JP2021126163A - Image processing device and image processing method - Google Patents

Abstract

Translated fromJapanese

【課題】エネルギーサブトラクション処理により得られる画像におけるノイズを低減する。【解決手段】画像処理装置は、互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成し、エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、第１の分離画像または第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成し、第１の分離画像、第２の分離画像、第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する。ここで、合成の合成比率は、第１の分離画像と第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいてを決定される。【選択図】 図１１An object of the present invention is to reduce noise in an image obtained by energy subtraction processing. An image processing device generates a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies, Generating a pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image using predetermined constraint conditions from a third radiation image based on a radiation image to which energy subtraction processing is not applied, A synthetic image is created by combining at least one of a first separated image, a second separated image, a third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image, and a pseudo separated image. generate. Here, the combination ratio of the combination is determined based on at least one of the first separated image and the second separated image. [Selection diagram] Figure 11

Description

Translated fromJapanese

本発明は、放射線画像を処理する画像処理装置および画像処理方法に関する。 The present invention relates to an image processing apparatus and an image processing method for processing a radiographic image.

現在、Ｘ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。このような放射線撮像装置は、例えば医療画像診断においては、一般撮影のような静止画撮影や、透視撮影のような動画撮影のためのデジタル撮像装置として用いられている。 Currently, a radiation imaging device using a plane detector (Flat Panel Detector, hereinafter abbreviated as FPD) made of a semiconductor material is widely used as an imaging device used for medical image diagnosis and non-destructive inspection by X-rays. Such a radiation imaging device is used, for example, in medical image diagnosis as a digital imaging device for still image photography such as general photography and moving image photography such as fluoroscopy.

ＦＰＤを用いた撮影方法のひとつに、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、管電圧の異なるＸ線を照射するなどしてエネルギーの異なる画像を複数枚取得し、それらを演算することで、例えば骨画像と軟部組織画像に分離するなどの処理を行うことができる（特許文献１）。 Energy subtraction is one of the imaging methods using FPD. In energy subtraction, it is possible to acquire a plurality of images with different energies by irradiating X-rays with different tube voltages and calculate them to perform processing such as separating into a bone image and a soft tissue image, for example. Yes (Patent Document 1).

特開２０１９−１６２３５８号公報JP-A-2019-162358

ＦＰＤを用いてＩＶＲ（画像下治療：Interventional Radiology）を行うときは、血管に造影剤が注入される。また、ＩＶＲでは、カテーテルやガイドワイヤーを血管内に挿入し、ステントやコイルを留置するなどの処置が行われる。ＩＶＲでは、ＦＰＤを用いて得られたＸ線画像を観察することにより造影剤や医療用デバイスの位置と形状を確認しながら上記のような処置が行われるが、Ｘ線画像における軟部組織や骨のコントラストが視認性を低下させることがある。エネルギーサブトラクションを用いてＸ線画像から軟部組織や骨の画像を分離し、それらのコントラストを除去することにより、造影剤や医療用デバイスの視認性が向上する可能性がある。しかしながら、エネルギーサブトラクションを用いて軟部組織や骨を分離すると、ノイズが増えてしまうという課題がある。 When performing IVR (Interventional Radiology) using FPD, a contrast medium is injected into the blood vessels. In IVR, a catheter or a guide wire is inserted into a blood vessel, and a stent or a coil is placed. In IVR, the above treatment is performed while confirming the position and shape of the contrast medium and medical device by observing the X-ray image obtained by using the FPD, but the soft tissue and bone in the X-ray image are performed. Contrast may reduce visibility. Separating soft tissue and bone images from X-ray images using energy subtraction and removing their contrast may improve the visibility of contrast media and medical devices. However, there is a problem that noise increases when soft tissues and bones are separated by using energy subtraction.

本発明は、エネルギーサブトラクション処理により得られる画像におけるノイズを低減する技術を提供する。 The present invention provides a technique for reducing noise in an image obtained by energy subtraction processing.

本発明の一態様による画像処理装置は以下の構成を備える。すなわち、
互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成する第１生成手段と、
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成する第２生成手段と、
前記第１の分離画像、前記第２の分離画像、前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、前記疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する合成手段と、
前記第１の分離画像と前記第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいて前記合成手段における前記合成の合成比率を決定する決定手段と、を備える。The image processing apparatus according to one aspect of the present invention has the following configurations. That is,
A first generation means for generating a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies.
From the third radiographic image based on the radiographic image to which the energy subtraction processing is not applied, a pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image is obtained by using predetermined constraints. The second generation means to generate and
At least one of the first separated image, the second separated image, the third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image, and the pseudo separated image are combined. And the compositing means to generate a compositing image
A determination means for determining the synthesis ratio of the synthesis in the synthesis means based on at least one of the first separated image and the second separated image is provided.

本発明によれば、エネルギーサブトラクション処理により得られる画像のノイズを低減することができる。 According to the present invention, it is possible to reduce the noise of the image obtained by the energy subtraction processing.

実施形態による放射線撮像システムの構成例を示す図。The figure which shows the configuration example of the radiation imaging system by an embodiment.Ｘ線撮像装置の二次元検出器が備える画素の等価回路図。The equivalent circuit diagram of the pixel included in the 2D detector of the X-ray image pickup apparatus.Ｘ線画像を取得するための動作を示すタイミングチャート。A timing chart showing an operation for acquiring an X-ray image.エネルギーサブトラクション処理を説明する図。The figure explaining the energy subtraction processing.蓄積画像Ａを取得する処理を説明する図。The figure explaining the process of acquiring the accumulated image A.蓄積画像と骨画像の例を示す図。The figure which shows the example of the accumulation image and the bone image.ノイズ低減処理に関わる画像処理のブロック図。Block diagram of image processing related to noise reduction processing.第１実施形態に係る画像処理のブロック図。The block diagram of the image processing which concerns on 1st Embodiment.軟部組織画像と厚み画像の例を示す図。The figure which shows the example of the soft tissue image and the thickness image.蓄積画像と厚み画像の例を示す図。The figure which shows the example of the accumulation image and the thickness image.第２実施形態に係る画像処理のブロック図。The block diagram of the image processing which concerns on 2nd Embodiment.第２実施形態に係る画像処理のブロック図。The block diagram of the image processing which concerns on 2nd Embodiment.第３実施形態に係る画像処理のブロック図。The block diagram of the image processing which concerns on 3rd Embodiment.制御用コンピュータのハードウエア構成例を示すブロック図。The block diagram which shows the hardware configuration example of the control computer.

以下、添付図面を参照して実施形態を詳しく説明する。尚、以下の実施形態は特許請求の範囲に係る発明を限定するものではない。実施形態には複数の特徴が記載されているが、これらの複数の特徴の全てが発明に必須のものとは限らず、また、複数の特徴は任意に組み合わせられてもよい。さらに、添付図面においては、同一若しくは同様の構成に同一の参照番号を付し、重複した説明は省略する。 Hereinafter, embodiments will be described in detail with reference to the accompanying drawings. The following embodiments do not limit the invention according to the claims. Although a plurality of features are described in the embodiment, not all of the plurality of features are essential to the invention, and the plurality of features may be arbitrarily combined. Further, in the attached drawings, the same or similar configurations are given the same reference numbers, and duplicate explanations are omitted.

なお、以下では、放射線としてＸ線を用いた放射線撮像システムについて説明するが、これに限られるものではない。本発明における放射線には、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、例えば粒子線、宇宙線なども、含まれるものとする。 In the following, a radiation imaging system using X-rays as radiation will be described, but the present invention is not limited to this. The radiation in the present invention includes beams having the same or higher energy, for example, particle beams, in addition to α rays, β rays, γ rays, etc., which are beams produced by particles (including photons) emitted by radiation decay. Cosmic rays, etc. shall also be included.

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係る放射線撮像システムの構成例を示すブロック図である。第１実施形態の放射線撮像システムは、Ｘ線発生装置１０１、Ｘ線制御装置１０２、制御用コンピュータ１０３、Ｘ線撮像装置１０４を備える。(First Embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of a radiation imaging system according to the first embodiment. The radiation imaging system of the first embodiment includes anX-ray generator 101, anX-ray control device 102, acontrol computer 103, and anX-ray imaging device 104.

Ｘ線発生装置１０１はＸ線を曝射する。Ｘ線制御装置１０２は、Ｘ線発生装置１０１によるＸ線の曝射を制御する。制御用コンピュータ１０３は、Ｘ線撮像装置１０４を制御して、Ｘ線撮像装置１０４により撮像された放射線画像（以下、Ｘ線画像（画像情報））を取得する。制御用コンピュータ１０３は、Ｘ線撮像装置１０４から取得したＸ線画像に対して後述する画像処理を施す。Ｘ線撮像装置１０４は、Ｘ線を可視光に変換する蛍光体１０５と、可視光を検出する二次元検出器１０６で構成される。二次元検出器１０６は、Ｘ線量子を検出する画素２０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。 TheX-ray generator 101 exposes X-rays. TheX-ray control device 102 controls the exposure of X-rays by theX-ray generator 101. Thecontrol computer 103 controls the X-rayimage pickup device 104 to acquire a radiation image (hereinafter, X-ray image (image information)) captured by the X-rayimage pickup device 104. Thecontrol computer 103 performs image processing described later on the X-ray image acquired from the X-rayimage pickup apparatus 104. TheX-ray imaging apparatus 104 includes a phosphor 105 that converts X-rays into visible light and a two-dimensional detector 106 that detects visible light. The two-dimensional detector 106 is a sensor in whichpixels 20 for detecting X-ray quanta are arranged in an array of X columns × Y rows, and outputs image information.

図１４は、制御用コンピュータ１０３のハードウエア構成例を示すブロック図である。ＣＰＵ１４１は、ＲＯＭ１４２またはＲＡＭ１４３に格納されたプログラムを実行することにより制御用コンピュータ１０３の各種動作を制御する。例えば、ＣＰＵ１４１は、Ｘ線制御装置１０２（Ｘ線発生装置１０１）によるＸ線の照射およびＸ線撮像装置１０４によるＸ線画像の撮像動作を制御する。また、ＣＰＵ１４１は、後述する種々の信号処理および画像処理を実現する。なお、後述される信号処理および画像処理の動作は、その一部あるいは全体が専用のハードウエアにより実現されてもよい。ＲＯＭ１４２は、ＣＰＵ１４１により実行されるプログラムや各種データを格納する。ＲＡＭ１４３は、ＣＰＵ１４１が処理を実行する際に発生する中間データなどを記憶する作業エリアを提供する。二次記憶装置１４４は、処理対象の放射線画像（Ｘ線画像）を格納する。また、二次記憶装置１４４は制御プログラムを格納する。二次記憶装置１４４に格納されているプログラムは必要に応じてＲＡＭ１４３に展開され、ＣＰＵ１４１により実行される。 FIG. 14 is a block diagram showing a hardware configuration example of thecontrol computer 103. TheCPU 141 controls various operations of thecontrol computer 103 by executing a program stored in theROM 142 or theRAM 143. For example, theCPU 141 controls the X-ray irradiation by the X-ray control device 102 (X-ray generator 101) and the image pickup operation of the X-ray image by the X-rayimage pickup device 104. In addition, theCPU 141 realizes various signal processing and image processing described later. The signal processing and image processing operations described later may be partially or wholly realized by dedicated hardware. TheROM 142 stores a program executed by theCPU 141 and various data. TheRAM 143 provides a work area for storing intermediate data and the like generated when theCPU 141 executes processing. Thesecondary storage device 144 stores a radiographic image (X-ray image) to be processed. Further, thesecondary storage device 144 stores the control program. The program stored in thesecondary storage device 144 is expanded in theRAM 143 as needed and executed by theCPU 141.

ディスプレイ１４５は、ＣＰＵ１４１の制御下で各種表示を行う。操作部１４６は、例えばキーボード、ポインティングデバイスを含み、ユーザによる各種入力を受け付ける。インターフェース１４７は、Ｘ線制御装置１０２、Ｘ線撮像装置１０４などの外部機器と制御用コンピュータ１０３を接続する。バス１４８は、上述した各部を通信可能に接続する。 Thedisplay 145 performs various displays under the control of theCPU 141. Theoperation unit 146 includes, for example, a keyboard and a pointing device, and receives various inputs by the user. Theinterface 147 connects an external device such as anX-ray control device 102 and an X-rayimage pickup device 104 to acontrol computer 103. Thebus 148 connects the above-mentioned parts so as to be communicable.

図２は、二次元検出器１０６が備える画素２０の等価回路図である。画素２０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、クランプ回路部２０６、サンプルホールド回路部２０７、選択回路部２０８を含む。 FIG. 2 is an equivalent circuit diagram of thepixel 20 included in the two-dimensional detector 106. Thepixel 20 includes aphotoelectric conversion element 201 and anoutput circuit unit 202. Thephotoelectric conversion element 201 can typically be a photodiode. Theoutput circuit unit 202 includes anamplifier circuit unit 204, aclamp circuit unit 206, a samplehold circuit unit 207, and aselection circuit unit 208.

光電変換素子２０１は、電荷蓄積部を含み、該電荷蓄積部は、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して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。 Thephotoelectric conversion element 201 includes a charge storage unit, and the charge storage unit is connected to the gate of theMOS transistor 204a of theamplifier circuit unit 204. The source of theMOS transistor 204a is connected to thecurrent source 204c via theMOS transistor 204b. A source follower circuit is composed of aMOS transistor 204a and acurrent source 204c. TheMOS transistor 204b is an enable switch that turns on when the enable signal EN supplied to the gate reaches an active level to put the source follower circuit into an operating state.

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て、このノードは、該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、該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がオンして、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。 In the example shown in FIG. 2, the charge storage unit of thephotoelectric conversion element 201 and the gate of theMOS transistor 204a form a common node, and this node converts the charge stored in the charge storage unit into a voltage. Functions as a voltage converter. That is, in the charge-voltage conversion unit, a voltage V (= Q / C) determined by the charge Q stored in the charge storage unit and the capacitance value C of the charge-voltage conversion unit appears. The charge-voltage conversion unit is connected to the reset potential Vres via thereset switch 203. When the reset signal PRESS becomes the active level, thereset switch 203 is turned on, and the potential of the charge-voltage conversion unit is reset to the reset potential Vres.

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して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。 Theclamp circuit unit 206 clamps the noise output by theamplifier circuit unit 204 according to the potential of the reset charge-voltage conversion unit by theclamp capacitance 206a. That is, theclamp circuit unit 206 is a circuit for canceling this noise from the signal output from the source follower circuit according to the electric charge generated by the photoelectric conversion in thephotoelectric conversion element 201. This noise includes kTC noise at reset. Clamping is performed by setting the clamp signal PCL to the active level and turning on theMOS transistor 206b, and then setting the clamp signal PCL to the inactive level to turn off theMOS transistor 206b. The output side of theclamp capacitance 206a is connected to the gate of theMOS transistor 206c. The source of theMOS transistor 206c is connected to thecurrent source 206e via theMOS transistor 206d. A source follower circuit is composed of aMOS transistor 206c and acurrent source 206e. TheMOS transistor 206d is an enable switch that turns on when the enable signal EN0 supplied to the gate reaches the active level to put the source follower circuit into an operating state.

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。 The signal output from theclamp circuit unit 206 according to the electric charge generated by the photoelectric conversion in thephotoelectric conversion element 201 is written as an optical signal in the capacitance 207Sb via the switch 207Sa when the optical signal sampling signal TS becomes an active level. Is done. The signal output from theclamp circuit unit 206 when theMOS transistor 206b is turned on immediately after the potential of the charge-voltage conversion unit is reset is the clamp voltage. This noise signal is written to the capacitance 207Nb via the switch 207Na when the noise sampling signal TN becomes the active level. This noise signal includes an offset component of theclamp circuit unit 206. The signalsample hold circuit 207S is configured by the switch 207Sa and the capacitance 207Sb, and the noisesample hold circuit 207N is configured by the switch 207Na and the capacitance 207Nb. The samplehold circuit unit 207 includes a signalsample hold circuit 207S and a noisesample hold circuit 207N.

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。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。 When the drive circuit unit drives the row selection signal to the active level, the signal (optical signal) held in the capacitance 207Sb is output to thesignal line 21S via the MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb. At the same time, the signal (noise) held in the capacitance 207Nb is output to thesignal line 21N via the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb. The MOS transistor 208Sa constitutes a constant current source (not shown) and a source follower circuit provided on thesignal line 21S. Similarly, the MOS transistor 208Na constitutes a constant current source (not shown) and a source follower circuit provided on thesignal line 21N. The MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb form the signal selection circuit unit 208S, and the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb form the noiseselection circuit unit 208N. Theselection circuit unit 208 includes a signal selection circuit unit 208S and a noiseselection circuit unit 208N.

画素２０は、隣接する複数の画素２０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２０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２０は、隣接する複数の画素２０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２０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。 Thepixel 20 may have anaddition switch 209S that adds the optical signals of a plurality ofadjacent pixels 20. In the addition mode, the addition mode signal ADD becomes the active level and theaddition switch 209S is turned on. As a result, the capacitances 207Sb of theadjacent pixels 20 are connected to each other by theaddition switch 209S, and the optical signals are averaged. Similarly, thepixel 20 may have anaddition switch 209N that adds noise from a plurality ofadjacent pixels 20. When theaddition switch 209N is turned on, the capacitance 207Nb of theadjacent pixels 20 is connected to each other by theaddition switch 209N, and the noise is averaged. Theaddition unit 209 includes anaddition switch 209S and anaddition switch 209N.

画素２０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２０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がオンして、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２０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２０の感度が更に低下する。このように画素２０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を広げることができる。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して、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。 Thepixel 20 may have asensitivity changing unit 205 for changing the sensitivity. Thepixel 20 may include, for example, a firstsensitivity change switch 205a and a second sensitivity change switch 205'a, and circuit elements associated thereto. When the first change signal WIDE reaches the active level, the firstsensitivity change switch 205a is turned on, and the capacitance value of the firstadditional capacitance 205b is added to the capacitance value of the charge-voltage conversion unit. This reduces the sensitivity of thepixel 20. When the second change signal WIDE2 becomes the active level, the second sensitivity change switch 205'a is turned on, and the capacity value of the second additional capacity 205'b is added to the capacity value of the charge-voltage conversion unit. This further reduces the sensitivity of thepixel 20. By adding the function of lowering the sensitivity of thepixel 20 in this way, it is possible to receive a larger amount of light and widen the dynamic range. When the first change signal WIDE becomes the active level, the enable signal ENw may be set to the active level, and the MOS transistor 204'a may be operated as a source follower instead of theMOS transistor 204a.

Ｘ線撮像装置１０４は、以上のような画素回路の出力を読み出し、不図示のＡＤ変換器でデジタル値に変換した後、制御用コンピュータ１０３に画像を転送する。 TheX-ray imaging apparatus 104 reads out the output of the pixel circuit as described above, converts it into a digital value with an AD converter (not shown), and then transfers the image to thecontrol computer 103.

次に本実施形態の放射線撮像システムの動作（Ｘ線撮像装置１０４の駆動）について説明する。図３は、第１実施形態に係るＸ線撮像装置１０４の駆動タイミングを示す図である。図３（ａ）では、横軸を時間として、Ｘ線の曝射、同期信号、光電変換素子２０１のリセット、サンプルホールド回路２０７および信号線２１からの画像の読み出しのタイミングを示している。 Next, the operation of the radiation imaging system of the present embodiment (driving the X-ray imaging apparatus 104) will be described. FIG. 3 is a diagram showing the drive timing of theX-ray imaging apparatus 104 according to the first embodiment. FIG. 3A shows the timing of X-ray exposure, synchronization signal, reset ofphotoelectric conversion element 201, and reading of an image from thesample hold circuit 207 and thesignal line 21 with the horizontal axis as time.

まず、光電変換素子２０１のリセットを行ってから、Ｘ線を曝射する。Ｘ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Ｘ線で曝射時間が短い場合は、管電圧はもはや矩形波とはみなせず、図３（ａ）に示すような波形となる。すなわち、Ｘ線の立ち上がり期、安定期、立下り期でＸ線のエネルギーが異なる。 First, thephotoelectric conversion element 201 is reset, and then X-rays are exposed. The X-ray tube voltage is ideally a square wave, but it takes a finite amount of time for the tube voltage to rise and fall. In particular, when the exposure time is short with pulsed X-rays, the tube voltage is no longer regarded as a square wave, but has a waveform as shown in FIG. 3 (a). That is, the energy of X-rays differs depending on the rising period, stable period, and falling period of X-rays.

そこで、立ち上がり期のＸ線３０１が曝射された後に、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、さらに安定期のＸ線３０２が曝射された後に信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎには立ち上がり期のＸ線３０１の信号（Ｒ_１）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは安定期のＸ線３０２の信号（Ｂ）に対応した画像３０４が読み出される。Therefore, after theX-ray 301 in the rising period is exposed, sampling is performed by the noisesample hold circuit 207N, and after theX-ray 302 in the stable period is exposed, sampling is performed by the signalsample hold circuit 207S. After that, the difference between thesignal line 21N and thesignal line 21S is read out as an image. At this time, the noisesample hold circuit 207N holds the signal (R₁ ) of the risingX-ray 301, and the signalsample hold circuit 207S holds the signal of the risingX-ray 301 and the signal of thestable X-ray 302. The sum of (R₁ + B) is retained. Therefore, the image 304 corresponding to the signal (B) of theX-ray 302 in the stable period is read out from the X-rayimage pickup apparatus 104.

次に、立下り期のＸ線３０３の曝射と、画像３０４の読み出しとが完了してから、再び信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、光電変換素子２０１のリセットを行い、再びノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７ＮにはＸ線が曝射されていない状態の信号が保持される。また、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２と立下り期のＸ線３０３の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは、立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２の信号と立下り期のＸ線３０３の信号に対応した画像３０６が読み出される。その後、画像３０６と画像３０４の差分を計算することで、立ち上がり期のＸ線３０１と立下り期のＸ線３０３の和（Ｒ_１＋Ｒ_２）に対応した画像３０５が得られる。Next, after the exposure of theX-ray 303 in the falling period and the reading of the image 304 are completed, sampling is performed again by the signalsample hold circuit 207S. After that, thephotoelectric conversion element 201 is reset, sampling is performed again by the noisesample hold circuit 207N, and the difference between thesignal line 21N and thesignal line 21S is read out as an image. At this time, the noisesample hold circuit 207N holds a signal in a state where X-rays are not exposed._{Further, the signal sample hold circuit 207S holds the sum (R 1} + B + R₂ ) of the signal of the risingX-ray 301, the signal of thestable X-ray 302, and the signal of the fallingX-ray 303. Therefore, the image 306 corresponding to the signal of theX-ray 301 in the rising period, the signal of theX-ray 302 in the stable period, and the signal of theX-ray 303 in the falling period is read from theX-ray imaging apparatus 104. Then, by calculating the difference between the image 306 and the image 304, the image 305 corresponding to_{the sum (R 1} + R₂ ) of theX-ray 301 in the rising period and theX-ray 303 in the falling period can be obtained.

サンプルホールド回路２０７及び光電変換素子２０１のリセットを行うタイミングは、Ｘ線発生装置１０１からＸ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。Ｘ線の曝射開始を検出する方法としては、Ｘ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好適に用いられる。また、光電変換素子２０１のリセットが完了した後、画素２０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も好適に用いられる。さらには、Ｘ線撮像装置１０４に二次元検出器１０６とは異なるＸ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も好適に用いられる。いずれの方式の場合も、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のサンプリング、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎのサンプリング、光電変換素子２０１のリセットを行う。 The timing for resetting thesample hold circuit 207 and thephotoelectric conversion element 201 is determined by using asynchronization signal 307 indicating that X-ray exposure has been started from theX-ray generator 101. As a method for detecting the start of X-ray exposure, a configuration in which the tube current of theX-ray generator 101 is measured and whether or not the current value exceeds a preset threshold value is preferably used. Further, a configuration is also preferably used in which after the reset of thephotoelectric conversion element 201 is completed, thepixel 20 is repeatedly read out to determine whether or not the pixel value exceeds a preset threshold value. Further, a configuration in which an X-ray detector different from the two-dimensional detector 106 is built in the X-rayimage pickup apparatus 104 and whether or not the measured value exceeds a preset threshold value is also preferably used. In either method, the signalsample hold circuit 207S is sampled, the noisesample hold circuit 207N is sampled, and thephotoelectric conversion element 201 is reset after a predetermined time has elapsed from the input of thesynchronization signal 307.

以上のようにして、パルスＸ線の安定期に対応した画像３０４と、立ち上がり期と立下り期の和に対応した画像３０５を得る。二枚の画像を形成する際に曝射されたＸ線のエネルギーが異なるため、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処理を行うことができる。 As described above, the image 304 corresponding to the stable period of the pulse X-ray and the image 305 corresponding to the sum of the rising period and the falling period are obtained. Since the energies of the X-rays exposed when forming the two images are different, the energy subtraction processing can be performed by performing the calculation between the images.

図３（ｂ）に、第１実施形態に係る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った場合の駆動タイミングを示す。図３（ａ）とは、Ｘ線の管電圧を能動的に切り替えている点が異なる。 FIG. 3B shows the drive timing when energy subtraction is performed in the radiation imaging system according to the first embodiment. It differs from FIG. 3A in that the X-ray tube voltage is actively switched.

まず、光電変換素子２０１のリセットを行ってから、低エネルギーのＸ線４０１を曝射する。その後、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行ってから、管電圧を切り替えて高エネルギーのＸ線４０２が曝射された後に、信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、管電圧を切り替えて低エネルギーのＸ線４０３の曝射を行う。さらに、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎには低エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｒ_１）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは、高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）に対応した画像４０４が読み出される。First, thephotoelectric conversion element 201 is reset, and then low-energy X-rays 401 are exposed. After that, sampling is performed by the noisesample hold circuit 207N, and after the tube voltage is switched and high-energy X-ray 402 is exposed, sampling is performed by the signalsample hold circuit 207S. After that, the tube voltage is switched to expose the low-energy X-ray 403. Further, the difference between thesignal line 21N and thesignal line 21S is read out as an image. At this time, the noisesample hold circuit 207N holds the low-energy X-ray 401 signal (R₁ ), and the signalsample hold circuit 207S holds the low-energy X-ray 401 signal and the high-energy X-ray 402 signal. The sum of (R₁ + B) is retained. Therefore, theimage 404 corresponding to the high-energy X-ray 402 signal (B) is read from theX-ray imaging apparatus 104.

次に、低エネルギーのＸ線４０３の曝射と、画像４０４の読み出しとが完了してから、再び信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、光電変換素子２０１のリセットを行い、再びノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７ＮにはＸ線が曝射されていない状態の信号が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２と低エネルギーのＸ線４０３の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２の信号と低エネルギーのＸ線４０３の信号に対応した画像４０６が読み出される。その後、画像４０６と画像４０４の差分を計算することで、低エネルギーのＸ線４０１と低エネルギーのＸ線４０３の和（Ｒ_１＋Ｒ_２）に対応した画像４０５が得られる。同期信号４０７については、図３（ａ）と同様である。このように、管電圧を能動的に切り替えながら画像を取得することで、図３（ａ）の方法に比べて低エネルギーと高エネルギーの画像の間のエネルギー差をより大きくすることが出来る。Next, after the exposure of the low-energy X-ray 403 and the reading of theimage 404 are completed, sampling is performed again by the signalsample hold circuit 207S. After that, thephotoelectric conversion element 201 is reset, sampling is performed again by the noisesample hold circuit 207N, and the difference between thesignal line 21N and thesignal line 21S is read out as an image. At this time, the noisesample hold circuit 207N holds a signal in a state where X-rays are not exposed, and the signalsample hold circuit 207S holds a low-energy X-ray 401 signal, a high-energy X-ray 402, and a low-energy signal. The sum of the signals of the X-ray 403 (R₁ + B + R₂ ) is maintained. Therefore, theimage 406 corresponding to the low-energy X-ray 401 signal, the high-energy X-ray 402 signal, and the low-energy X-ray 403 signal is read from theX-ray imaging apparatus 104. Then, by calculating the difference between theimage 406 and theimage 404, animage 405 corresponding to_{the sum (R 1} + R₂ ) of the low-energy X-ray 401 and the low-energy X-ray 403 can be obtained. Thesynchronization signal 407 is the same as in FIG. 3 (a). By acquiring images while actively switching the tube voltage in this way, the energy difference between the low-energy and high-energy images can be made larger than that of the method of FIG. 3A.

次に、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処理は、補正処理、信号処理、画像処理の３段階に分かれている。以下、各段階の処理を説明する。 Next, the energy subtraction processing of the present embodiment will be described with reference to FIG. The energy subtraction processing in the present embodiment is divided into three stages of correction processing, signal processing, and image processing. The processing of each stage will be described below.

・補正処理の説明
図４（ａ）は、本実施形態に係るエネルギーサブトラクション処理における補正処理のブロック図を示す。まず、Ｘ線撮像装置１０４にＸ線を曝射せずに撮像を行い、図３（ａ）または図３（ｂ）に示した駆動で画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出されるが、１枚目の画像をＦ＿ＯＤＤ、２枚目の画像をＦ＿ＥＶＥＮとする。Ｆ＿ＯＤＤとＦ＿ＥＶＥＮは、Ｘ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、被写体がない状態でＸ線撮像装置１０４にＸ線を曝射して撮像を行い、図３（ａ）または図３（ｂ）に示した駆動で画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出されるが、１枚目の画像をＷ＿ＯＤＤ、２枚目の画像をＷ＿ＥＶＥＮとする。Ｗ＿ＯＤＤとＷ＿ＥＶＥＮは、Ｘ線撮像装置１０４のＦＰＮとＸ線による信号の和に対応する画像である。従って、Ｗ＿ＯＤＤからＦ＿ＯＤＤを、Ｗ＿ＥＶＥＮからＦ＿ＥＶＥＮを減算することで、Ｘ線撮像装置１０４のＦＰＮが除去された画像ＷＦ＿ＯＤＤとＷＦ＿ＥＶＥＮが得られる。これをオフセット補正と呼ぶ。-Explanation of correction processing FIG. 4A shows a block diagram of correction processing in the energy subtraction processing according to the present embodiment. First, an image is taken without exposing the X-rayimage pickup apparatus 104 to X-rays, and an image is acquired by the drive shown in FIG. 3 (a) or FIG. 3 (b). At this time, two images are read out, and the first image is F_ODD and the second image is F_EVEN. F_ODD and F_EVEN are images corresponding to the fixed pattern noise (FPN) of theX-ray imaging apparatus 104. Next, X-rays are exposed to the X-rayimage pickup apparatus 104 in the absence of a subject to perform an image pickup, and an image is acquired by the drive shown in FIG. 3 (a) or FIG. 3 (b). At this time, two images are read out, and the first image is W_ODD and the second image is W_EVEN. W_ODD and W_EVEN are images corresponding to the sum of the signals of the FPN and the X-ray of theX-ray imaging apparatus 104. Therefore, by subtracting F_ODD from W_ODD and F_EVEN from W_EVEN, the images WF_ODD and WF_EVEN from which the FPN of theX-ray imaging apparatus 104 has been removed can be obtained. This is called offset correction.

ＷＦ＿ＯＤＤは安定期のＸ線３０２（または高エネルギーのＸ線４０２）に対応する画像である。また、ＷＦ＿ＥＶＥＮは、立ち上がり期のＸ線３０１、安定期のＸ線３０２、立下り期のＸ線３０３の和（または、低エネルギーのＸ線４０１と４０３、および高エネルギーのＸ線４０２の和）に対応する画像である。従って、ＷＦ＿ＥＶＥＮからＷＦ＿ＯＤＤを減算することで、立ち上がり期のＸ線３０１と立下り期のＸ線３０３の和に対応する画像が得られる。立ち上がり期のＸ線３０１と立下り期のＸ線３０３のエネルギーは、安定期のＸ線３０２のエネルギーに比べて低い。従って、ＷＦ＿ＥＶＥＮからＷＦ＿ＯＤＤを減算することで、被写体がない場合の低エネルギー画像Ｗ＿Ｌｏｗが得られる。また、ＷＦ＿ＯＤＤから、被写体がない場合の高エネルギー画像Ｗ＿Ｈｉｇｈが得られる。これを色補正と呼ぶ。 WF_ODD is an image corresponding to X-ray 302 (or high-energy X-ray 402) in the stable period. WF_EVEN is the sum ofX-rays 301 in the rising phase,X-rays 302 in the stable phase, andX-rays 303 in the falling phase (or the sum of low-energy X-rays 401 and 403 and high-energy X-rays 402). It is an image corresponding to. Therefore, by subtracting WF_ODD from WF_EVEN, an image corresponding to the sum of the risingX-ray 301 and the fallingX-ray 303 can be obtained. The energies of the risingX-rays 301 and the fallingX-rays 303 are lower than the energies of thestable X-rays 302. Therefore, by subtracting WF_ODD from WF_EVEN, a low-energy image W_Low when there is no subject can be obtained. Further, from WF_ODD, a high-energy image W_High when there is no subject can be obtained. This is called color correction.

次に、被写体がある状態でＸ線撮像装置１０４にＸ線を曝射して撮像を行い、図３（ａ）または図３（ｂ）に示した駆動で画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出されるが、１枚目の画像をＸ＿ＯＤＤ、２枚目の画像をＸ＿ＥＶＥＮとする。被写体がない場合と同様の減算を行うことで、被写体がある場合の低エネルギー画像Ｘ＿Ｌｏｗと、被写体がある場合の高エネルギー画像Ｘ＿Ｈｉｇｈが得られる。 Next, an image is taken by exposing the X-rayimage pickup apparatus 104 to X-rays in a state where the subject is present, and the image is acquired by the drive shown in FIG. 3 (a) or FIG. 3 (b). At this time, two images are read out, and the first image is X_ODD and the second image is X_EVEN. By performing the same subtraction as when there is no subject, a low-energy image X_Low when there is a subject and a high-energy image X_High when there is a subject can be obtained.

ここで、被写体の厚みをｄ、被写体の線減弱係数をμ、被写体がない場合の画素２０の出力をＩ_０、被写体がある場合の画素２０の出力をＩとすると、以下の式（１）が成り立つ。

Here, assuming that the thickness of the subject is d, the line attenuation coefficient of the subject is μ, the output of thepixel 20 when there is no subject is I₀ , and the output of thepixel 20 when there is a subject is I, the following equation (1) Holds.

（１）式を変形すると、以下の式（２）が得られる。式（２）の右辺は被写体の減弱率を示す。被写体の減弱率は０〜１の間の実数である。

By modifying the equation (1), the following equation (2) is obtained. The right side of equation (2) indicates the attenuation rate of the subject. The attenuation rate of the subject is a real number between 0 and 1.

従って、被写体がある場合の低エネルギー画像Ｘ＿Ｌｏｗを、被写体がない場合の低エネルギー画像Ｗ＿Ｌｏｗで除算することで、低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌが得られる。同様に、被写体がある場合の高エネルギー画像Ｘ＿Ｈｉｇｈを、被写体がない場合の高エネルギー画像Ｗ＿Ｈｉｇｈで除算することで、高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈが得られる。これをゲイン補正と呼ぶ。 Therefore, by dividing the low-energy image X_Low when there is a subject by the low-energy image W_Low when there is no subject, an image L with an attenuation rate at low energy can be obtained. Similarly, by dividing the high-energy image X_High when there is a subject by the high-energy image W_High when there is no subject, an image H having an attenuation rate at high energy can be obtained. This is called gain correction.

・信号処理の説明
図４（ｂ）に、エネルギーサブトラクション処理における信号処理のブロック図を示す。信号処理では、図４（ａ）に示した補正処理によって得られた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から、分離画像を求める。ここでは、分離画像の一例として、骨の厚さの画像Ｂ（骨画像Ｂともいう）と軟部組織の厚さの画像Ｓ（軟部組織画像Ｓともいう）を求める場合を説明する。-Explanation of signal processing Fig. 4 (b) shows a block diagram of signal processing in energy subtraction processing. In the signal processing, a separated image is obtained from the image L of the attenuation rate at low energy and the image H of the attenuation rate at high energy obtained by the correction process shown in FIG. 4 (a). Here, as an example of the separated image, a case where an image B of the bone thickness (also referred to as a bone image B) and an image S of the thickness of the soft tissue (also referred to as a soft tissue image S) are obtained will be described.

まず、Ｘ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、エネルギーＥにおける骨の線減弱係数をμ_Ｂ（Ｅ）、エネルギーＥにおける軟部組織の線減弱係数をμ_Ｓ（Ｅ）、減弱率をＩ／Ｉ_０とすると、以下の式（３）が成り立つ。

First, the energy of X-ray photons is E, the number of photons in energy E is N (E), the thickness of bone is B, the thickness of soft tissue is S, and the linear attenuation coefficient of bone in energy E is μ_B (E). Assuming that the linear attenuation coefficient of the soft tissue at energy E is μ_S (E) and the attenuation rate is I / I₀ , the following equation (3) holds.

エネルギーＥにおけるフォトン数Ｎ（Ｅ）は、Ｘ線のスペクトルである。Ｘ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μ_Ｂ（Ｅ）とエネルギーＥおける軟部組織の線減弱係数μ_Ｓ（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、Ｘ線のスペクトルＮ（Ｅ）における減弱率Ｉ／Ｉ_０を計算することが可能である。The photon number N (E) at the energy E is an X-ray spectrum. The X-ray spectrum can be obtained by simulation or actual measurement. Further, the linear attenuation coefficient μ_B (E) of bone in energy E and the linear attenuation coefficient μ_S (E) of soft tissue in energy E can be obtained from a database such as NIST. That is, it is possible to calculate an arbitrary bone thickness B, soft tissue thickness S, and attenuation rate I / I_{0 in the X-ray spectrum N (E).}

ここで、低エネルギーのＸ線におけるスペクトルをＮ_Ｌ（Ｅ）、高エネルギーのＸ線におけるスペクトルをＮ_Ｈ（Ｅ）とすると、以下の式（４）が成り立つ。

Here, assuming that the spectrum of low-energy X-rays is N_L (E) and the spectrum of high-energy X-rays is_NH (E), the following equation (4) holds.

式（４）の非線形連立方程式を解くことで、骨の厚みＢと軟部組織の厚みＳを求めることができる。非線形連立方程式を解く代表的な方法として、ニュートンラフソン法を用いた場合について説明する。まず、ニュートンラフソン法の反復回数をｍ、ｍ回目の反復後の骨の厚みをＢ^ｍ、ｍ回目の反復後の軟部組織の厚みをＳ^ｍとしたとき、ｍ回目の反復後の高エネルギーの減弱率をＨ^ｍ、ｍ回目の反復後の低エネルギーの減弱率Ｌ^ｍを、以下の式（５）で表す。

By solving the nonlinear simultaneous equations of the equation (4), the bone thickness B and the soft tissue thickness S can be obtained. A case where the Newton-Raphson method is used as a typical method for solving a nonlinear simultaneous equation will be described. First, the number of iterations m Newton Raphson method, the m-th thickness B^m of the bone after^iterations, when the thickness of the soft tissue after the m-th iteration was S^m, the high energy after the m-th iteration The attenuation rate is^{expressed by H m} , and the low energy attenuation rate L^m after the mth repetition is expressed by the following equation (5).

また、厚みが微小に変化したときの減弱率の変化率を、以下の式（６）で表す。

Further, the rate of change in the attenuation rate when the thickness changes slightly is expressed by the following equation (6).

このとき、ｍ＋１回目の反復後の骨の厚みＢ^ｍ＋１と軟部組織の厚みＳ^ｍ＋１を、高エネルギーの減弱率Ｈと低エネルギーの減弱率Ｌを用いて、以下の式（７）で表す。

At this time, the bone thickness B^{m + 1} and the soft tissue thickness S^{m + 1} after the m + 1th repetition are expressed by the following equation (7) using the high energy attenuation rate H and the low energy attenuation rate L.

２×２の行列の逆行列は、行列式をｄｅｔとすると、クラメルの公式より以下の式（８）で表される。

The inverse matrix of a 2 × 2 matrix is represented by the following equation (8) from Cramer's rule, where the determinant is set.

従って、式（７）に式（８）を代入すると、以下の式（９）が求まる。

Therefore, by substituting the equation (8) into the equation (7), the following equation (9) can be obtained.

このような計算を繰り返すことで、ｍ回目の反復後の高エネルギーの減弱率Ｈ^ｍと実測した高エネルギーの減弱率Ｈの差分が限りなく０に近づいていく。低エネルギーの減弱率Ｌについても同様である。これによって、ｍ回目の反復後の骨の厚みＢ^ｍが骨の厚みＢに収束し、ｍ回目の軟部組織の厚みＳ^ｍが軟部組織の厚みＳに収束する。以上のようにして、式（４）に示した非線形連立方程式を解くことができる。従って、全ての画素について式（４）を計算することで、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から、骨の厚さの画像Ｂ、軟部組織の厚さの画像Ｓを得ることができる。By repeating such a calculation,^{the difference between the high energy attenuation rate H m} after the mth repetition and the measured high energy attenuation rate H approaches 0 as much as possible. The same applies to the low energy attenuation rate L. As a result, the bone thickness B^m after the m-th repetition converges to the bone thickness B, and the m-th soft tissue thickness S^m converges to the soft tissue thickness S. As described above, the nonlinear simultaneous equations shown in Eq. (4) can be solved. Therefore, by calculating the equation (4) for all the pixels, from the image L of the attenuation rate at low energy and the image H of the attenuation rate at high energy, the image B of the bone thickness and the image of the thickness of the soft tissue S can be obtained.

なお、本実施形態では分離画像の例として、骨の厚さＢと軟部組織の厚さＳの画像を算出する例を示したが、本実施形態はこのような形態に限定されない。例えば、分離画像として水の厚さＷと造影剤の厚さＩを算出してもよい。すなわち、任意の二種類の物質の厚さに分解してもよい。また、図４（ａ）の補正処理によって得られた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から、実効原子番号Ｚの画像と面密度Ｄの画像を分離画像として求めてもよい。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り、面密度Ｄとは被写体の密度［ｇ／ｃｍ^３］と被写体の厚み［ｃｍ］の積である。当然のことながら、低エネルギー画像と高エネルギー画像に対して、これ以外の演算を行って分離画像を生成してもよい。すなわち、本発明の信号処理は、低エネルギー画像と高エネルギー画像を演算すること（エネルギーサブトラクション処理）で、エネルギーサブトラクション画像を生成する処理であるといえる。本明細書では、エネルギーサブトラクション画像と分離画像は同義であるとする。In the present embodiment, as an example of the separated image, an example of calculating an image of the bone thickness B and the soft tissue thickness S is shown, but the present embodiment is not limited to such an embodiment. For example, the thickness W of water and the thickness I of the contrast medium may be calculated as separated images. That is, it may be decomposed into the thicknesses of any two kinds of substances. Further, the image of the effective atomic number Z and the image of the surface density D are obtained as separated images from the image L of the attenuation rate at low energy and the image H of the attenuation rate at high energy obtained by the correction process of FIG. 4A. You may. The effective atomic number Z is the equivalent atomic number of the mixture, and the surface density D is^{the product of the density of the subject [g / cm 3} ] and the thickness of the subject [cm]. As a matter of course, the low-energy image and the high-energy image may be subjected to other calculations to generate a separated image. That is, it can be said that the signal processing of the present invention is a process of generating an energy subtraction image by calculating a low energy image and a high energy image (energy subtraction processing). In the present specification, the energy subtraction image and the separated image are synonymous.

また、本実施形態では、ニュートンラフソン法を用いて非線形連立方程式を解く例を示したが、このような形態に限定されるものではない。例えば、最小二乗法や二分法などの反復解法を用いてもよい。また、本実施形態では非線形連立方程式を反復解法で解いていたが、このような形態に限定されるものではない。様々な組み合わせの高エネルギーの減弱率Ｈと低エネルギーの減弱率Ｌに対する骨の厚みＢや軟部組織の厚みＳを事前に求めてテーブルを生成し、このテーブルを参照することで骨の厚みＢや軟部組織の厚みＳを高速に求める構成を用いても良い。 Further, in the present embodiment, an example of solving a nonlinear simultaneous equation using the Newton-Raphson method is shown, but the present invention is not limited to such an embodiment. For example, iterative solutions such as the least squares method and the dichotomy method may be used. Further, in the present embodiment, the nonlinear simultaneous equations are solved by the iterative method, but the present invention is not limited to such a form. Bone thickness B and soft tissue thickness S with respect to various combinations of high-energy attenuation rate H and low-energy attenuation rate L are obtained in advance to generate a table, and by referring to this table, bone thickness B and bone thickness B and A configuration may be used in which the thickness S of the soft tissue is obtained at high speed.

・表示用画像処理の説明
図４（ｃ）に、エネルギーサブトラクション処理に係る表示用画像処理のブロック図を示す。表示用画像処理では、上述した信号処理によって得られた分離画像を用いて表示用の画像を生成する。例えば図４（ｂ）に示した信号処理によって得られた骨画像Ｂに対して後処理を行うなどして、表示用画像を生成する。生成された表示用画像は、例えば、ディスプレイ１４５に表示される。そのような後処理としては、対数変換やダイナミックレンジ圧縮などが用いられ得る。なお、後処理の種類や強度をパラメータとして入力することで、処理の内容を切り替えてもよい。-Explanation of display image processing FIG. 4 (c) shows a block diagram of display image processing related to energy subtraction processing. In the display image processing, an image for display is generated using the separated image obtained by the above-mentioned signal processing. For example, a display image is generated by performing post-processing on the bone image B obtained by the signal processing shown in FIG. 4 (b). The generated display image is displayed on thedisplay 145, for example. As such post-processing, logarithmic conversion, dynamic range compression, or the like can be used. The content of the processing may be switched by inputting the type and intensity of the post-processing as parameters.

以上、エネルギーサブトラクション処理について説明した。なお、以下では、エネルギーサブトラクション処理における信号処理と表示用画像処理を総称して画像処理という。以下の実施形態では、上述した画像処理において、蓄積画像を用いてノイズを効果的に低減する構成が説明される。まず、本実施形態が用いる蓄積画像について説明する。上述したように、本実施形態では、１回のＸ線の照射に対して、Ｘ線の照射中と照射終了後のタイミングを含む複数のタイミングのサンプルホールドにより取得された複数の放射線画像から高エネルギー画像と低エネルギー画像が生成される。例えば、Ｘ線の照射終了後のタイミングで取得されるＸ線画像が蓄積画像として用いられ得る。図５は、本実施形態に係る蓄積画像を取得するための補正処理を実現する構成の一例を示すブロック図である。ディスプレイ１４５に表示するための画像としては、エネルギー分解能を持たない画像、すなわち既存の放射線撮像システムで撮影した画像と互換性のある画像である、蓄積画像Ａも好適に用いられる。蓄積画像Ａは、例えば図５で示すように、画像ＸＦ＿ＥＶＥＮを画像ＷＦ＿ＥＶＥＮで除算することにより生成される。画像ＸＦ＿ＥＶＥＮおよび画像ＷＦ＿ＥＶＥＮは図４（ａ）で説明したとおりである。すなわち、画像ＸＦ＿ＥＶＥＮは、被写体がある場合の立ち上がり期のＸ線３０１、安定期のＸ線３０２、立下り期のＸ線３０３の和に対応する。画像ＷＦ＿ＥＶＥＮは、被写体がない場合の立ち上がり期のＸ線３０１、安定期のＸ線３０２、立下り期のＸ線３０３の和に対応する。 The energy subtraction processing has been described above. In the following, signal processing and display image processing in energy subtraction processing are collectively referred to as image processing. In the following embodiments, in the above-mentioned image processing, a configuration for effectively reducing noise by using an accumulated image will be described. First, the stored image used in this embodiment will be described. As described above, in the present embodiment, one X-ray irradiation is high from a plurality of radiographic images acquired by sample holding at a plurality of timings including the timings during and after the X-ray irradiation. Energy and low energy images are generated. For example, an X-ray image acquired at the timing after the end of X-ray irradiation can be used as an accumulated image. FIG. 5 is a block diagram showing an example of a configuration for realizing a correction process for acquiring the stored image according to the present embodiment. As the image to be displayed on thedisplay 145, the stored image A, which is an image having no energy resolution, that is, an image compatible with an image taken by an existing radiation imaging system, is also preferably used. The stored image A is generated by dividing the image XF_EVEN by the image WF_EVEN, for example, as shown in FIG. The image XF_EVEN and the image WF_EVEN are as described in FIG. 4 (a). That is, the image XF_EVEN corresponds to the sum of theX-ray 301 in the rising period, theX-ray 302 in the stable period, and theX-ray 303 in the falling period when there is a subject. The image WF_EVEN corresponds to the sum of theX-ray 301 in the rising period, theX-ray 302 in the stable period, and theX-ray 303 in the falling period when there is no subject.

なお、蓄積画像Ａは、高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈと低エネルギーのおける減弱率の画像Ｌに係数をかけて加算することにより生成されてもよい。例えば、蓄積画像Ａは、式（１０）を用いて生成され得る。なお、蓄積画像Ａの算出において、一方の係数を０、他方の係数を１としてもよく、画像Ｈまたは画像Ｌそのものが蓄積画像Ａとして用いられ得る。すなわち、エネルギーサブトラクション処理の対象となる画像と撮影タイミングが実質的に同じであって、エネルギーサブトラクション処理が適用されていない画像が蓄積画像Ａとして用いられ得る。

The stored image A may be generated by multiplying the image H of the attenuation rate at high energy and the image L of the attenuation rate at low energy by a coefficient and adding them. For example, the stored image A can be generated using equation (10). In the calculation of the stored image A, one coefficient may be 0 and the other coefficient may be 1, and the image H or the image L itself can be used as the stored image A. That is, an image whose shooting timing is substantially the same as that of the image to be subjected to the energy subtraction processing and to which the energy subtraction processing is not applied can be used as the stored image A.

図６に、蓄積画像Ａと骨画像Ｂの一例を示す。通常の人体は、軟部組織と骨のみで構成されている。図１に示した放射線撮像システムを用いてＩＶＲ（画像下治療）を行うときは、血管に造影剤が注入される。また、カテーテルやガイドワイヤーを血管内に挿入し、ステントやコイルを留置するなどの処置が行われる。ＩＶＲでは、造影剤や医療用デバイスの位置と形状を確認しながら処置が行われる。従って、エネルギーサブトラクション処理を用いて造影剤や医療用デバイスのみの画像を分離する、又は、軟部組織や骨などの背景（画像）を除去することで、視認性を向上させることが望まれる。 FIG. 6 shows an example of the accumulated image A and the bone image B. The normal human body is composed only of soft tissues and bones. When performing IVR (interventional radiology) using the radiography imaging system shown in FIG. 1, a contrast medium is injected into a blood vessel. In addition, a catheter or guide wire is inserted into the blood vessel, and a stent or coil is placed. In IVR, treatment is performed while confirming the position and shape of the contrast medium and medical device. Therefore, it is desired to improve visibility by separating images of only contrast media and medical devices by using energy subtraction processing, or by removing backgrounds (images) such as soft tissues and bones.

図６（ａ）に示すように、通常の放射線撮像システムと互換性のある画像、すなわち蓄積画像Ａでは、軟部組織が見えてしまう。一方、図６（ｂ）に示されるように、本実施形態に係る放射線撮像システムにおける骨画像Ｂでは、軟部組織のコントラストを除去することができる。また、造影剤の主成分はヨウ素であり、医療用デバイスの主成分はステンレス等の金属である。いずれも、骨の主成分であるカルシウムよりも原子番号が大きいため、骨画像Ｂには、骨と造影剤と医療用デバイスが表示される。本願の発明者らが検討を行ったところ、高エネルギー画像Ｈと低エネルギー画像Ｌを水画像Ｗと造影剤画像Ｉに分離するなどしても、造影剤画像Ｉに骨と造影剤と医療用デバイスが表示されることが確認された。他の二物質の組み合わせであっても同様である。また、低エネルギーのＸ線と高エネルギーのＸ線の管電圧やフィルタを変えても同様である。いずれの場合にも、骨画像Ｂには、骨と造影剤と医療用デバイスが表示されることが確認された。 As shown in FIG. 6A, the soft tissue is visible in the image compatible with the normal radiation imaging system, that is, the accumulated image A. On the other hand, as shown in FIG. 6B, in the bone image B in the radiation imaging system according to the present embodiment, the contrast of the soft tissue can be removed. The main component of the contrast medium is iodine, and the main component of the medical device is a metal such as stainless steel. Since all of them have an atomic number larger than that of calcium, which is the main component of bone, bone, a contrast medium, and a medical device are displayed on the bone image B. As a result of examination by the inventors of the present application, even if the high-energy image H and the low-energy image L are separated into a water image W and a contrast medium image I, the contrast medium image I has bones, a contrast medium, and medical use. It was confirmed that the device was displayed. The same applies to the combination of the other two substances. The same applies even if the tube voltage and filter of low-energy X-rays and high-energy X-rays are changed. In each case, it was confirmed that the bone image B displayed the bone, the contrast medium, and the medical device.

胸部のＩＶＲを行うときの肺野部分などのように、軟部組織のコントラストが視認性を低下させている場合は、本実施形態に係る放射線撮像システムにおける骨画像Ｂを表示することで、造影剤や医療用デバイスの視認性が向上する可能性がある。しかしながら、骨画像Ｂは蓄積画像Ａよりもノイズが大きくなり、画質が劣化するという課題がある。そこで、本実施形態では、骨画像Ｂのノイズ低減を行う。ノイズ低減には、エネルギーサブトラクション処理による分離後の画像についてノイズ低減処理を行う構成と、エネルギーサブトラクション処理による分離前の画像についてノイズ低減処理を行う構成が考えられる。 When the contrast of the soft tissue reduces the visibility, such as in the lung field when performing IVR of the chest, the contrast agent is displayed by displaying the bone image B in the radiation imaging system according to the present embodiment. And may improve the visibility of medical devices. However, the bone image B has a problem that the noise becomes larger than that of the accumulated image A and the image quality deteriorates. Therefore, in the present embodiment, the noise of the bone image B is reduced. For noise reduction, a configuration in which noise reduction processing is performed on the image after separation by energy subtraction processing and a configuration in which noise reduction processing is performed on the image before separation by energy subtraction processing can be considered.

図７（ａ）に、エネルギーサブトラクション処理による分離後の画像にノイズ低減処理を行う画像処理のブロック図を示す。まずブロックＭＤ１において、図４（ｂ）の画像処理と同様の手順で、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈから、骨画像Ｂと軟部組織画像Ｓを求め、さらに骨画像Ｂと軟部組織画像Ｓを加算した厚み画像Ｔを生成する。そしてブロックＦ１において、厚み画像Ｔに対してノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施し、フィルタ処理後の厚み画像Ｔ'を生成する。ブロックＦ１のフィルタ処理には、ガウシアンフィルタやメディアンフィルタなどの空間方向のフィルタ、イプシロンフィルタやラプラシアンフィルタ等の構造保存型の空間方向のフィルタ、リカーシブフィルタ等の時間方向のフィルタなどが好適に用いられ得る。 FIG. 7A shows a block diagram of image processing in which noise reduction processing is performed on an image after separation by energy subtraction processing. First, in the block MD1, the bone image B and the soft tissue image S are obtained from the low energy image L and the high energy image H by the same procedure as the image processing of FIG. 4B, and further, the bone image B and the soft tissue image S are obtained. Is added to generate a thickness image T. Then, in the block F1, the thickness image T is subjected to a filter process for the purpose of noise reduction, and the thickness image T'after the filter process is generated. For the filter processing of the block F1, a spatial filter such as a Gaussian filter or a median filter, a structure-preserving spatial filter such as an epsilon filter or a Laplacian filter, a temporal filter such as a recursive filter, etc. are preferably used. obtain.

次にブロックＭＤ２において、フィルタ処理後の厚み画像Ｔ'と上述の蓄積画像Ａから、ノイズ低減された骨画像Ｂ'を生成する。蓄積画像Ａは、骨と軟部組織のみで構成されているという仮定（制約条件）の下、蓄積画像ＡにおけるスペクトルをＮ_Ａ（Ｅ）、軟部組織の厚みをＳ、骨の厚みをＢとすると、以下の式（１１）が成り立つ。

Next, in the block MD2, a noise-reduced bone image B'is generated from the filtered thickness image T'and the above-mentioned accumulated image A. Stored image A is under the assumption that consists only of the bone and soft tissue (constraints), the spectrum in the stored image A N_{A (E),} the thickness of the soft tissue S, When B the thickness of the bone , The following equation (11) holds.

ここで骨の厚みと軟部組織の厚みの和をＴとすると、Ｔ＝Ｂ＋Ｓより、式（１１）を変形して以下の式（１２）が成り立つ。

Here, assuming that the sum of the thickness of the bone and the thickness of the soft tissue is T, the following equation (12) is established by modifying the equation (11) from T = B + S.

式（１２）に、ある画素における蓄積画像の画素値Ａと厚みＴを代入して非線形方程式を解くことで、ある画素における骨の厚みＢを求めることが可能である。このとき、厚みＴの代わりに、フィルタ処理後の厚みＴ'を代入して式（１２）を解くと、骨の厚みＢ'が得られる。厚み画像Ｔは蓄積画像Ａと比較して連続性が高いため、高周波成分が含まれない。従って、フィルタ処理を行ってノイズを除去しても、信号成分が失われにくい。このようにしてノイズ低減された厚み画像Ｔ'と、元々ノイズが少ない蓄積画像Ａを用いることで、ノイズ低減された骨画像Ｂ'を得ることができる。同様に、式（１１）をＢ＝Ｔ−Ｓを用いて変形することで、ノイズ低減された軟部組織画像Ｓ'を得ることも可能である。さらに、合成された画像Ｔを用いたがこれに限られるものではない。例えば、ＭＤ１で生成される軟部組織画像ＳをブロックＦ１でノイズ低減して得られる、ノイズ低減された軟部組織画像Ｓ'の画素値を式（１１）に代入することでノイズ低減された骨画像Ｂ'を得るようにしてもよい。また、ＭＤ１で生成される骨画像ＢをブロックＦ１でノイズ低減して得られる、ノイズ低減された骨画像Ｂ'の画素値を式（１１）に代入することでノイズ低減された軟部組織画像Ｓ'を得るようにしてもよい。 By substituting the pixel value A and the thickness T of the accumulated image in a certain pixel into the equation (12) and solving the nonlinear equation, it is possible to obtain the bone thickness B in a certain pixel. At this time, by substituting the filter-processed thickness T'instead of the thickness T and solving the equation (12), the bone thickness B'is obtained. Since the thickness image T has higher continuity than the accumulated image A, it does not contain high frequency components. Therefore, even if the noise is removed by performing the filtering process, the signal component is not easily lost. By using the thickness image T'with noise reduction in this way and the accumulated image A with originally low noise, a bone image B'with noise reduction can be obtained. Similarly, by modifying the equation (11) using B = TS, it is possible to obtain a noise-reduced soft tissue image S'. Further, the synthesized image T is used, but the present invention is not limited to this. For example, the noise-reduced bone image by substituting the pixel value of the noise-reduced soft tissue image S', which is obtained by noise-reducing the soft tissue image S generated by MD1 in the block F1, into the equation (11). You may try to get B'. Further, the noise-reduced soft tissue image S is obtained by substituting the pixel value of the noise-reduced bone image B', which is obtained by noise-reducing the bone image B generated by MD1 in the block F1, into the equation (11). You may try to get'.

次に、エネルギーサブトラクション処理による分離前の画像にノイズ低減処理を行う画像処理の構成について説明する。図７（ｂ）に、分離前の画像にノイズ低減処理を行う画像処理のブロック図を示す。ブロックＦ２とブロックＦ３は、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈに対して、それぞれノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施し、ノイズ低減された低エネルギー画像Ｌ'と、ノイズ低減された高エネルギー画像Ｈ'を生成する。フィルタ処理には、例えば、ガウシアンフィルタやメディアンフィルタなどの空間方向のフィルタ、イプシロンフィルタやラプラシアンフィルタ等の構造保存型の空間方向のフィルタ、リカーシブフィルタ等の時間方向のフィルタなどが用いられ得る。ブロックＭＤ１では、図４（ｂ）と同様の手順で、ノイズ低減された低エネルギー画像Ｌ'とノイズ低減された高エネルギー画像Ｈ'から、ノイズ低減された骨画像Ｂ'が得られる。 Next, the configuration of image processing that performs noise reduction processing on the image before separation by energy subtraction processing will be described. FIG. 7B shows a block diagram of image processing in which noise reduction processing is performed on the image before separation. In the block F2 and the block F3, the low-energy image L and the high-energy image H are filtered for the purpose of noise reduction, respectively, and the noise-reduced low-energy image L'and the noise-reduced high-energy image L'are applied. Generate H'. For the filter processing, for example, a spatial filter such as a Gaussian filter or a median filter, a structure-preserving spatial filter such as an epsilon filter or a Laplacian filter, a temporal filter such as a recursive filter, or the like can be used. In the block MD1, the noise-reduced bone image B'is obtained from the noise-reduced low-energy image L'and the noise-reduced high-energy image H'in the same procedure as in FIG. 4 (b).

図７（ａ）のように二物質分離（エネルギーサブトラクション処理）のブロックであるＭＤ１の後にフィルタを適用するノイズ低減処理では、二物質分離に伴うノイズが低減される。一方、図７（ｂ）のように二物質分離のブロックであるＭＤ１の前にフィルタを適用するノイズ低減処理では、Ｘ線の量子ノイズが低減される。二物質分離に伴うノイズとＸ線の量子ノイズとが独立であれば、これらのノイズ低減処理を二重にかけることで、さらにノイズを低減できる可能性がある。 In the noise reduction process in which the filter is applied after MD1 which is a block of the two-substance separation (energy subtraction process) as shown in FIG. 7A, the noise associated with the two-substance separation is reduced. On the other hand, in the noise reduction process in which a filter is applied before MD1 which is a block for separating two substances as shown in FIG. 7B, quantum noise of X-rays is reduced. If the noise associated with the separation of two substances and the quantum noise of X-rays are independent, there is a possibility that the noise can be further reduced by performing these noise reduction processes twice.

そこで本願の発明者らが検討を行ったところ、蓄積画像Ａの標準偏差σ_Ａ、すなわちＸ線の量子ノイズと、骨画像Ｂの標準偏差σ_Ｂ、すなわち骨画像Ｂのノイズは、比例係数ε_Ｂを用いて、以下の式（１３）で表されることが判明した。

So where present inventors have conducted studies, standard deviation sigma_A storage image_A, i.e. the quantum noise of the X-ray, the standard deviation sigma_B of the bone image_B, i.e. the bone image B noise is proportional coefficient ε_{Using B} , it was found that it was represented by the following equation (13).

さらに、本願の発明者らの検討により、比例係数ε_Ｂは、式（１４）で近似できることが判明した。

Further, by the examination of the inventors of the present application,_{it was found that the proportional coefficient ε B} can be approximated by the equation (14).

比例係数ε_Ｂは、二物質分離に伴うノイズの増加率を示し、低エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｌ（Ｅ）、高エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｈ（Ｅ）、高エネルギーと低エネルギーの出力の比、物質の種類などによって決まる。しかしながら、Ｘ線の線量には依存しない。すなわち、二物質分離に伴うノイズの増加率と、Ｘ線の量子ノイズは、独立であると考えられる。また、本願の発明者らがさらに検討を行ったところ、空間周波数ｆ（ｆ＞０）におけるＸ線の量子ノイズの標準偏差σ_Ａ（ｆ）と、空間周波数ｆ（ｆ＞０）における骨画像のノイズの標準偏差σ_Ｂ（ｆ）の間には、以下の式（１５）が成り立つことが判明した。

Proportionality coefficient epsilon_B is second material accompanying the separation shows the rate of increase in the noise spectrum N_L at low energy X-rays_(E), the spectrum N_H in the X-ray of high energy_(E), the high-energy and low-energy It depends on the output ratio, the type of substance, etc. However, it does not depend on the dose of X-rays. That is, the rate of increase in noise due to the separation of two substances and the quantum noise of X-rays are considered to be independent. Further studies by the inventors of the present application show that the standard deviation σ_A (f) of the quantum noise of X-rays at the spatial frequency f (f> 0) and the bone image at the spatial frequency f (f> 0). It was found that the following equation (15) holds between the standard deviation σ_{B (f) of the noise of.}

式（１５）における比例定数ε_Ｂは、空間周波数によらず一定であった。従って、二物質分離に伴うノイズとＸ線の量子ノイズとは、各空間周波数ｆ（ｆ＞０）において独立であると言える。以上のことから、二物質分離に伴うノイズの低減処理と、Ｘ線の量子ノイズの低減処理を二重にかけることで、さらにノイズを低減できる可能性があることが分かった。_{The proportionality constant ε B} in the equation (15) was constant regardless of the spatial frequency. Therefore, it can be said that the noise associated with the separation of two substances and the quantum noise of X-rays are independent at each spatial frequency f (f> 0). From the above, it was found that there is a possibility that the noise can be further reduced by performing the noise reduction processing associated with the separation of the two substances and the X-ray quantum noise reduction processing in duplicate.

図８（ａ）に、本実施形態に係る画像処理のブロック図を示す。図８（ａ）では、二物質分離前の画像と二物質分離後の画像にノイズ低減処理が行われている。まずブロックＦ２とブロックＦ３において、図７（ｂ）と同様に、エネルギーサブトラクション処理を適用する前の画像である低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈに対して、それぞれノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施す。これにより、ノイズ低減された低エネルギー画像Ｌ'と、ノイズ低減された高エネルギー画像Ｈ'が生成される。ブロックＭＤ１では、図７（ａ）と同様に、ノイズ低減された低エネルギー画像Ｌ'とノイズ低減された高エネルギー画像Ｈ'から、ノイズ低減された骨画像Ｂ'とノイズ低減された軟部組織画像Ｓ'を求める。こうして、ノイズ低減された骨画像Ｂ'とノイズ低減された軟部組織画像Ｓ'の和の画像、すなわちノイズ低減された厚み画像Ｔ'が生成される。 FIG. 8A shows a block diagram of image processing according to the present embodiment. In FIG. 8A, noise reduction processing is performed on the image before the separation of the two substances and the image after the separation of the two substances. First, in the blocks F2 and F3, as in FIG. 7B, the low-energy image L and the high-energy image H, which are the images before the energy subtraction processing is applied, are filtered for the purpose of noise reduction, respectively. To give. As a result, a noise-reduced low-energy image L'and a noise-reduced high-energy image H'are generated. In the block MD1, similarly to FIG. 7A, the noise-reduced low-energy image L'and the noise-reduced high-energy image H'are changed to the noise-reduced bone image B'and the noise-reduced soft tissue image. Find S'. In this way, a sum image of the noise-reduced bone image B'and the noise-reduced soft tissue image S', that is, the noise-reduced thickness image T'is generated.

続いて、ブロックＦ１が、ノイズ低減された厚み画像Ｔ'に対してノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施すことにより、二重にノイズ低減された厚み画像Ｔ''が生成される。次に、図７（ａ）と同様に、ブロックＭＤ２が、二重にノイズ低減された厚み画像Ｔ''と蓄積画像Ａとから、二重にノイズ低減された骨画像Ｂ''を生成する。なお、図７（ａ）により上述したように、二重にノイズ低減された厚み画像Ｔ''と蓄積画像Ａとから、二重にノイズ低減された軟部組織画像Ｓ''を生成するようにしてもよい。或いは、二重にノイズ低減された骨画像Ｂ''と蓄積画像Ａとから、二重にノイズ低減された軟部組織画像Ｓ''を生成するようにしてもよい。また、二重にノイズ低減された軟部組織画像Ｓ''と蓄積画像Ａとから、二重にノイズ低減された骨画像Ｂ''が生成されるようにしてもよい。 Subsequently, the block F1 performs a filter process for noise reduction on the noise-reduced thickness image T', so that a double noise-reduced thickness image T'is generated. Next, as in FIG. 7A, the block MD2 generates a doubly noise-reduced bone image B ″ from the doubly noise-reduced thickness image T'' and the accumulated image A. .. As described above with reference to FIG. 7A, a doubly noise-reduced soft tissue image S'' is generated from the doubly noise-reduced thickness image T'' and the accumulated image A. You may. Alternatively, a doubly noise-reduced soft tissue image S'' may be generated from the doubly noise-reduced bone image B ″ and the accumulated image A. Further, a doubly noise-reduced bone image B ″ may be generated from the doubly noise-reduced soft tissue image S ″ and the accumulated image A.

なお、図８（ａ）のように二重にノイズ低減を行うときは、二物質分離を行うブロックＭＤ１の前に適用するフィルタのブロックＦ２及びＦ３と、ブロックＭＤ１の後に適用するフィルタのブロックＦ１との、種類や強度を同時に最適化する必要がある。二つのフィルタを単独に最適化した結果が最適とは限らないからである。例えば、時間方向のフィルタ又は空間方向のフィルタを二重にかけると、Ｘ線の量子ノイズと二物質分離に伴うノイズの増加率が独立ではなくなり、二つのノイズ低減の効果が積算されなくなる場合がある。従って、例えば、二物質分離を行うブロックＭＤ１の前に適用されるフィルタであるブロックＦ２及びＦ３では、時間方向のフィルタを適用し、ＭＤ１の後に適用するフィルタのブロックＦ１では空間方向のフィルタを適用する構成を用いることができる。当然のことながら、ブロックＦ２及びＦ３において空間方向のフィルタを適用し、ブロックＦ１において時間方向のフィルタを適用するようにしてもよい。 When double noise reduction is performed as shown in FIG. 8A, blocks F2 and F3 of the filter applied before the block MD1 for separating the two substances and block F1 of the filter applied after the block MD1 are used. It is necessary to optimize the type and strength at the same time. This is because the result of optimizing the two filters independently is not always optimal. For example, if a time-direction filter or a spatial-direction filter is applied twice, the quantum noise of X-rays and the noise increase rate due to the separation of two substances are not independent, and the effects of the two noise reductions may not be integrated. be. Therefore, for example, the time direction filter is applied to the blocks F2 and F3 which are the filters applied before the block MD1 which separates the two substances, and the spatial direction filter is applied to the block F1 of the filter applied after the MD1. Can be used. As a matter of course, the spatial filter may be applied in the blocks F2 and F3, and the temporal filter may be applied in the block F1.

なお、空間方向のフィルタまたは時間方向のいずれかのフィルタを二重にかける構成も採用可能であり、その場合には両者のカーネルの大きさ、フィルタ係数の大きさを異ならせることが好ましい。例えば、空間方向のフィルタを二重にかける場合は、ブロックＦ１のフィルタのカーネルを、ブロックＦ２、Ｆ３のカーネルより大きくする構成が好ましい。例えば、厚み画像Ｔは、蓄積画像Ａや高エネルギー画像Ｈ、低エネルギー画像Ｌに比べて空間における連続性が高いためである。また、時間方向のフィルタを二重にかける場合、ブロックＦ１のフィルタ係数を、ブロックＦ２，Ｆ３のフィルタのフィルタ係数より大きくする構成が好ましい。例えば、厚み画像Ｔは、蓄積画像Ａや高エネルギー画像Ｈ、低エネルギー画像Ｌに比べて時間変化が小さいためである。 It is also possible to adopt a configuration in which either the spatial filter or the temporal filter is applied twice, and in that case, it is preferable to make the size of the kernels and the size of the filter coefficients of both different. For example, when the spatial filter is applied twice, it is preferable that the kernel of the filter of the block F1 is larger than the kernel of the blocks F2 and F3. For example, the thickness image T has higher continuity in space than the stored image A, the high energy image H, and the low energy image L. Further, when the time direction filter is applied twice, it is preferable that the filter coefficient of the block F1 is larger than the filter coefficient of the filter of the blocks F2 and F3. For example, the thickness image T has a smaller time change than the stored image A, the high energy image H, and the low energy image L.

また、ブロックＦ１において、時間方向のフィルタと空間方向のフィルタの両方を適用する構成や、ブロックＦ２及びＦ３において時間方向のフィルタと空間方向のフィルタの両方を同時に適用する構成としてもよい。いずれの構成でも、空間方向または時間方向のフィルタが二物質分離のブロックＭＤ１の前後で二重に適用される場合は、ＭＤ１の後のフィルタのブロックＦ１におけるフィルタの係数またはカーネルをより大きくする構成が好適に用いられ得る。 Further, the block F1 may be configured to apply both the temporal filter and the spatial filter, or the blocks F2 and F3 may be configured to apply both the temporal filter and the spatial filter at the same time. In either configuration, if the spatial or temporal filter is applied doubly before and after the two-material separation block MD1, the filter coefficient or kernel in block F1 of the filter after MD1 is increased. Can be preferably used.

さらに、ブロックＦ２とブロックＦ３のフィルタ処理を蓄積画像に基づいて制御するようにしてもよい。図８（ｂ）に、本実施形態に係る画像処理のブロック図を示す。ブロックＦ２及びＦ３において、図８（ａ）と同様に、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈに対して、それぞれノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施し、ノイズ低減された低エネルギー画像Ｌ'と、ノイズ低減された高エネルギー画像Ｈ'を生成する。このフィルタ処理として、イプシロンフィルタやラプラシアンフィルタ等の構造保存型フィルタが好適に用いられる。イプシロンフィルタやラプラシアンフィルタは、画素値から被写体の構造を判定してフィルタの係数を変えることで、構造を保存したままノイズ低減を行うことができる。しかしながら、低エネルギー画像Ｌや高エネルギー画像Ｈには、Ｘ線の量子ノイズが含まれるため、線量が低くなるとノイズと構造の判定が困難となり、ノイズ低減効果が得にくくなるという課題がある。そこで、よりノイズの少ない蓄積画像Ａの画素値から被写体の構造を判定してフィルタの係数を変えつつ、低エネルギー画像Ｌや高エネルギー画像Ｈにフィルタを適用する構成が好適に用いられる。例えば、蓄積画像Ａから検出される構造のエッジ部を維持するようにブロックＦ２，ブロックＦ３のノイズ低減処理を制御することで、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈにおけるエッジ部が維持される。ブロックＭＤ１以降の処理は、図８（ａ）と同様である。 Further, the filter processing of the block F2 and the block F3 may be controlled based on the accumulated image. FIG. 8B shows a block diagram of image processing according to the present embodiment. In the blocks F2 and F3, similarly to FIG. 8A, the low-energy image L and the high-energy image H are filtered for the purpose of noise reduction, respectively, and the noise-reduced low-energy image L'is obtained. , Generates a noise-reduced high-energy image H'. As this filter processing, a structure-preserving filter such as an epsilon filter or a Laplacian filter is preferably used. The epsilon filter and the Laplacian filter can reduce noise while preserving the structure by determining the structure of the subject from the pixel values and changing the coefficient of the filter. However, since the low-energy image L and the high-energy image H contain X-ray quantum noise, there is a problem that when the dose is low, it becomes difficult to determine the noise and the structure, and it becomes difficult to obtain the noise reduction effect. Therefore, a configuration is preferably used in which the structure of the subject is determined from the pixel value of the stored image A with less noise, the coefficient of the filter is changed, and the filter is applied to the low-energy image L or the high-energy image H. For example, by controlling the noise reduction processing of the blocks F2 and F3 so as to maintain the edge portion of the structure detected from the accumulated image A, the edge portion in the low energy image L and the high energy image H is maintained. The processing after the block MD1 is the same as in FIG. 8A.

なお、図８（ｂ）では、ブロックＦ２とブロックＦ３に供給される蓄積画像を、図８（ａ）においてブロックＭＤ２へ供給される蓄積画像Ａと同じものとしたがこれに限られない。すなわち、ブロックＦ２とブロックＦ３に供給される蓄積画像は、ブロックＭＤ２へ供給される蓄積画像Ａと異なっていてもよい。例えば、ブロックＭＤ２には、式（１０）により生成された蓄積画像Ａが供給され、ブロックＦ２，Ｆ３の制御には高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈが用いられるようにしてもよい。また、ブロックＦ２とブロックＦ３は互いに異なるフィルタであってもよい。 In FIG. 8B, the stored images supplied to the blocks F2 and F3 are the same as the stored images A supplied to the block MD2 in FIG. 8A, but the storage image is not limited to this. That is, the stored image supplied to the block F2 and the block F3 may be different from the stored image A supplied to the block MD2. For example, the stored image A generated by the equation (10) may be supplied to the block MD2, and the image H having an attenuation rate at high energy may be used to control the blocks F2 and F3. Further, the block F2 and the block F3 may be filters different from each other.

以上のように、第１実施形態によれば、エネルギーサブトラクション処理により得られる分離画像のノイズの増加を抑制することができる。例えば、骨画像Ｂにおけるノイズの増加を抑制しつつ軟部組織を除去した画像を生成することができる。このような画像を表示することで、軟部組織のコントラストの視認性を低下させている場合に、造影剤や医療用デバイスの視認性が向上する。 As described above, according to the first embodiment, it is possible to suppress an increase in noise of the separated image obtained by the energy subtraction processing. For example, it is possible to generate an image in which soft tissue is removed while suppressing an increase in noise in the bone image B. By displaying such an image, the visibility of the contrast medium or the medical device is improved when the visibility of the contrast of the soft tissue is lowered.

なお、上記実施形態では、分離画像として骨画像Ｂと軟組織画像Ｓを取得したが、これに限られるものではない。例えば、分離画像として、実効原子番号Ｚと面密度Ｄを用いてもよい。この場合、２つの分離画像の和の画像は、厚み画像とは別のものとなる。また、分離画像に対するノイズ低減処理を、分離画像の和（Ｔ）に対して行っているが、これに限られるものではなく、いずれか一方の分離画像（ＢまたはＳ）に対して行うようにしてもよいことは上述したとおりである。例えば、図８（ａ）において、ブロックＭＤ１で得られた軟部組織画像Ｓ'を用いるようにすれば、ブロックＭＤ２の処理により、蓄積画像Ａとノイズ低減された軟組織画像Ｓ''からノイズ低減された骨画像Ｂ''を得ることができる。また、ブロックＭＤ２の処理において、Ｂ＝Ｔ−Ｓを用いて式（１１）を変形することにより、ノイズ低減された軟組織画像Ｓ''が得られることになる。また、ＭＤ１では、Ｂ，Ｓを生成し、それらの和からＴを得たが、２つのエネルギーの画像から直接Ｔを生成するようにしてもよい。 In the above embodiment, the bone image B and the soft tissue image S are acquired as the separated images, but the present invention is not limited to this. For example, the effective atomic number Z and the surface density D may be used as the separated image. In this case, the sum image of the two separated images is different from the thickness image. Further, the noise reduction processing for the separated image is performed on the sum (T) of the separated images, but the present invention is not limited to this, and the noise reduction processing is performed on one of the separated images (B or S). It may be as described above. For example, in FIG. 8A, if the soft tissue image S'obtained in the block MD1 is used, noise is reduced from the accumulated image A and the noise-reduced soft tissue image S'' by the processing of the block MD2. A bone image B'' can be obtained. Further, in the processing of the block MD2, by modifying the equation (11) using B = TS, a soft tissue image S'' with reduced noise can be obtained. Further, in MD1, B and S are generated and T is obtained from the sum of them, but T may be generated directly from the images of the two energies.

（第２実施形態）
第１実施形態では、軟部組織のコントラストが造影剤や医療用デバイスの視認性を低下させている場合に、軟部組織のコントラストを除去して、それらの視認性を向上する構成を説明した。第２実施形態では、骨のコントラストが造影剤や医療用デバイスの視認性を低下させている場合に、それらの視認性を向上させる構成を説明する。(Second Embodiment)
In the first embodiment, when the contrast of the soft tissue reduces the visibility of the contrast medium or the medical device, the contrast of the soft tissue is removed to improve the visibility thereof. In the second embodiment, when the contrast of the bone reduces the visibility of the contrast medium and the medical device, a configuration for improving the visibility of the contrast medium and the medical device will be described.

図９に軟部組織画像と厚み画像の例を示す。第１実施形態では、蓄積画像Ａの代わりに骨画像Ｂを表示することで、軟部組織のコントラストを除去していた。従って、蓄積画像Ａの代わりに軟部組織画像Ｓを表示することで、骨のコントラストを除去することができると期待される。しかしながら本願の発明者らが四肢のファントムの軟部組織画像Ｓを観察したところ、図９（ａ）に示されるように、軟部組織の厚みの減少として骨が視認できてしまうことが判明した。これは、骨の厚みの分だけ、軟部組織の厚みが減少するためである。また、骨画像Ｂと軟部組織画像Ｓの和の画像、すなわち厚み画像Ｔを観察したところ、図９（ｂ）に示されるように、骨のコントラストが消えて視認できなくなることが判明した。これは、骨が存在する領域における軟部組織の厚みの減少が、骨の厚みを加算することで相殺されるためである。 FIG. 9 shows an example of a soft tissue image and a thickness image. In the first embodiment, the contrast of the soft tissue is removed by displaying the bone image B instead of the accumulated image A. Therefore, it is expected that the bone contrast can be removed by displaying the soft tissue image S instead of the accumulated image A. However, when the inventors of the present application observed the soft tissue image S of the phantom of the limbs, it was found that the bone was visible as a decrease in the thickness of the soft tissue as shown in FIG. 9 (a). This is because the thickness of the soft tissue is reduced by the thickness of the bone. Further, when the sum image of the bone image B and the soft tissue image S, that is, the thickness image T was observed, it was found that the contrast of the bone disappeared and became invisible as shown in FIG. 9B. This is because the decrease in soft tissue thickness in the area where the bone is present is offset by adding the bone thickness.

さらに本願の発明者らが調査したところ、人体の骨の中には海綿骨や骨髄など、カルシウムを含まない領域が存在するものの、それらの内部は有機物で満たされている（気体で満たされていない）ことがわかった。すなわち、人体を一方向に投影したときの厚みは、連続的であると言える。そのため、ファントムだけでなく人体であっても、厚み画像Ｔを表示することで、骨のコントラストを除去することができる。なお、肺や消化器官のように気体を含みうる領域では、そのような厚みの連続性が成立しないことがある点に注意が必要である。また、乾燥人骨ファントムでは、海綿骨や骨髄の内部は空洞である（気体で満たされている）こと、鳥類など骨の内部が空洞になっている生物がいることについても、注意が必要である。 Furthermore, as a result of investigation by the inventors of the present application, although there are calcium-free regions such as cancellous bone and bone marrow in the bones of the human body, their interiors are filled with organic substances (filled with gas). No) turned out. That is, it can be said that the thickness when the human body is projected in one direction is continuous. Therefore, not only the phantom but also the human body can remove the contrast of the bone by displaying the thickness image T. It should be noted that such thickness continuity may not be established in regions that can contain gas, such as the lungs and digestive organs. It is also important to note that in dried human bone phantoms, the cancellous bone and bone marrow are hollow (filled with gas), and some organisms such as birds have hollow bones. ..

図１０に、蓄積画像と厚み画像の一例を示す。四肢に造影剤が注入されたとき、図１０（ａ）に示されるように、蓄積画像Ａでは骨と造影剤の両方のコントラストが視認できる。一方で、造影剤の主成分はヨウ素であり、骨の主成分であるカルシウムよりも原子番号が大きい。このため、図１０（ｂ）に示されるように、厚み画像Ｔにおいて骨のコントラストは消えるが、造影剤のコントラストは残る。従って、下肢のＩＶＲにおいて造影剤が大腿骨の皮質骨部分に重なる部分など、骨のコントラストが視認性を低下させている場合には、放射線撮像システムにおける厚み画像Ｔを表示することで、造影剤の視認性が向上する。 FIG. 10 shows an example of the accumulated image and the thickness image. When the contrast medium is injected into the limbs, as shown in FIG. 10A, the contrast between both the bone and the contrast medium can be visually recognized in the accumulated image A. On the other hand, the main component of the contrast medium is iodine, which has an atomic number higher than that of calcium, which is the main component of bone. Therefore, as shown in FIG. 10B, the contrast of the bone disappears in the thickness image T, but the contrast of the contrast medium remains. Therefore, when the contrast of the bone is reduced in visibility, such as in the IVR of the lower limbs where the contrast medium overlaps the cortical bone portion of the femur, the contrast medium is displayed by displaying the thickness image T in the radiation imaging system. Visibility is improved.

しかしながら、厚み画像Ｔは蓄積画像Ａよりもノイズが大きくなり、画質が劣化するという課題がある。第１実施形態で説明した構成（二重にノイズ低減処理を行う構成）によりノイズ低減処理された厚み画像Ｔが得られるが、第２実施形態では、蓄積画像Ａとの合成により厚み画像Ｔのノイズ低減を行う。 However, the thickness image T has a problem that the noise becomes larger than that of the accumulated image A and the image quality deteriorates. A noise-reduced thickness image T can be obtained by the configuration described in the first embodiment (a configuration in which noise reduction processing is performed doubly), but in the second embodiment, the thickness image T is combined with the accumulated image A. Reduce noise.

本願の発明者らが四肢のファントムや動物の四肢の骨付き肉などを撮影し、図４（ｂ）のような二物質分離を行って、骨画像Ｂ及び軟部組織画像Ｓを観察したところ、いくつかの特徴があることが判明した。
（１）骨がある領域には、軟部組織もある。
（２）軟部組織がある領域の多くには、骨がない。
（３）骨があるときは、一定以上の厚みがある。When the inventors of the present application photographed the phantoms of the limbs and the bone-in flesh of the limbs of animals, separated the two substances as shown in FIG. 4B, and observed the bone image B and the soft tissue image S. It turned out to have some features.
(1) In the area where the bone is located, there is also soft tissue.
(2) Many areas with soft tissue are boneless.
(3) When there is bone, it has a certain thickness or more.

特徴（３）より、骨の有無を判定する閾値をＢ_ｔｈとしたとき、Ｂ_ｔｈを上回るか否かで、ある領域に骨があるか否かを判定することが可能である。第２実施形態では、骨の有無によって処理を切り替えることで、厚み画像Ｔのノイズを低減する。From the feature (3), when the threshold value for determining the presence or absence of bone is B_th , it is possible to determine whether or not there is bone in a certain region depending on whether or not it exceeds_{B th.} In the second embodiment, the noise of the thickness image T is reduced by switching the processing depending on the presence or absence of bone.

図１１（ａ）に、第２実施形態に係る画像処理のブロック図を示す。まずブロックＭＤ１では、図４（ｂ）と同様の手順で、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈから、骨画像Ｂと軟部組織画像Ｓを求め、さらに骨画像Ｂと軟部組織画像Ｓを加算した厚み画像Ｔを生成する。 FIG. 11A shows a block diagram of image processing according to the second embodiment. First, in the block MD1, the bone image B and the soft tissue image S were obtained from the low energy image L and the high energy image H in the same procedure as in FIG. 4B, and the bone image B and the soft tissue image S were further added. A thickness image T is generated.

ブロックＭＤ３では、蓄積画像Ａから所定の制約条件を適用することにより疑似的な分離画像を生成する。本実施形態では、制約条件として、骨の厚みが０であるという仮定を用いて、疑似的な分離画像としての軟部組織画像を生成する。すなわち、ブロックＭＤ３は、蓄積画像Ａを用いて、骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔを以下のようにして生成する。なお、蓄積画像Ａは第１実施形態で説明したとおりである。まず、式（１１）にＢ＝０、ｔ＝Ｂ＋Ｓ＝Ｓを代入すると、式（１６）が成り立つ。

In the block MD3, a pseudo separated image is generated from the accumulated image A by applying a predetermined constraint condition. In the present embodiment, as a constraint condition, a soft tissue image as a pseudo separated image is generated using the assumption that the bone thickness is 0. That is, the block MD3 uses the accumulated image A to generate a thickness image t assuming that the bone thickness is 0 as follows. The accumulated image A is as described in the first embodiment. First, by substituting B = 0 and t = B + S = S into the equation (11), the equation (16) is established.

式（１６）に、ある画素における蓄積画像Ａの画素値を代入して非線形方程式を解くことで、骨の厚みが０であると仮定したときの厚みｔを求めることが可能である。骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔは、元々ノイズが少ない蓄積画像Ａを用いて求めたものであるため、厚み画像Ｔと比較してノイズが非常に小さい。 By substituting the pixel value of the accumulated image A in a certain pixel into the equation (16) and solving the nonlinear equation, it is possible to obtain the thickness t when the bone thickness is assumed to be 0. Since the thickness image t when the bone thickness is assumed to be 0 is originally obtained by using the accumulated image A having less noise, the noise is very small as compared with the thickness image T.

ブロックＭＤ４では、図４（ｂ）と同様の手順で、低エネルギー画像Ｌと高エネルギー画像Ｈから、骨画像Ｂを生成する。なお、ブロックＭＤ１で生成される骨画像Ｂを用いるようにしてもよい。 In the block MD4, the bone image B is generated from the low energy image L and the high energy image H in the same procedure as in FIG. 4 (b). The bone image B generated by the block MD1 may be used.

ブロックＳＥＬは、骨画像Ｂの画素値に基づいて骨の有無の判定を行い、その判定結果に従って厚み画像Ｔと厚み画像ｔのいずれかを選択し、ノイズ低減された厚み画像Ｔ'として出力する。厚み画像Ｔ'は、厚み画像Ｔと厚み画像ｔとから生成された合成画像である。本実施形態では、ブロックＭＤ４で生成された骨画像Ｂの画素値が骨の有無を判定する閾値Ｂ_ｔｈを上回る場合は、ブロックＳＥＬは骨があると判定し、厚み画像Ｔの画素値をノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値とする。他方、骨画像Ｂの画素値が閾値Ｂ_ｔｈを下回る場合は、ブロックＳＥＬは、骨が存在しないと判定し、骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔの画素値をノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値とする。以上のような構成により、骨がない領域におけるノイズを大幅に低減することが可能である。また、特徴（２）より、軟部組織がある領域の大部分は骨がない領域である。従って、厚み画像Ｔ'の多くの領域でノイズを大幅に低減することができる。The block SEL determines the presence or absence of bone based on the pixel value of the bone image B, selects either the thickness image T or the thickness image t according to the determination result, and outputs the noise-reduced thickness image T'. .. The thickness image T'is a composite image generated from the thickness image T and the thickness image t. In the present embodiment, when the pixel value of the bone image B generated by the block MD4_{exceeds the threshold Bth} for determining the presence or absence of bone, the block SEL determines that there is bone and makes the pixel value of the thickness image T noise. Let it be the pixel value of the thickness image T'after reduction. On the other hand, when the pixel value of the bone image B_{is less than the threshold Bth} , the block SEL determines that the bone does not exist and reduces the pixel value of the thickness image t when it is assumed that the bone thickness is 0. Let it be the pixel value of the later thickness image T'. With the above configuration, it is possible to significantly reduce noise in the boneless region. Further, from the feature (2), most of the region with soft tissue is a region without bone. Therefore, noise can be significantly reduced in many regions of the thickness image T'.

図１０（ｂ）で説明した通り、厚み画像Ｔにおいて骨のコントラストは消えるが、造影剤のコントラストは残る。しかしながら、図１０（ａ）の蓄積画像Ａと比較すると、造影剤のコントラストが低下しているという課題があることが分かる。また、厚み画像Ｔは蓄積画像Ａと比較してノイズが増加する。このため、下肢の末梢の血管など、血管径が細く造影剤の濃度が薄くなる部分において、造影剤のコントラストがノイズに埋もれて見えなくなるリスクがある。 As described in FIG. 10B, the contrast of the bone disappears in the thickness image T, but the contrast of the contrast medium remains. However, as compared with the accumulated image A of FIG. 10A, it can be seen that there is a problem that the contrast of the contrast medium is lowered. Further, the thickness image T has increased noise as compared with the accumulated image A. For this reason, there is a risk that the contrast of the contrast medium will be buried in noise and disappear in the portion where the blood vessel diameter is small and the concentration of the contrast medium is low, such as the peripheral blood vessels of the lower limbs.

第２実施形態の構成（図１１（ａ））によれば、末梢の血管などの造影剤の濃度が薄い部分においては、二物質分離時の骨画像Ｂの画素値が骨の有無を判定する閾値Ｂ_ｔｈを下回り、骨がないと判定される。従って、骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔの画素値が選択され、蓄積画像Ａと同等のコントラストとノイズを保つことができる。一方、造影剤の濃度が濃い部分においては、二物質分離時の骨画像Ｂの画素値が、骨の有無を判定する閾値Ｂ_ｔｈを上回り、骨があると判定される。この場合は厚み画像Ｔの画素値が選択され、造影剤のコントラスト低下とノイズの増加が起こり、蓄積画像Ａと比較して視認性が低下する可能性がある。しかしながら、そもそも造影剤の濃度が濃いため、視認できなくなるリスクは低いと考えられる。従って、ノイズ低減後の厚み画像Ｔ'を表示することで、造影剤の視認性が向上する。According to the configuration of the second embodiment (FIG. 11A), the pixel value of the bone image B at the time of separation of the two substances determines the presence or absence of bone in a portion where the concentration of the contrast medium is low, such as a peripheral blood vessel. It is judged that there is no bone below the threshold value B_th. Therefore, the pixel value of the thickness image t when the bone thickness is assumed to be 0 is selected, and the contrast and noise equivalent to those of the accumulated image A can be maintained. On the other hand, in the portion where the concentration of the contrast medium is high, the pixel value of the bone image B at the time of separation of the two substances_{exceeds the threshold value Bth} for determining the presence or absence of bone, and it is determined that there is bone. In this case, the pixel value of the thickness image T is selected, the contrast of the contrast medium is lowered, the noise is increased, and the visibility may be lowered as compared with the accumulated image A. However, since the concentration of the contrast medium is high in the first place, it is considered that the risk of becoming invisible is low. Therefore, by displaying the thickness image T'after noise reduction, the visibility of the contrast medium is improved.

図１１（ｂ）は、第２実施形態に係る画像処理の他の構成例を示すブロック図である。ブロックＭＤ１、ＭＤ３、ＭＤ４、ＳＥＬについては、図１１（ａ）と同様である。図１１（ｂ）の画像処理では、ブロックＦ４において、ブロックＭＤ４により求めた骨画像Ｂに対してノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施し、ノイズ低減された骨画像Ｂ'を生成する。フィルタ処理には、ガウシアンフィルタやメディアンフィルタなどの空間方向のフィルタ、イプシロンフィルタやラプラシアンフィルタ等の構造保存型の空間方向のフィルタ、リカーシブフィルタ等の時間方向のフィルタなどを好適に用い得る。ブロックＳＥＬには、骨画像Ｂの代わりにノイズ低減された骨画像Ｂ'が入力される。ブロックＳＥＬに入力される骨画像のノイズが低減されているため、骨の有無の判定精度を向上させることができる。 FIG. 11B is a block diagram showing another configuration example of image processing according to the second embodiment. The blocks MD1, MD3, MD4, and SEL are the same as those in FIG. 11A. In the image processing of FIG. 11B, in the block F4, the bone image B obtained by the block MD4 is subjected to a filter processing for the purpose of noise reduction to generate a noise-reduced bone image B'. For the filter processing, a spatial filter such as a Gaussian filter or a median filter, a structure-preserving spatial filter such as an epsilon filter or a Laplacian filter, a temporal filter such as a recursive filter, or the like can be preferably used. A noise-reduced bone image B'is input to the block SEL instead of the bone image B. Since the noise of the bone image input to the block SEL is reduced, the accuracy of determining the presence or absence of bone can be improved.

図１２は、第２実施形態に係る画像処理のさらに他の構成例を示すブロック図である。ブロックＭＤ１、ＭＤ３、ＭＤ４、Ｆ４は、図１１（ｂ）と同様である。図１２の画像処理では、骨の有無を判定する閾値Ｂ_ｔｈが複数設定されている。そしてブロックＡＤＤにおいて、厚み画像Ｔの画素値と、骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔの画素値とを合成して、ノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値を決定する。ここで合成の重み（合成比率）は、骨画像Ｂの画素値と、骨の有無を判定する複数の閾値Ｂ_ｔｈとから決定される。例えば、ノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値は以下の式（１７）で表される。

FIG. 12 is a block diagram showing still another configuration example of the image processing according to the second embodiment. The blocks MD1, MD3, MD4, and F4 are the same as those in FIG. 11B. In the image processing of FIG. 12, a_{plurality of threshold values Bth} for determining the presence or absence of bone are set. Then, in the block ADD, the pixel value of the thickness image T and the pixel value of the thickness image t when the bone thickness is assumed to be 0 are combined to determine the pixel value of the thickness image T'after noise reduction. do. Wherein the weight of the synthesis (synthesis ratio) is determined from the pixel values of the bone image B, a plurality of threshold B_th determines the presence or absence of bone. For example, the pixel value of the thickness image T'after noise reduction is expressed by the following equation (17).

図１１（ａ）、（ｂ）に示した画像処理では、骨の境界部分でノイズが不連続に切り替わるが、図１２に示した画像処理では、ノイズが連続的に切り替わるため、違和感を生じにくい。なお、図１２では、図１１（ｂ）の構成においてブロックＳＥＬをブロックＡＤＤで置き換えた構成を示したが、図１１（ａ）のブロックＳＥＬをブロックＡＤＤで置き換えてもよい（すなわち、ブロックＦ４が省略されてもよい）。 In the image processing shown in FIGS. 11A and 11B, the noise is discontinuously switched at the boundary portion of the bone, but in the image processing shown in FIG. 12, the noise is continuously switched, so that a sense of discomfort is unlikely to occur. .. Although FIG. 12 shows a configuration in which the block SEL is replaced with the block ADD in the configuration of FIG. 11B, the block SEL of FIG. 11A may be replaced with the block ADD (that is, the block F4 may be replaced with the block ADD). May be omitted).

なお、図１１（ａ）の構成において、Ｂ＞Ｂ_ｔｈの場合は合成画像（ブロックＳＥＬの出力）における疑似的な分離画像ｔの合成比を第１の値（０）、Ｂ≦Ｂ_ｔｈの場合は合成画像における疑似的な分離画像ｔの合成比を第２の値（１）としている。ここで、第１の値＝０、第２の値＝１に限られるものではなく、例えば、第１の値＝０．２、第２の値＝０．８などとしてもよい。図１１（ｂ）の構成についても同様である。また、図１２の構成では、骨画像Ｂ'の画素値が第１の閾値（Ｂ_ｔｈ０）から第２の閾値（Ｂ_ｔｈ１）へ変化するに従って、疑似的な分離画像ｔの合成画像（ブロックＡＤＤの出力）における比率を第１の値から第２の値へ変化させている。ここで、図１２では、第１の値＝１、第２の値＝０を例示しているが、これに限られるものではなく、例えば、第１の値＝０．８、第２の値＝０．２などとしてもよい。In the configuration of FIG. 11A, when B> B_th , the composite ratio of the pseudo separated image t in the composite image (output of the block SEL) is the first value (0), and B ≦ B_th . In the case, the composite ratio of the pseudo separated image t in the composite image is set to the second value (1). Here, the present invention is not limited to the first value = 0 and the second value = 1, and may be, for example, the first value = 0.2, the second value = 0.8, and the like. The same applies to the configuration of FIG. 11B. Further, in the configuration of FIG. 12, as the pixel value of the bone image_B'changes from the first threshold value (B th0) to the second threshold value (B_th1 ), a composite image (block ADD) of the pseudo separated image t The ratio in (output) is changed from the first value to the second value. Here, in FIG. 12, the first value = 1 and the second value = 0 are illustrated, but the present invention is not limited to this, and for example, the first value = 0.8 and the second value. = 0.2 and the like may be set.

なお、第２実施形態では、２つの分離画像（Ｂ，Ｓ）を合成した画像Ｔ（和の画像）と、分離画像（Ｓ）に対応する疑似的な分離画像ｔとの合成比率を、分離画像（Ｂ）の画素値と閾値との比較により決定したが、これに限られない。例えば、２つの分離画像とそれらを合成した画像の少なくとも１つ（Ｂ、Ｓ、Ｔの少なくとも１つ）と、これら２つの分離画像のいずれかに対応する疑似画像との合成比率を、２つの分離画像の少なくとも一方かの画素値と閾値との比較に基づいて決定してもよい。 In the second embodiment, the composite ratio of the image T (Japanese image) obtained by synthesizing the two separated images (B, S) and the pseudo separated image t corresponding to the separated image (S) is separated. It was determined by comparing the pixel value of the image (B) with the threshold value, but the present invention is not limited to this. For example, the composition ratio of at least one of the two separated images and the combined image (at least one of B, S, and T) and the pseudo image corresponding to one of these two separated images is set to two. It may be determined based on the comparison between the pixel value of at least one of the separated images and the threshold value.

（第３実施形態）
第３実施形態では、第１実施形態と同様に、胸部のＩＶＲを行うときの肺野部分などのように軟部組織のコントラストが視認性を低下させている場合に、ノイズ低減した骨画像Ｂを表示することで、造影剤や医療用デバイスの視認性を向上させる。第３実施形態では、第２実施形態で説明した、ノイズ低減された厚み画像を用いることで、第１実施形態よりもノイズ低減された骨画像を得る。なお、以下では、ノイズ低減された厚み画像を生成する構成として図１２の構成を適用した例が示されるが、図１１（ａ）、図１１（ｂ）の構成が用いられてもよい。(Third Embodiment)
In the third embodiment, as in the first embodiment, when the contrast of the soft tissue reduces the visibility, such as the lung field portion when performing IVR of the chest, the bone image B with reduced noise is obtained. The display improves the visibility of contrast media and medical devices. In the third embodiment, the noise-reduced thickness image described in the second embodiment is used to obtain a bone image with noise reduced as compared with the first embodiment. In the following, an example in which the configuration of FIG. 12 is applied as a configuration for generating a noise-reduced thickness image is shown, but the configurations of FIGS. 11 (a) and 11 (b) may be used.

図１３（ａ）に、第３実施形態に係る画像処理のブロック図を示す。ブロックＭＤ１、ＭＤ３、ＭＤ４、Ｆ４、ＡＤＤについては、図１２と同様である。また、ブロックＦ１、Ｆ２、Ｆ３、ＭＤ２については、図８（ａ）と同様である。これによって、二重にノイズ低減された厚み画像Ｔ''がブロックＡＤＤに供給されることで、三重にノイズ低減された厚み画像Ｔ'''が得られる。ブロックＭＤ２は、三重にノイズ低減された厚み画像Ｔ'''を用いることで、三重にノイズ低減された骨画像Ｂ'''を生成する。結果、第１実施形態（図８（ａ））の画像処理よりもノイズが低減された画像が得られることになり、造影剤や医療用デバイスの視認性がさらに向上する。 FIG. 13A shows a block diagram of image processing according to the third embodiment. The blocks MD1, MD3, MD4, F4, and ADD are the same as in FIG. The blocks F1, F2, F3, and MD2 are the same as those in FIG. 8A. As a result, the thickness image T ″ with double noise reduction is supplied to the block ADD, so that the thickness image T'''' with triple noise reduction can be obtained. The block MD2 generates a triple-noise-reduced bone image B'''by using a triple-noise-reduced thickness image T''''. As a result, an image with noise reduced as compared with the image processing of the first embodiment (FIG. 8A) can be obtained, and the visibility of the contrast medium and the medical device is further improved.

図１３（ｂ）は、第３実施形態に係る画像処理の他の構成例を示すブロック図である。ブロックＭＤ１、ＭＤ３、ＭＤ４、Ｆ４、ＡＤＤ、ブロックＦ１、Ｆ２、Ｆ３、ＭＤ２については、図１３（ａ）と同様である。図１３（ｂ）では、ブロックＦ５が、蓄積画像Ａに対してノイズ低減を目的としたフィルタ処理を施し、ノイズ低減された蓄積画像Ａ'が生成される。ノイズ低減された蓄積画像Ａ'を蓄積画像Ａの代わりにブロックＭＤ３とブロックＭＤ２に入力することで、図１３（ａ）の画像処理からさらにノイズが低減され、造影剤や医療用デバイスの視認性が向上する。 FIG. 13B is a block diagram showing another configuration example of image processing according to the third embodiment. The blocks MD1, MD3, MD4, F4, ADD, blocks F1, F2, F3, and MD2 are the same as in FIG. 13 (a). In FIG. 13B, the block F5 performs a filter process on the stored image A for the purpose of noise reduction, and the noise-reduced stored image A'is generated. By inputting the noise-reduced stored image A'into the block MD3 and the block MD2 instead of the stored image A, the noise is further reduced from the image processing of FIG. 13 (a), and the visibility of the contrast medium and the medical device is further reduced. Is improved.

なお、第１〜第３実施形態では、画像処理として蓄積画像Ａや骨画像Ｂや厚み画像Ｔを表示するための処理を行っているが、本発明はこのような形態に限定されない。高エネルギー画像Ｈや軟部組織画像Ｓを表示するようにしてもよい。また、図３（ｂ）に示したタイミングチャートで得られた画像や、図４（ａ）に示した補正で得られた画像や、図４（ｂ）に示した画像処理で得られた画像を用いてもよい。また、これらの画像に対する後処理として、対数変換やダイナミックレンジ圧縮を示したが、本発明はこのような形態に限定されない。リカーシブフィルタ等の時間方向のフィルタや、ガウシアンフィルタ等の空間方向のフィルタをかけるなどしてよい。すなわち、本実施形態における画像処理とは、撮影後又は補正後又は画像処理後の画像に対して任意の演算を行う処理であると言える。 In the first to third embodiments, processing for displaying the accumulated image A, the bone image B, and the thickness image T is performed as the image processing, but the present invention is not limited to such a form. A high-energy image H or a soft tissue image S may be displayed. Further, the image obtained by the timing chart shown in FIG. 3 (b), the image obtained by the correction shown in FIG. 4 (a), and the image obtained by the image processing shown in FIG. 4 (b). May be used. In addition, logarithmic conversion and dynamic range compression have been shown as post-processing for these images, but the present invention is not limited to such a form. A time-direction filter such as a recursive filter or a spatial-direction filter such as a Gaussian filter may be applied. That is, it can be said that the image processing in the present embodiment is a process of performing an arbitrary calculation on the image after shooting, correction, or image processing.

なお、第１〜第３実施形態では、Ｘ線撮像装置１０４は蛍光体を用いた間接型の放射線センサとしたが、このような形態に限定されない。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を用いてもよい。また、第１〜第３実施形態ではＸ線発生装置１０１の受動的な管電圧変化を利用するか（図３（ａ））、能動的に管電圧を切り替える（図３（ｂ））などしていたが、このような形態に限定されない。Ｘ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、Ｘ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。 In the first to third embodiments, theX-ray imaging apparatus 104 is an indirect radiation sensor using a phosphor, but theX-ray imaging device 104 is not limited to such a form. For example, a direct type radiation sensor using a direct conversion material such as CdTe may be used. Further, in the first to third embodiments, the passive tube voltage change of theX-ray generator 101 is used (FIG. 3 (a)), or the tube voltage is actively switched (FIG. 3 (b)). However, it is not limited to such a form. The energy of the radiation exposed to the X-rayimage pickup device 104 may be changed by, for example, switching the filter of theX-ray generator 101 with time.

さらに、第１〜第３実施形態ではＸ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ることで、エネルギーサブトラクションを行っていたがこのような形態に限定されない。例えば、二次元検出器１０６（センサ）を２枚積層することで、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を取得するなどしてもよい。 Further, in the first to third embodiments, energy subtraction is performed by changing the energy of the radiation exposed to theX-ray imaging apparatus 104, but the present invention is not limited to such an embodiment. For example, a method of changing the spectrum of radiation detected by the front sensor and the back sensor by stacking two two-dimensional detectors 106 (sensors) may be used. Further, by using a photon counting type sensor that counts the number of radiation quanta by energy, a plurality of images having different energies may be acquired.

また、第１〜第３実施形態では、放射線撮影システムの制御用コンピュータ１０３を用いてエネルギーサブトラクション処理を行っていたが、このような形態に限定されない。制御用コンピュータ１０３で取得した画像を別のコンピュータに転送して、エネルギーサブトラクション処理を行ってもよい。例えば、取得した画像を医療用のＰＡＣＳを介して別のパソコン（画像ビューア）に転送し、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好適に用いられる。すなわち、上記各実施形態では、互いにエネルギーが異なる放射線画像をエネルギーサブトラクション処理に提供できればよく、互いにエネルギーが異なる放射線画像を取得するための方法は、上記実施形態に限定されるものではない。 Further, in the first to third embodiments, the energy subtraction process is performed by using thecontrol computer 103 of the radiography system, but the present invention is not limited to such a mode. The image acquired by thecontrol computer 103 may be transferred to another computer to perform energy subtraction processing. For example, a configuration in which the acquired image is transferred to another personal computer (image viewer) via a medical PACS, energy subtraction processing is performed, and then displayed is preferably used. That is, in each of the above-described embodiments, it is sufficient that radiation images having different energies can be provided for the energy subtraction processing, and the method for acquiring the radiation images having different energies is not limited to the above-described embodiment.

（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。(Other Examples)
The present invention supplies a program that realizes one or more functions of the above-described embodiment to a system or device via a network or storage medium, and one or more processors in the computer of the system or device reads and executes the program. It can also be realized by the processing to be performed. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.

発明は上記実施形態に制限されるものではなく、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、発明の範囲を公にするために請求項を添付する。 The invention is not limited to the above embodiments, and various modifications and modifications can be made without departing from the spirit and scope of the invention. Therefore, a claim is attached to make the scope of the invention public.

１０１：Ｘ線発生装置、１０２：Ｘ線制御装置、１０３：制御用コンピュータ、１０４：Ｘ線発生装置101: X-ray generator, 102: X-ray control device, 103: control computer, 104: X-ray generator

Claims (18)

Translated fromJapanese

互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成する第１生成手段と、
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成する第２生成手段と、
前記第１の分離画像、前記第２の分離画像、前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、前記疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する合成手段と、
前記第１の分離画像と前記第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいて前記合成手段における前記合成の合成比率を決定する決定手段と、を備えることを特徴とする画像処理装置。A first generation means for generating a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies.
From the third radiographic image based on the radiographic image to which the energy subtraction processing is not applied, a pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image is obtained by using predetermined constraints. The second generation means to generate and
At least one of the first separated image, the second separated image, the third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image, and the pseudo separated image are combined. And the compositing means to generate a compositing image
An image processing apparatus comprising: a determination means for determining a composition ratio of the composition in the composition means based on at least one of the first separation image and the second separation image. 前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成して前記第３の分離画像を取得する取得手段をさらに備え、
前記決定手段は、前記第２の分離画像に基づいて前記第３の分離画像と前記疑似的な分離画像との合成比率を決定することを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。Further provided with an acquisition means for acquiring the third separated image by synthesizing the first separated image and the second separated image.
The image processing apparatus according to claim 1, wherein the determination means determines a composite ratio of the third separated image and the pseudo separated image based on the second separated image. 前記第１の分離画像は第１の物質の厚み画像であり、前記第２の分離画像は第２の物質の厚み画像であり、
前記第２生成手段は、前記第２の物質の厚みを０と仮定することを前記所定の制約条件として用いて前記疑似的な分離画像を生成することを特徴とする請求項１または２に記載の画像処理装置。The first separated image is a thickness image of the first substance, and the second separated image is a thickness image of the second substance.
The second generation means according to claim 1 or 2, wherein the pseudo-separated image is generated by using the assumption that the thickness of the second substance is 0 as the predetermined constraint condition. Image processing equipment. 前記決定手段は、前記第２の分離画像の各画素値と閾値との比較に基づいて前記合成比率を決定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the determination means determines the composition ratio based on a comparison between each pixel value of the second separated image and a threshold value. .. 前記決定手段は、前記第２の分離画像の画素値が所定の閾値を越える場合に前記疑似的な分離画像の前記合成画像における比率を第１の値に決定し、その他の場合に前記疑似的な分離画像の前記合成画像における比率を前記第１の値とは異なる第２の値に決定することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The determination means determines the ratio of the pseudo-separated image in the composite image to the first value when the pixel value of the second separated image exceeds a predetermined threshold value, and in other cases, the pseudo-determination means. The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the ratio of the separated image in the composite image is determined to a second value different from the first value. 前記決定手段は、前記第２の分離画像の画素値が第１の閾値から第２の閾値へ変化するに従って、前記疑似的な分離画像の前記合成画像における比率を第１の値から前記第１の値とは異なる第２の値へ変化させることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。 As the pixel value of the second separated image changes from the first threshold value to the second threshold value, the determining means changes the ratio of the pseudo separated image in the composite image from the first value to the first value. The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the value is changed to a second value different from the value of. 前記第１の値は０、前記第２の値は１であることを特徴とする請求項５または６に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to claim 5 or 6, wherein the first value is 0 and the second value is 1. 前記第２の分離画像にノイズ低減処理を適用する第１処理手段をさらに備え、
前記決定手段は、前記第１処理手段によるノイズ低減処理の後の前記第２の分離画像に基づいて前記合成比率を決定することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の画像処理装置。A first processing means for applying noise reduction processing to the second separated image is further provided.
The determination means according to any one of claims 1 to 7, wherein the determination means determines the synthesis ratio based on the second separated image after the noise reduction processing by the first processing means. Image processing device. 前記エネルギーサブトラクション処理が適用される前の前記第１の放射線画像と前記第２の放射線画像にノイズ低減処理を行う第２処理手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の画像処理装置。 Any one of claims 1 to 8, further comprising a second processing means for performing noise reduction processing on the first radiation image and the second radiation image before the energy subtraction processing is applied. The image processing apparatus according to the section. 前記第２生成手段に提供される前の前記第３の放射線画像にノイズ低減処理を行う第３処理手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The image processing according to any one of claims 1 to 9, further comprising a third processing means for performing noise reduction processing on the third radiation image before being provided to the second generation means. Device. 前記合成手段は、前記疑似的な分離画像と合成される分離画像に対してノイズ低減処理を行うことを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 10, wherein the synthesizing means performs noise reduction processing on the separated image to be combined with the pseudo separated image. 前記合成手段により生成された前記合成画像と前記第３の放射線画像に基づいて、前記第２の分離画像に対応する画像を生成する第３生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の画像処理装置。 A third generation means further comprising a third generation means for generating an image corresponding to the second separated image based on the composite image generated by the synthesis means and the third radiation image. The image processing apparatus according to any one of 11. 前記合成手段は、前記第３の分離画像と前記疑似的な分離画像とを合成して前記合成画像を生成し、
前記画像処理装置は、前記合成画像と前記第３の放射線画像に基づいて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する画像を生成する第３生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の画像処理装置。The synthesizing means synthesizes the third separated image and the pseudo separated image to generate the composite image.
The image processing apparatus further includes a third generation means for generating an image corresponding to the first separated image or the second separated image based on the composite image and the third radiation image. The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 11. １回の放射線の照射に対して、放射線の照射中と照射終了後のタイミングを含む複数のタイミングのサンプルホールドにより取得された複数の放射線画像から前記第１の放射線画像と前記第２の放射線画像が生成され、
前記照射終了後のタイミングで取得される放射線画像が前記第３の放射線画像として用いられることを特徴とする請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の画像処理装置。The first radiation image and the second radiation image from a plurality of radiation images acquired by sample holding at a plurality of timings including the timing during and after the irradiation for one irradiation. Is generated,
The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 13, wherein a radiation image acquired at a timing after the end of irradiation is used as the third radiation image. 前記第１の放射線画像と前記第２の放射線画像を重みづけして合成することにより前記第３の放射線画像を取得する取得手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の画像処理装置。 Any one of claims 1 to 13, further comprising an acquisition means for acquiring the third radiation image by weighting and synthesizing the first radiation image and the second radiation image. The image processing apparatus according to the section. 前記第１の放射線画像または前記第２の放射線画像が前記第３の放射線画像として用いられることを特徴とする請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 13, wherein the first radiation image or the second radiation image is used as the third radiation image. 互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成する第１生成工程と、
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成する第２生成工程と、
前記第１の分離画像、前記第２の分離画像、前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、前記疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する合成工程と、
前記第１の分離画像と前記第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいて、前記合成工程における前記合成の合成比率を決定する決定工程と、を備えることを特徴とする画像処理方法。A first generation step of generating a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies.
From the third radiographic image based on the radiographic image to which the energy subtraction processing is not applied, a pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image is obtained by using predetermined constraints. The second generation process to generate and
At least one of the first separated image, the second separated image, the third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image, and the pseudo separated image are combined. And the compositing process to generate a compositing image
An image processing method comprising: a determination step of determining a synthesis ratio of the synthesis in the synthesis step based on at least one of the first separated image and the second separated image. コンピュータを、請求項１乃至１６のいずれか１項に記載された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。 A program for causing a computer to function as each means of the image processing apparatus according to any one of claims 1 to 16.

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