ショット以上の場合のエネルギーサブトラクション処理におけるモーションアーチファクトの軽減にきわめて有効である。

なお、エネルギーサブトラクション処理の前処理として、上記の画像間の位置ズレを補正する位置合わせ処理を行うことが知られているが、この前処理を行うとしても、もとの画像間の位置ズレの量が小さく頻度が低い方が有利である。

また、本発明の効果を別の観点から見ると、放射線量を少なくして放射線の曝射間隔を短縮するので、放射線を発生させるＸ線管球に対する負荷が軽減され、装置の寿命を延ばすことができる。

以下、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態として、エネルギー分布の異なる三パターンのＸ線を人体の胸部に曝射することによって３枚の放射線画像を生成し、これらの画像に対してエネルギーサブトラクション処理を行うことによって、軟部・骨・カテーテルのガイドワイヤやペースメーカー等の重元素の各成分を分離した成分画像を生成し、診断用画像とともに表示するＸ線画像診断システムについて説明する。

図１に、本発明の実施形態となる放射線画像診断システムの構成を模式的に表したものである。図に示すように、このシステムは、Ｘ線発生装置１、Ｘ線検出器２、画像処理装置３、撮影制御装置４から構成されており、Ｘ線発生装置１とＸ線検出器２は、被検体Ｓを挟んで対向するように配置されている。また、撮影制御装置４は、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３の各々と接続されているとともに、Ｘ線検出器２は画像処理装置３と接続されている。

Ｘ線発生装置１は、Ｘ線を曝射するＸ線管１１と、Ｘ線管１１に管電圧を印加するＸ線高電圧発生器１２とからなり、撮影制御装置４からの制御により、エネルギー分布の異なるＸ線を複数回連続曝射することができる。ここで、エネルギー分布の異なるＸ線は、曝射毎に管電圧を変更して、Ｘ線のスペクトル分布上の最大値・ピーク値・平均値等を変化させることによって発生させることができるが、同一のエネルギー分布でＸ線を発生させ、曝射毎に、異なる特性をもつフィルタを透過させることによって発生させてもよい（特開昭60-225541号公報等参照）。また、曝射毎に管電流や曝射時間を変更して、Ｘ線の線量を変化させることも可能である。なお、管電圧や、管電流、曝射時間、曝射回数等の撮影条件の設定やそれに基づく動作の制御は撮影制御装置４により行われる。

Ｘ線検出器２は、フラットパネル型の検出器（Flat Panel Detector: FPD）である。図２に模式的に表したように、このＸ線検出器２は、Ｘ線を検出して電荷に変換して蓄積する複数の検出素子２１ａがアクティブマトリックス基板上に２次元的に配置された検出部２１と、検出部２１からの電荷の読出しのタイミングを制御する走査制御部２２と、検出部２１の各検出素子２１ａに蓄積された電荷を読み出し、デジタル画像データに変換する画像変換部２３と、デジタル画像データを画像処理装置３に送信する画像データ送信部２４とから構成されており、走査制御部２２と各検出素子２１ａとは、検出素子２１ａの行毎に共通の走査信号線２５によって接続され、画像変換部２３と各検出素子２１ａとは、検出素子２１ａの列毎に共通の画像信号線２６によって接続されている。

ここで、検出素子２１ａとしては、非晶質（アモルファス）セレニウム（ａ−Ｓｅ）等の変換層でＸ線を入射線量に応じた電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたコンデンサに蓄積し、ゲート側が走査信号線２５と、ソース側がコンデンサと、ドレイン側が画像信号線２６と各々接続されたＴＦＴスイッチが走査制御部２２からの制御信号に応じてＯＮにされると、コンデンサに蓄積された電荷によって表される画像信号を画像信号線２６に出力する直接変換方式のものを採用することができる。あるいは、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等の蛍光体（シンチレータ）でＸ線を一旦光に変換し、変換された光をフォトダイオードでさらに電荷に変換し、変換された電荷をコンデンサに蓄積し、上記直接変換方式と同様の接続形態のＴＦＴスイッチが走査制御部２２からの制御信号に応じてＯＮにされると、コンデンサに蓄積された電荷を画像信号線２６に出力する間接変換方式のものを採用してもよい。

走査制御部２２は、ゲート回路として構成されており、撮影制御装置４からの制御により、所定のタイミングで走査信号線２５の各々にパルス信号を送る。

画像変換部２３は、画像信号線２６に出力された画像信号を増幅する増幅器２３ａと、増幅された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ変換器２３ｂと、デジタル化された画像データを記憶する画像メモリ２３ｃとから構成されている。

このＸ線検出器２は、撮影制御装置４からの制御により、近傍の複数の検出素子２１ａに蓄積された電荷をまとめて加算して読み出すビニングを行うことができる。ビニングの種類としては、2x2ピクセル等の対称形のものや、1x2ピクセル等の非対称形のもの等の公知のものを採用することができる。例えば、撮影制御装置４が1(列)x2(行)ピクセルのビニングを行うように制御信号をＸ線検出器２に送出した場合、走査制御部２２が、隣接する２本の走査信号線２５に同時に制御信号を送出し、隣接する２行分の検出素子２１ａのＴＦＴスイッチを同時にＯＮにする。これにより、検出素子２１ａの列毎に、２つの検出素子２１ａのコンデンサに蓄積された電荷が加算されて画像信号線２６に出力される。このように、検出素子２１ａのコンデンサに蓄積された電荷を２行分ずつ読み出すことによって、1x2ピクセルのビニングが実現される。ビニングによって読み出された画像信号から得られたデジタル画像は、ビニングを行わずに読み出された画像信号から得られたデジタル画像よりも低画素のものとなる。例えば、1(列)x2(行)ピクセルのビニングで得られる画像の列方向の画素数は、ビニングを行わずに得られた画像と同じであるが、行方向の画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／２になり、総画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／２になる。同様に、2x2ピクセルのビニングで得られた画像の総画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／４（1/2×1/2）になる。一方、複数の検出素子２１ａから同時に電荷を読み出すため、その読出しに要する時間は、ビニングを行わない場合よりも短縮される。

画像処理装置３は、画像等の表示を行う高精細液晶ディスプレイと、ユーザからの入力を受け付けるキーボードやマウス等と、ＣＰＵやメモリ、ハードディスク、通信インターフェース等を備えた本体とを有するコンピュータであり、エネルギーサブトラクション処理によって成分画像を生成する機能を有している。

図３のブロック図に模式的に示したように、画像処理装置３によるエネルギーサブトラクション処理は、撮影制御装置４から撮影条件情報（管電圧）を取得する撮影条件受信部３１と、受信した撮影条件情報に基づいて重みづけ係数テーブル３２を参照し、分離対象の成分毎・画像毎の重みづけ係数を取得する重みづけ係数決定部３３と、Ｘ線検出器２から送信された３枚の画像の画像データを受信する画像受信部３４と、受信した画像のうちの低解像度（低画素数）のものを高解像度化して、３つの画像の解像度（画素数）を同じにする解像度変換部３５と、解像度変換後の３つの画像の相対応する画素毎に、重みづけ係数決定部３３で決定された重みづけ係数を用いた重みづけ総和を算出することによって各成分を表す３つの成分画像を生成する成分画像生成部３６と、生成された成分画像や、画像受信部３４で受信した診断用画像をディスプレイに表示する画像表示部３７とによって実現される。このエネルギーサブトラクション処理は、画像処理装置３に格納されたプログラムを実行することによって実現される。

ここで、解像度変換部３５で高解像度化される画像とは、Ｘ線検出器２においてビニングによって得られた画像のことである。また、放射線画像の高解像度化には、スプライン補間等のスムージングによる方法や、画像中のローカルな特徴量を利用して繰り返しによる高解像度化を行う方法、マルコフランダム確率場（W.T.Freeman, E.C.Pasztor, O.T.Carmichael，”Learning Low-Level Vision”, IJCV, 2000, Vol.40, No.1, pp.25-47等参照）やTexton置換（上村健二，津村徳道，中口俊哉，菅谷隆，三宅洋一，“Texton置換に基づく画像の高解像度化手法”, 映像情報メディア学会誌, 2003, Vol60，No.10，pp.1-3等参照）等の学習を利用した方法等、公知の方法を採用することができる。なお、ここでの解像度は、単位面積・長さ当たりの画素数ではなく、画像中の画素の総数を意味している。

重みづけ係数テーブル３２は、図４に例示したように、撮影条件情報（３回の曝射におけるエネルギー分布を表す管電圧で、低圧、中圧、高圧の順）と分離対象の成分の組合せに対して、３つの放射線画像の各々に対する重みづけ係数（低圧、中圧、高圧の順）を関連づけたものである。すなわち、この重みづけ係数テーブル３２は、入力された放射線画像から分離対象の成分を抽出するための重みづけ係数の値を、入力される放射線画像の管電圧の値毎に定めたものである。このテーブルへの値の登録は予め行っておいた実験の結果データに基づいて行うことができる。

図５は、成分画像生成部３６の処理によって生成される画像を模式的に表したものである。ここでは、図３に示したように、入力画像Ｉ₁、Ｉ₂、Ｉ₃の管電圧が各々Ｖ₁、Ｖ₂、Ｖ₃であり、重みづけ係数決定部３３による図４の重みづけ係数テーブル３２の参照の結果、管電圧Ｖ₁の画像Ｉ₁、管電圧Ｖ₂の画像Ｉ₂、管電圧Ｖ₃の画像Ｉ₃に対する重みづけ係数が、分離対象が軟部の場合は各々ｓ₁、ｓ₂、ｓ₃、分離対象が骨の場合は各々ｂ₁、ｂ₂、ｂ₃、分離対象が重元素の場合は各々ｈ₁、ｈ₂、ｈ₃に決定されたとする。まず、図５（ａ）に示したように、軟部成分、骨成分、および、重元素成分が含まれる入力画像Ｉ₁、Ｉ₂、Ｉ₃の相対応する画素毎にｓ₁・Ｉ₁＋ｓ₂・Ｉ₂＋ｓ₃・Ｉ₃で表される重みづけ総和を算出することによって、骨成分と重元素成分が除去された軟部画像Ｉ_sが生成される。同様に、ｂ₁・Ｉ₁＋ｂ₂・Ｉ₂＋ｂ₃・Ｉ₃で表される重みづけ総和を算出することによって、軟部成分と重元素成分が除去された骨部画像Ｉ_b（図５（ｂ））が生成される。さらに、ｈ₁・Ｉ₁＋ｈ₂・Ｉ₂＋ｈ₃・Ｉ₃で表される重みづけ総和を算出することによって、軟部成分と骨成分が除去された重元素画像Ｉ_h（図５（ｃ））が生成される。

撮影制御装置４は、画像診断のための撮影や画像生成を含む検査オーダを発行するオーダリングシステムから検査オーダ情報を受信する検査オーダ受信部４１と、ユーザによる指示の入力を行うタッチパネル等の入力部４２と、検査オーダや撮影条件等の各種情報を表示する表示部４３と、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３に対して撮影条件や動作を制御するための信号の送受信を行う通信部４４と、検査オーダ受信部４１で受信した検査オーダ情報や入力部４２から入力された情報に基づいて撮影条件を決定するとともに、前記各部の動作の制御を行う制御部４５とから構成されている。

ここでは、撮影条件の具体例として、Ｘ線発生装置１で行われる３回のショットの各々におけるＸ線のエネルギー分布を表す管電圧、各ショットにおけるＸ線の線量を表す管電流や曝射時間、Ｘ線検出器２で生成される放射線画像の画素数に対応するビニングの実行の有無やビニングのサイズが決定するものとする。

本実施形態では、撮影制御装置４は、検査オーダ情報と撮影条件のデフォルト値を対応づけた撮影条件テーブル（図示なし）を有しており、検査オーダ受信部４１で受信した検査オーダ情報を解析し、撮影条件テーブルに基づいて、撮影条件の初期値を決定して、表示部４３に表示し、入力部４２を用いたユーザからの撮影条件の修正指示を受け付け、最終的な撮影条件を確定する。

例えば、撮影条件テーブルには、「撮影分類＝一般撮影、撮影部位＝胸部、撮影方法＝立位、撮影方向＝正面、撮影方法＝低圧・中圧・高圧、生成画像＝診断用画像、骨部画像、軟部画像、重元素画像」という検査オーダ情報に対して、「管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし）」という撮影条件のデフォルト値を対応づけておくことが好ましい。以下、このデフォルト値について詳細に説明する。

図７は、上記検査オーダ情報に示された分離対象成分である軟部・骨・ヨード造影剤等の重元素の各々についての管電圧と減弱係数の関係を表したものである。図にはヨウ素（ヨード造影剤）のＫ吸収端が約33keVであることが示されている。そこで、この約33keV前後にピークエネルギーもしくは平均エネルギーをもつＸ線を利用すれば、２パターンのＸ線に対するヨウ素の吸収特性が大きく異なるので、ヨード造影剤の集積した部分と集積していない部分のコントラストが大きい放射線画像を得ることができる。したがって、ヨウ素成分を分離するには、ピークエネルギーもしくは平均エネルギーが約33keVより小さいショットと、ピークエネルギーもしくは平均エネルギーが約33keVよりも大きいショットとを行うことが好ましい。また、図の骨部と軟部の減弱係数分布に注目すると、管電圧が低いところでは骨部と軟部の減弱係数の差が大きく、管電圧が高いところではその差は小さくなっていることから、骨部と軟部を分離しやすくするためには、前記の両ショットにおいて、できるだけピークエネルギーもしくは平均エネルギーが異なるようにすることが好ましいことがわかる。

一方、一般胸部撮影では、通常、Ｘ線管１１の管電圧は120kVに設定して撮影され、この撮影によって得られた画像が診断用の画像として用いられている。

以上より、上記検査オーダに対しては、例えば、３回のショットでの最大管電圧を40kV、80kV、120kVとして撮影することが好ましい。図８Ａ，Ｂ，Ｃは、各々、管電圧が40kV、80kV、120kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの例である。

また、放射線量については、放射線量が低くなると、得られる画像の画質はＳＮ比の点で劣化してしまう。したがって、診断用の画像の放射線量を低くすると、診断用画像の画質が劣化してしまい、診断精度が低下する恐れがあるので、管電圧は120kVでの診断用画像の撮影の際には高線量で撮影することが好ましい。

一方、管電圧が40kV、80kVで撮影される画像については、診断用には用いられず、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる。したがって、これらの画像を低線量で撮影によって得たとしても診断用画像の画質を劣化させることはない。また、低線量での撮影では、Ｘ線検出器２で得られる画像信号のダイナミックレンジが相対的に小さくなる。その結果、検出されたＸ線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、ショット間隔を通常線量での撮影よりも短縮することができ、ショット間における患者の動きによって生じる、成分画像中のモーションアーチファクトを低減することが可能となる。

したがって、管電圧が40kV、80kVのショットは、管電圧が120kVのショットよりも低線量で撮影するとともに、管電圧が40kV、80kVのショットを管電圧が120kVのショットよりも先に行うことが好ましい。これにより、上記のモーションアーチファクトの軽減に資するだけでなく、他のショットでの線量を少なくすることにより被検体の負担を軽減できる。また、最終ショット、すなわち診断用画像の撮影では通常通りの線量とすることにより、診断用画像の画質が維持できる。

図９は、撮影条件を上記デフォルト値に設定した場合の各ショットにおける線量の配分の一例を表したものである。ここで、被写体の被曝線量を直接測定することはできない、NDD（Numerical Dose Determination）法により、予め記録された物質毎の吸収特性や、管電圧から曝射されるX線のエネルギースペクトルに基づいて、管電圧、管電流、時間、総濾過量、撮影距離に応じて算出した入射表面線量（単位：Gy）を、被写体の被曝線量を推定しうる値として用いている。図に示したように、上記のデフォルトの撮影条件では、最初の２ショットの線量は３ショット目の線量の４０％前後となり、これにより、３ショットでの合計の線量(275μGy)が、日本放射線技師会の医療被曝ガイドラインにおける胸部正面のＸ線単純撮影の被曝低減目標値（300μGy）を超えないようになっている。なお、ここでは放射線量を被写体入射表面線量で定義しているが、実際にはＸ線管１１の管電流と曝射時間の積で与えられるmAs値を用いてもよく、被写体透過後にＸ線検出器２に到達した線量で置き換えることも可能である。また、撮影の際には、低線量での撮影は、例えば、Ｘ線管１１の管電流を小さくしたり、曝射されるＸ線の曝射時間を短縮させたりすることによって実現することができるが、曝射時間で線量を調整することにより、低線量撮影となる最初の２ショットに要する時間を短縮することが可能になり、モーションアーチファクトの軽減により効果的である。ただし、物質のＸ線の吸収係数はＸ線のエネルギーが低くなるほど大きくなるため、上記のNDD法を用いるなどして、管電圧も考慮する必要がある。

さらに、上記のモーションアーチファクトの軽減の観点からは、画像信号を読み出す際にビニングを行うことによって高速に読み出す方が好ましい。一方、ビニングを行った場合、生成される画像は低画素のものとなってしまうので、診断用画像の取得の際にビニングを行うのは適切ではない。したがって、最初の２ショットでは、ビニングを行って、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像を生成し、第３ショットでは、ビニングを行わずに診断用の画像を生成することが好ましい。この場合、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像が低画素のものとなってしまうが、エネルギーサブトラクション処理では、前記の重みづけ係数の一部が負の値となり、実質的には減算が行われるため、処理後の画像の画素値は処理前よりも小さくなり、ＳＮ比が低下するだけでなく、上記の管電圧と線量についての説明で記載したとおり、第１ショットおよび第２ショットは低圧撮影であるため到達線量が少なく、ＳＮ比が悪くなることから、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像では、画素数よりもＳＮ比を重視した処理の方が望ましいといえる。

図１０は、３ショットで生成される放射線画像の画素数の一例である。図に示したように、Ｘ線検出器２が1760x1760の検出素子２１ａを有しているとすると、第３ショット目ではビニングを行わずに1760x1760ピクセルとして画像信号を読み出し、第１および第２ショット目は2x2ビニングにより880x880ピクセルとして読み出すことが考えられる。

以上のことから、３ショットの胸部正面の一般撮影によって診断用画像・骨部画像・軟部画像・重元素画像を取得するという検査オーダに対しては、例えば、「管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし）」という撮影条件を設定することが好ましいといえる。すなわち、曝射するＸ線のエネルギー分布（管電圧）は、分離対象成分の減弱係数分布に応じて設定し、Ｘ線の線量は、最後のショットの線量が、他のショットの線量よりも高くなるように設定し、Ｘ線検出器２で生成される放射線画像の画素数は、最後のショットで生成される放射線画像が、他のショットで生成される放射線画像よりも高画素となるように設定し、最後のショットで生成される放射線画像を診断用の画像とすることが好ましいといえる。

図１１Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅは、本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャートである。

まず、撮影制御装置４の検査オーダ受信部４２が、上記の「３ショットの胸部正面の一般撮影によって診断用画像・骨部画像・軟部画像・重元素画像を取得する」という検査オーダを受信し、制御部４５が、撮影条件テーブルの参照によって、撮影条件のデフォルト値（管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし））を取得し、ユーザが入力部４２を用いて撮影条件の修正指示を行った後、撮影条件を確定する(#4-1)。撮影条件の確定は、ユーザが入力部４２を用いて特定の操作を行うことによって行われる。なお、ここでは、ユーザによる撮影条件の修正は行われなかったものとする。

次に、撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を経由して、確定された撮影条件をＸ線発生装置１、Ｘ線検出器２、画像処理装置３に送信する(#4-2)。ここで、各機器には、撮影条件のうち、その機器で必要とされるもの、特に、処理全体に関するもの、あるいは、１回目の曝射に関するものが送信される。

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から１回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-1)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-2)。設定完了後、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-3)。

Ｘ線検出器２では、Ｘ線の曝射が行われる旨の情報を撮影制御装置４から受信し(2-1)、Ｘ線の検出のための前処理が行われる(#2-2)。前処理は、例えば、検出素子２１ａが直接変換方式の場合には、変換層に対するバイアス電圧の印加が行われる。前処理終了後、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-3)。

画像処理装置３では、成分画像の生成を行う旨の情報、各曝射における管電圧、分離対象の成分、Ｘ線検出器２から送信される放射線画像の各々の画素数の情報を撮影制御装置４から受信し(#3-1)、エネルギーサブトラクション処理を実現するプログラムが起動される(#3-2)。このとき、重みづけ係数決定部３３は、受信した管電圧と分離対象成分の情報に基づいて重みづけ係数テーブル３２を参照し、入力画像毎、分離対象成分毎の重みづけ係数を取得する。プログラムが起動され、画像受信部３４による１回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなったら、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-3)。

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-3)、撮影開始指示の入力待ちとなり、ユーザが入力部４２を用いて撮影開始を指示し、その入力を受け付けたら(#4-4)、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-5)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-4)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から１回目のＸ線の曝射が開始される(#1-5)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-6)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-7)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-6)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの１回目のＸ線の曝射が終了する(#1-7)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、１回目のビニング条件での電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-8)。

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、１回目のビニング条件での電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-4)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-5)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された１回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-6)。さらに、２回目の曝射によるＸ線の検出のための前処理を行い(#2-7)、前処理終了後、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-8)。

画像処理装置３は、画像受信部３４にて１回目の曝射による放射線画像の画像データＩ₁を受信すると(#3-4)、画像受信部３４は２回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなり、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-5)。さらに、解像度変換部３５が、１回目の曝射による放射線画像Ｉ₁を、ステップ#3-1において最初に受信した３回目の曝射による放射線画像の画素数に変換し(#3-6)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された１回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s₁,b₁,h₁を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ₁´に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s₁・Ｉ₁´、b₁・Ｉ₁´、h₁・Ｉ₁´を算出しておく(#3-3)。

撮影制御装置４では、ステップ#4-8の後、さらに、２回目の曝射における管電圧および管電流の情報を、通信部４４を経由してＸ線発生装置１に送信する(#4-9)。

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から２回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-8)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-9)。設定完了後、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-10)。

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-10)、２回目のＸ線の曝射を行わせるために、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-11)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-11)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から２回目のＸ線の曝射が開始される(#1-12)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-12)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-13)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-13)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの２回目のＸ線の曝射が終了する(#1-14)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、２回目のビニング条件での電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-14)。

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、２回目のビニング条件での電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-9)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-10)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された２回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-11)。さらに、３回目の曝射によるＸ線の検出のための前処理を行い(#2-12)、前処理終了後、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-13)。

画像処理装置３は、画像受信部３４にて２回目の曝射による放射線画像の画像データＩ₂を受信すると(#3-8)、画像受信部３４は３回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなり、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-9)。なお、各回の曝射による放射線画像は、画像処理装置３の異なるメモリ領域に格納されるようにしているので、万が一、前回の曝射による放射線画像に対する解像度の変換や重みづけが完了していなかったとしても、今回の曝射による放射線画像の受信は影響を受けない。さらに、解像度変換部３５が、２回目の曝射による放射線画像Ｉ₂を、ステップ#3-1において最初に受信した３回目の曝射による放射線画像の画素数に変換し(#3-10)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された２回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s₂,b₂,h₂を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ₂´に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s₂・Ｉ₂´、b₂・Ｉ₂´、h₂・Ｉ₂´を算出しておく(#3-11)。

撮影制御装置４では、ステップ#4-14の後、さらに、３回目の曝射における管電圧および管電流の情報を、通信部４４を経由してＸ線発生装置１に送信する(#4-15)。

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から３回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-15)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-16)。設定完了後、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-17)。

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-16)、３回目のＸ線の曝射を行わせるために、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-17)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-18)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から３回目のＸ線の曝射が開始される(#1-19)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-18)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-19)。

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-20)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの３回目のＸ線の曝射が終了する(#1-21)。

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、３回目のビニングなしでの電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-20)。

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、３回目のビニングなしでの電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-14)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-15)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された３回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-16)。

画像処理装置３は、画像受信部３４にて３回目の曝射による放射線画像の画像データＩ₃を受信すると(#3-12)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された３回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s₃,b₃,h₃を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ₃に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s₃・Ｉ₃、b₃・Ｉ₃、h₃・Ｉ₃を算出し(#3-13)、重みづけ総和ｓ₁・Ｉ₁´＋ｓ₂・Ｉ₂´＋ｓ₃・Ｉ₃、ｂ₁・Ｉ₁´＋ｂ₂・Ｉ₂´＋ｂ₃・Ｉ₃、ｈ₁・Ｉ₁´＋ｈ₂・Ｉ₂´＋ｈ₃・Ｉ₃を算出することによって、各々、軟部画像Ｉ_s、骨部画像Ｉ_b、重元素画像Ｉ_hを生成する(#3-14)。そして、画像表示部３７が、診断用画像Ｉ₃、軟部画像Ｉ_s、骨部画像Ｉ_b、重元素画像Ｉ_hをディスプレイに表示する(#3-15)。

以上のように、本発明の実施形態では、撮影制御装置４の制御により、Ｘ線発生装置１が、エネルギー分布の異なる３パターンのＸ線による３枚の放射線画像を取得する際に、それら３パターンのＸ線を、３回のＸ線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の２回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して被写体に曝射するので、３回のＸ線の曝射による被写体の総被曝線量を低減することが可能になり、被写体への負担が軽減される。

また、この任意の１回の高線量のＸ線の曝射による放射線画像を診断用の画像としたので、診断用の画像の画質も維持することができる。

さらに、撮影制御装置４の制御により、この任意の１回を３回目としたので、Ｘ線発生装置１からは、１、２回目の曝射では相対的に低線量のＸ線が曝射され、Ｘ線検出器２では、検出されたＸ線によって形成される放射線画像のダイナミックレンジも相対的に小さくなる。これにより、検出されたＸ線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、１、２回目のＸ線の曝射間隔を短縮し、３回のＸ線の曝射に要する全体の時間を短縮することができる。したがって、その間の被写体の体動が少なくなるため、このようにして生成された画像データを入力としてエネルギーサブトラクションを行うことによって得られた画像は、モーションアーチファクトが軽減された、画質の向上したものとなる。なお、実際には、１，２回目の撮影におけるビニング読出しによる読出し時間の短縮との相乗効果により、３回のＸ線の曝射に要する全体の時間はさらに短縮される。

また、別の観点から見ると、放射線量を少なくしてＸ線の曝射間隔を短縮するので、Ｘ線を発生させるＸ線管球に対する負荷が軽減され、装置の寿命を延ばすことができる。

上記の実施形態では、撮影条件テーブルの参照によって、各回の曝射における撮影条件を決定していたが、撮影条件の決定方法はこの方法に限定されない。

例えば、読出し画素数の決定方法として、第１ショットの曝射開始から第Ｎショットの曝射終了までの時間（被写体の動きを最小限にしたい時間）を、検査オーダやユーザ入力によって指定し、その時間内に収まるように各ショットでの読出し時間を計算し，計算された読出し時間に応じて読出し画素数を決定するようにしてもよい。例えば，図１２の３ショットのＸ線の曝射と、それによって蓄積される電荷の読出しの各工程を表したタイムチャートのように、被写体の動きを制限したい時間、すなわち、１回目の曝射の開始から３回目の曝射の終了までの時間を300msecに指定した場合、３回の曝射による合計曝射時間が150msecになるように設定されていたとすると、最初の２回の読出しに用いることのできる時間は150msecとなり、１回当たりでは75msecとなる。一方、最高画素数で読み出しを行った場合の所要時間が300msecであったとすると、最初の２回の読出し時間は、最高画素数での読出し時間の１／４となるので、最初の２回の読出し画素数を最高画素数の１／４とし、2×2ビニングで読出しを行うと決定することができる。このように、Ｎ回の曝射の所要時間に基づいて、各曝射によって得られる放射線画像の画素数を決定するようにすれば、例えば被写体が体動（呼吸等）を止めておくことが困難である場合には、Ｎ回の曝射の所要時間を短くするといった柔軟な調整が可能になり、様々な状況に鑑みて設定された前記所要時間を基準にして、生成される放射線画像の画素数、ひいては画質を最適化することができる。

また、Ｎ回目はビニングなしで最高画素数での読出しを行い、１〜（Ｎ−１）回目の読出し画素数はユーザがビニングのサイズ（2×2、3×3、4×4等）を指定するようにするようにしてもよい。また、１〜（Ｎ−１）回目の読出し画素数をショット数Ｎの値に応じて決めるようにしてもよい。例えば、図１３のように、１〜（Ｎ−１）回目はＮ回目の画素数の１/（Ｎ−１）としたり、あるいは１/（Ｎ−１）²としたりすることが考えられる。このように、Ｎ回目の読出し画素数を最高画素数に固定しておけば、そのＮ回目の曝射で得られる診断用の画像の画素数は他の画像の画素数の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。

さらに、管電圧，管電流，曝射時間，撮影部位，検出器のサイズ・種類等の撮影条件に基づいて読出し画素数を決定するようにしてもよい。例えば、管電流が小さく、曝射時間が短い低線量撮影ではＳＮ比が悪化するため、より低画素数での読み出しを行うようにすることが考えられる。これにより、撮影時の条件から想定される放射線画像の画質（ＳＮ比等）に見合った画素数を決定することができるので、想定される画質を超える画素数のデジタル画像への変換が行われなくなり、処理時間の最適化に資する。

また、曝射時間や管電流等の放射線量に関連する曝射条件（以下、単に放射線量という）の決定方法についても、上記の実施形態のように撮影条件テーブルの参照によって決定するのではなく、図１４に示したように、第１〜第（Ｎ−１）回目の曝射では放射線量をa、第Ｎ回目の曝射での放射線量を3aというように固定的に決定してもよい。あるいは、図１４で、第Ｎ回目の曝射による放射線量をユーザが入力するようにし、その放射線量を3aとした場合に、第１〜第（Ｎ−１）回目の曝射での放射線量を第Ｎ回目の曝射による放射線量の１／３に決定するようにしてもよい。

さらに、上記実施形態において、第３ショット目の放射線量を決定・入力すると、その放射線量の半分の量を第１ショット目と第２ショット目のトータル線量に決定するようにしてもよい。さらに、ショット回数を一般化して、第Ｎショット目の放射線量aを決定・入力すると、その線量に所定の比率αを乗じた量を第１から第（Ｎ−１）ショット目までのトータル線量に決定するようにしてもよい。この場合、第１から第（Ｎ−１）ショット目の放射線量を同じにするのであれば、その線量はα・ａ／（Ｎ−１）となる。

このように第Ｎ回目の曝射の線量に基づいて、他の（Ｎ−１）回の曝射の線量を決定するようにすれば、診断用の画像の取得のための放射線量は、他の画像の取得のための放射線量の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。

また、Ｎ回の曝射による総放射線量ＴおよびＸ線の連続曝射回数Ｎに基づいて、各回の放射線量を、例えば、Ｎ回目の放射線量はＴ／２、１から（Ｎ−１）回目までの放射線量はＴ／２（Ｎ−１）というように決定するようにしてもよい。この場合も、Ｎ回目の放射線量が最大になるように決定することが好ましい。

また、上記実施形態の撮影条件テーブルでは、撮影分類、撮影部位、撮影方法、撮影方向、撮影方法、生成画像に応じて撮影条件を決定していたが、これ以外の情報、例えば、被検体の体型等も撮影条件の決定要因として追加することができる。

なお、上記の開示内容におけるシステム構成、処理フロー、テーブル構成、ユーザインターフェース等に対して、本発明の趣旨から逸脱しない範囲で様々な改変を行ったものも、本発明の技術的範囲に含まれる。また、上記の各実施形態はあくまでも例示であり、上記のすべての説明が本発明の技術的範囲を限定的に解釈するために利用されるべきものではない。

例えば、上記実施形態では、Ｘ線のショット数を３としているが、４以上であってもよい。

画像処理装置３では、エネルギーサブトラクション処理により成分画像を生成しているが、さらに、成分画像や診断用画像を用いて、診断に有効な画像を再構成したり，特定の組織に対して階調変換や周波数処理、着色処理等を行ってその組織を強調したり（例えば、特開平3-263982号公報参照）、組織毎に色分けして表示したり（例えば特開平5-161683号公報参照）するようにしてもよい。

また、画像処理装置３において、解像度変換部３５が、３回目の曝射による高解像度の画像Ｉ₃を１，２回目の曝射による低解像度の画像Ｉ₁、Ｉ₂と同じ解像度になるように変換して低解像度化し、成分画像生成部３６が、変換後の画像Ｉ₃´と画像Ｉ₁、Ｉ₂とから成分画像を生成するようにしてもよい。さらに、予め学習によって得られたモデル等を用いて、低解像度の成分画像と高解像度の診断用画像とから高解像度の成分画像を推定することによって成分画像を高解像度に変換する処理部をさらに付加し、画像表示部３７が、変換後の成分画像と診断用画像Ｉ₃とを表示するようにしてもよい。

さらに、撮影制御装置４をＸ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３から独立した筐体として構成せずに、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３の一部として分割して実装してもよい。

本発明の実施形態におけるＸ線画像診断システムの構成を模式的に表した図 Ｘ線検出器の構成を模式的に表した図 画像処理装置におけるエネルギーサブトラクション処理を実現する構成を模式的に示したブロック図 重みづけ係数テーブルの一例を示す図 エネルギーサブトラクション処理によって生成される画像を模式的に表した図 撮影制御装置の構成を模式的に表した図 軟部・骨・ヨード造影剤等の重元素の各々についての管電圧と減弱係数の関係を表した図 管電圧が40kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図 管電圧が80kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図 管電圧が120kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図 ３ショットにおける線量の配分の一例を表した図 ３ショットで生成される放射線画像の画素数の一例を表した図 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（１） 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（２） 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（３） 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（４） 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（５） ３ショットのＸ線の曝射と読取りの各工程を時間軸上に表した図 Ｎショットで生成される放射線画像の画素数の一例を表した図 Ｎショットにおける線量の配分の一例を表した図

符号の説明

１ Ｘ線発生装置
２ Ｘ線検出器
３ 画像処理装置
４ 撮影制御装置
１１ Ｘ線管
１２ Ｘ線高電圧発生器
２１ 検出部
２１ａ 検出素子
２２ 走査制御部
２３ 画像変換部
２３ａ 増幅器
２３ｂ Ａ／Ｄ変換機
２３ｃ 画像メモリ
２４ 画像データ送信部
２５ 走査制御線
２６ 画像信号線
３１ 撮影条件受信部
３２ 重みづけ係数テーブル
３３ 重みづけ係数決定部
３４ 画像受信部
３５ 解像度変換部
３６ 成分画像生成部
３７ 画像表示部
４１ 検査オーダ受信部
４２ 入力部
４３ 表示部
４４ 通信部
４５ 制御部

Claims (10)

1. エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線を連続して被写体に曝射する放射線発生装置と、
   Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように前記各回の放射線の曝射条件を決定する制御手段とを備えたことを特徴とするエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
2. 前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器をさらに備えたことを特徴とする請求項１記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
3. 前記曝射条件が、前記放射線発生装置のＸ線管球の管電流・前記放射線発生装置における放射線の曝射時間・前記放射線発生装置と該放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器の放射線の受像面との間の距離の少なくとも１つであることを特徴とする請求項１または２記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
4. 前記制御手段が、前記任意の１回の放射線の曝射条件に基づいて、前記他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
5. 前記曝射制御手段が、Ｎ回の曝射による総放射線量および放射線の連続曝射回数Ｎに基づいて、前記各回の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
6. 前記曝射制御手段が、前記放射線発生装置・前記被写体・前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器の少なくとも１つについての条件を表す撮影情報を取得し、取得された撮影情報に基づいて、前記各回の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
7. 前記放射線画像検出器で生成された放射線のパターン毎のＮ枚の放射線画像のうちの少なくともＭ枚（Ｍは２以上の自然数）の画像の相対応する画素毎に所定の重みづけ係数を用いた重みづけ総和を求めることによって、前記被写体中の所定の成分を表す成分画像を生成する成分画像生成手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２から６のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
8. 前記任意の１回の曝射がＮ回目の曝射であることを特徴とする請求項１から７のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
9. 前記任意の１回の放射線の曝射に基づいて生成される放射線画像が診断用の画像であることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。
10. 被写体を透過した放射線によって形成される、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線の各々の該被写体中の透過の程度を表すＮ枚の放射線画像を取得するためのエネルギーサブトラクション用画像撮影方法であって、
    前記Ｎパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して前記被写体に曝射することを特徴とするエネルギーサブトラクション用画像撮影方法。