CN108882900A - 放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、图像处理方法及图像处理程序 - Google Patents

放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、图像处理方法及图像处理程序 Download PDF

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Abstract

控制台的控制部对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来生成诊断用图像。控制部对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来导出骨密度。

Description

放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、 图像处理方法及图像处理程序
技术领域
本发明的技术涉及一种放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、图像处理方法及图像处理程序。
背景技术
以往，已知有一种放射线图像摄影装置，其具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器。并且，已知有这种放射线图像摄影装置利用各放射线检测器的检测结果导出受检体的骨密度的技术(参考日本特开2011-056257号公报)。
发明内容
发明要解决的技术课题
当利用两个放射线检测器进行放射线图像的摄影时，透射设置于放射线所入射侧的放射线检测器的放射线到达设置于放射线的出射侧的放射线检测器。因此，到达设置于放射线的出射侧的放射线检测器的放射线的辐射量与设置于入射侧的放射线检测器相比变少，致使生成放射线图像时使用的放射线量变少。
因此，就噪声所带来的影响而言，对于通过设置于放射线的出射侧的放射线检测器进行摄影的放射线图像的影响比对通过设置于放射线的入射侧的放射线检测器进行摄影的放射线图像的影响变大。
本发明的技术提供一种能够获得高画质的诊断用图像和高精度的骨盐定量值及骨密度中的至少一种的放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、图像处理方法及图像处理程序。
用于解决技术课题的手段
本发明的第1方式的放射线图像摄影***，其具备：放射线图像摄影装置，该放射线图像摄影装置具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器；生成部，对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来生成诊断用图像；及导出部，对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一种。
并且，本发明的第2方式的放射线图像摄影***，其具备：放射线图像摄影装置，其具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器；控制部，当生成诊断用图像时进行第1控制，该第1控制包括从第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行诊断用图像生成用的第1校正处理的控制；当进行定量值的导出时进行第2控制，该第2控制包括从第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行定量值导出用的第2校正处理的控制；生成部，利用通过第1控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来生成诊断用图像；及导出部，利用通过第2控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一种。
本发明的第3方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式或第2方式的放射线图像摄影***中，第2校正处理为待去除的噪声量比通过第1校正处理被去除的噪声量多的校正处理及处理结果所容许的噪声量比第1校正处理的处理结果所容许的噪声量少的校正处理中的至少一种。
本发明的第4方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第3方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，第1校正处理为在诊断用图像中去除可目视的伪影的校正处理。
本发明的第5方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第4方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，第2校正处理为在校正后的第2放射线图像中的软部组织的区域及骨部组织的区域分别抑制对像素值的平均值的每一次摄影时的偏差的校正处理。
本发明的第6方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第5方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，在第1放射线检测器与第2放射线检测器之间还具备限制放射线的透射的放射线限制部件。
本发明的第7方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第6方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，第1放射线检测器及第2放射线检测器分别具备通过照射放射线而发出光的发光层，第1放射线检测器及第2放射线检测器各自的多个像素通过接收光而产生电荷并将其进行蓄积，就第1放射线检测器的发光层与第2放射线检测器的发光层而言，发光层的组成不同。
本发明的第8方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第6方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，第1放射线检测器及第2放射线检测器分别具备通过照射放射线而发出光的发光层及设置有通过接收光而产生电荷并将其进行蓄积的多个像素的基板，该基板层叠于发光层的放射线的入射侧。
本发明的第9方式的放射线图像摄影***可以如下：第1方式至第8方式中的任一方式的放射线图像摄影***中，第1放射线检测器的发光层包含CsI而构成，第2放射线检测器的发光层包含GOS而构成。
本发明的第10方式的图像处理装置，其具备：获取部，从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器；生成部，对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来生成诊断用图像；及导出部，对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一种。
本发明的第11方式的放射线图像摄影装置，其具备：第1放射线检测器，包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；第2放射线检测器，层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及控制部，当生成诊断用图像时进行第1控制，该第1控制包括从第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对通过所读取的电荷获得的图像数据进行诊断用图像生成用的第1校正处理的控制；当进行定量值的导出时进行第2控制，该第2控制包括从第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对通过所读取的电荷获得的图像数据进行定量值导出用的第2校正处理的控制。
本发明的第12方式的图像处理方法，其包括如下处理：通过获取部从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器；通过生成部生成诊断用图像，此时对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像；及通过导出部导出骨盐定量及骨密度中的至少一种，此时对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像。
本发明的第13方式的图像处理程序，其用于使计算机执行如下处理，该处理包括：从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第1放射线检测器及层叠配置于第1放射线检测器的放射线所透射而出射的一侧并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素的第2放射线检测器；对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来生成诊断用图像；及对通过第2放射线检测器进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器进行摄影的第1放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一种。
发明效果
根据本发明的一实施方式，可提供一种能够获得高画质的诊断用图像和高精度的骨盐定量值及骨密度的值中的至少一种的放射线图像摄影***、图像处理装置、放射线图像摄影装置、图像处理方法及图像处理程序。
附图说明
图1为表示第1实施方式的放射线图像摄影***的结构的一例的框图。
图2为表示第1实施方式的放射线图像摄影装置的结构的一例的俯视剖视图。
图3为表示第1实施方式的放射线图像摄影装置的电***的主要结构的一例的框图。
图4为表示第1实施方式的控制台的电***的主要结构的一例的框图。
图5为用于说明分别到达第1实施方式的第1放射线检测器及第2放射线检测器的放射线量的曲线图。
图6为用于说明对于放射线图像进行的噪声去除的一例的曲线图。
图7为表示第1实施方式的整体摄影处理的流程的一例的流程图。
图8为表示第1实施方式的整体摄影处理中的图像生成处理的流程的一例的流程图。
图9为表示第1实施方式的图像生成处理中的ES图像生成处理的流程的一例的流程图。
图10为表示第1实施方式的图像生成处理中的骨密度导出处理的流程的一例的流程图。
图11为用于说明第1实施方式的骨部组织的区域及软部组织的区域的概略主视图。
图12为用于说明光学黑体校正的示意图的一例。
图13为用于说明光学黑体校正的示意图的另一例。
图14为表示第2实施方式的第1放射线图像生成处理的流程的一例的流程图。
图15为表示第2实施方式的第2放射线图像生成处理的流程的一例的流程图。
图16为表示第2实施方式的图像生成处理中的ES图像生成处理的流程的一例的流程图。
图17为表示第2实施方式的图像生成处理中的骨密度导出处理的流程的一例的流程图。
具体实施方式
以下，参考附图对用于实施本发明的技术的方式例进行详细说明。
[第1实施方式]
首先，参考图1对本实施方式的放射线图像摄影***10的结构进行说明。如图1所示，放射线图像摄影***10具备放射线照射装置12、放射线图像摄影装置16及控制台18。另外，本实施方式的控制台18为本发明的技术的图像处理装置的一例。
本实施方式的放射线照射装置12，例如具备将X射线等放射线R照射到作为摄影对象的一例的受检体W的放射源14。作为放射线照射装置12的一例可举出查房车等。另外，命令对放射线照射装置12照射放射线R的方法没有特别限定。例如，放射线照射装置12具备照射按钮等时，可以由医生和放射技师等用户利用照射按钮进行放射线R的照射的命令，从而从放射线照射装置12照射放射线R。并且，例如可以由用户操作控制台18而进行照射放射线R的命令，从而从放射线照射装置12照射放射线R。
放射线照射装置12若接收放射线R的照射开始的命令，则按照管电压、管电流及照射期间等照射条件从放射线源14照射放射线R。
本实施方式的放射线图像摄影装置16具备分别检测从放射线照射装置12照射并透射受检体W的放射线R的第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B。放射线图像摄影装置16使用第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B进行受检体W的放射线图像的摄影。另外，以下在不区分第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B而进行统称时称为“放射线检测器20”。
接着，参考图2对本实施方式的放射线图像摄影装置16的结构进行说明。如图2所示，放射线图像摄影装置16具备透射放射线R的平板状的框体21，且为具有防水性、抗菌性及密闭性的结构。框体21内设置有第1放射线检测器20A、第2放射线检测器20B、放射线限制部件24、控制基板26A、控制基板26B及壳体28。
第1放射线检测器20A配置于放射线图像摄影装置16中的放射线R的入射侧，第2放射线检测器20B层叠配置于第1放射线检测器20A的放射线R所透射而出射的一侧。并且，第1放射线检测器20A具备TFT(Thin Film Transistor)基板30A及通过照射放射线R而发出与所照射的放射线R的辐射量相应的光的作为发光层的一例的闪烁器22A。并且，TFT基板30A及闪烁器22A从放射线R的入射侧依次层叠有TFT基板30A及闪烁器22A。
并且，第2放射线检测器20B具备TFT基板30B及作为上述发光层的一例的闪烁器22B。并且，TFT基板30B及闪烁器22B从放射线R的入射侧依次层叠有TFT基板30B及闪烁器22B。
即，第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B为从TFT基板30A、30B侧照射放射线R的表面读取方式(所谓ISS(照射侧取样(Irradiation SideSampling))方式)的放射线检测器。
本实施方式的放射线图像摄影装置16中，第1放射线检测器20A的闪烁器22A与第2放射线检测器20B的闪烁器22B的闪烁器的组成不同。具体而言，作为一例闪烁器22A的组成作为主成分包含CsI(Tl)(添加有铊的碘化铯)，闪烁器22B的组成作为主成分包含GOS(氧硫化钆)。GOS与CsI相比，相对于高能量侧的放射线R的灵敏度高。另外，闪烁器22A的组成及闪烁器22B的组成的组合并不限定于上述例，可以是其他组成的组合，也可以是相同组成的组合。
并且，第1放射线检测器20A与第2放射线检测器20B之间设置有限制放射线R透射的放射线限制部件24。作为放射线限制部件24的一例，可举出铜和锡等金属板。并且，放射线限制部件24为了均匀地限制放射线(透射率)，优选放射线R的入射方向上的厚度偏差为1％以下。
控制基板26A与第1放射线检测器20A对应而设置，后述的图像存储器56A及控制部58A等电子电路形成于基板上。并且，控制基板26B与第2放射线检测器20B对应而设置，后述的图像存储器56B及控制部58B等电子电路形成于基板上。并且，控制基板26A及控制基板26B配置于第2放射线检测器20B中与放射线R的入射侧相反的一侧。
如图2所示，壳体28配置于不与框体21内的一端侧的放射线检测器20重合的位置(即摄影区域的范围外)，并容纳后述的电源部70等。另外，壳体28的设置位置没有特别限定，例如可以配置于作为第2放射线检测器20B的与放射线的入射侧相反的一侧的位置而与放射线检测器20重合的位置。
接着，参考图3对本实施方式的放射线图像摄影装置16的电***的主要部分结构进行说明。
如图3所示，在TFT基板30A，像素32沿一个方向(图3中的纵向)及与一个方向交叉的交叉方向(图3中的横向)以二维状设置有多个。像素32包含传感器部32A、电容器32B及场效应型薄膜晶体管(TFT，以下简称为“薄膜晶体管”。)32C。
传感器部32A包含未图示的上部电极、下部电极及光电转换膜等，并吸收闪烁器22A所发出的光而产生电荷。电容器32B蓄积通过传感器部32A产生的电荷。薄膜晶体管32C根据控制信号读取蓄积于电容器32B的电荷并将其进行输出。
并且，在TFT基板30A设置有沿上述一个方向配设且用于切换各薄膜晶体管32C的开启及关闭的多条栅极布线34。并且，在TFT基板30A设置有沿上述交叉方向配设并输出通过开启状态的薄膜晶体管32C读取的电荷的多条数据布线36。
TFT基板30A的每个栅极布线34与栅极布线驱动器52A连接，TFT基板30A的每个数据布线36与信号处理部54A连接。
TFT基板30A的各薄膜晶体管32C通过从栅极布线驱动器52A经由栅极布线34而供给的控制信号依次按各栅极布线34(本实施方式中，图3所示的行单位)成为开启状态。之后，通过成为开启状态的薄膜晶体管32C读取的电荷作为电信号而在数据布线36传输并输入到信号处理部54A。由此，电荷依次按各栅极布线34(本实施方式中，图3所示的行单位)被读取，并获取表示二维状的放射线图像的图像数据。
信号处理部54A按每个数据布线36具备将所输入的电信号进行放大的放大电路及采样保持电路(均省略图示)，传输每个数据布线36的电信号通过放大电路被放大之后保持于采样保持电路。并且，在采样保持电路的输出侧依次连接有复用器及A/D(Analog/Digital)转换器(均省略图示)。而且，保持于每个采样保持电路的电信号依次输入于复用器(以串行)，用复用器依次选择的电信号通过A/D转换器被转换成数字图像数据。
在信号处理部54A连接有图像存储器56A，从信号处理部54A的A/D转换器输出的图像数据依次输出至控制部58A。在控制部58A连接有图像存储器56A，从信号处理部54A依次输出的图像数据通过基于控制部58A的控制依次存储于图像存储器56A。图像存储器56A具有能够存储规定副数的图像数据的存储容量，每当进行放射线图像的摄影，通过摄影获得的图像数据依次存储于图像存储器56A。并且，图像存储器56A还连接于控制部58A。
控制部58A具备CPU(中央处理器(Central Processing Unit))60、包括ROM(只读存储器(Read Only Memory))及RAM(随机存取存储器(Random Access Memory))等的存储器62以及闪存存储器等非易失性的存储部64。作为控制部58A的一例可举出微型计算机等。
通信部66与控制部58A连接，通过无线通信及有线通信中的至少一种通信，与放射线照射装置12及控制台18等外部装置之间进行各种信息的收发。电源部70向所述的各种电路和各元件(栅极布线驱动器52A、信号处理部54A、图像存储器56A、控制部58A及通信部66等)供给电力。另外，图3中为了避免错综复杂的情况，省略了连接电源部70与各种电路或各元件的布线的图示。
另外，关于第2放射线检测器20B的TFT基板30B、栅极布线驱动器52B、信号处理部54B、图像存储器56B及控制部58B的各构成组件，分别与第1放射线检测器20A的对应的构成组件相同，因此在此省略说明。另外，控制部58A及控制部58B以能够进行通信的方式连接。
通过以上结构，本实施方式的放射线图像摄影装置16分别利用第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B进行放射线图像的摄影。
接着，参考图4对本实施方式的控制台18的结构进行说明。如图4所示，控制台18具备控制部80。控制部80具备掌控控制台18的整体动作的CPU80A、预先存储有各种程序及各种参数等的ROM80B、及被用作通过CPU80A执行各种程序时的工作区等的RAM80C。
并且，控制台18具备HDD(Hard Disk Drive)等非易失性的存储部86。存储部86存储表示通过第1放射线检测器20A摄影的放射线图像的图像数据、表示通过第2放射线检测器20B摄影的放射线图像的图像数据及其他各种数据并进行保持。另外，以下将通过第1放射线检测器20A摄影的放射线图像称为“第1放射线图像”，将表示第1放射线图像的图像数据称为“第1放射线图像数据”。并且，以下将通过第2放射线检测器20B摄影的放射线图像称为“第2放射线图像”，将表示第2放射线图像的图像数据称为“第2放射线图像数据”。并且，统称为“第1放射线图像”及“第2放射线图像”时，简称为“放射线图像”。
并且，控制台18具备显示部88、操作部90及通信部92。显示部88显示与摄影有关的信息等和通过摄影获得的放射线图像等。操作部90用于使用户输入放射线图像的摄影的命令操作和与摄影的放射线图像的图像处理有关的命令等。操作部90作为一例可以为具有键盘的方式，也可以是具有与显示部88一体的触摸面板的方式。通信部92通过无线通信及有线通信中的至少一种与PACS(Picture Archiving and Communication System：图像保存通信***)及RIS(Radiology Information System：放射线信息***)等外部***之间进行各种信息的收发。并且，通信部92通过无线通信及有线通信中的至少一种与放射线图像摄影装置16及放射线照射装置12之间进行各种信息的收发。
控制部80、存储部86、显示部88、操作部90及通信部92的各部经由总线94而相互连接。
本实施方式的放射线图像摄影装置16中，通过第1放射线检测器20A及放射线限制部件24吸收放射线R，因此到达第2放射线检测器20B的放射线量比到达第1放射线检测器20A的辐射剂量少。
本实施方式中，作为一例，到达第1放射线检测器20A的放射线R被第1放射线检测器20A大致吸收50％且用于放射线图像的摄影。并且，透射第1放射线检测器20A而到达放射线限制部件24的放射线R被放射线限制部件24大致吸收60％。并且，透射第1放射线检测器20A及放射线限制部件24而到达第2放射线检测器20B的放射线R被第2放射线检测器20B大致吸收50％且用于放射线图像的摄影。
即，在通过第2放射线检测器20B进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量(第2放射线检测器20B中产生的电荷量)成为在通过第1放射线检测器20A进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量的大致20％。另外，在通过第1放射线检测器20A进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量与在通过第2放射线检测器20B进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量之比并不限于上述比。但是，从诊断的观点考虑，在通过第2放射线检测器20B进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量优选为在通过第1放射线检测器20A进行的放射线图像的摄影中使用的放射线量的10％以上。
并且，放射线R先吸收低能量的成分。因此，作为一例如图5所示，到达第2放射线检测器20B的放射线R的能量成分为去除到达第1放射线检测器20A的放射线R的能量成分的低能量成分的成分。另外，图5中在将放射线源14的管电压设为80kV的情况下，纵轴表示放射线R的每单位面积的吸收量，横轴表示放射线R的能量。并且，图5的实线L1表示有关第1放射线检测器20A所吸收的放射线R的能量与每单位面积的吸收量的关系。并且，图5的实线L2表示有关第2放射线检测器20B所吸收的放射线R的能量与每单位面积的吸收量的关系。
如此，通过第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B在摄影中使用的放射线量不同，并且到达的放射线R的能量成分不同。
另一方面，骨部组织与软部组织中，放射线R的吸收存在差异，摄影中使用的放射线R的能量越低，放射线图像中的骨部组织与软部组织的像素值的比越大。并且，软部组织与骨部组织相比，低能量侧的成分的吸收率更高。
相比之下，如图5所示，到达第1放射线检测器20A的放射线R包括高能量的成分及低能量的成分，因此通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像与一般的摄影相同，软部组织及骨部组织成为能够比较容易目视的放射线图像。另一方面，如图5所示，到达第2放射线检测器20B的放射线R的低能量的成分少，因此通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像成为骨部组织被强调的放射线图像。
因此，通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像与通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像虽然是同一个受检体W的图像，但视觉效果不同。
因此，本实施方式的控制台18的控制部80利用通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像及通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像来生成所谓的表示能量减影图像的图像数据。另外，以下将能量减影图像称为“ES(Energy Subtraction)图像”，将表示能量减影图像的图像数据称为“ES图像数据”。
作为一例，本实施方式的控制台18的控制部80按对应的每个像素从第2放射线图像数据乘以规定的系数而获得的图像数据减去第1放射线图像数据乘以规定的系数而获得的图像数据。通过进行减算，控制部80生成表示去除软部组织并强调骨部组织的作为诊断用图像的一种的ES图像的ES图像数据。另外，第1放射线图像数据与第2放射线图像数据所对应的像素的确定方法没有特别限定。例如，根据事先在标有标记的状态下通过放射线图像摄影装置16进行摄影而获得的第1放射线图像数据与第2放射线图像数据的标记的的位置的差异计算出第1放射线图像数据与第2放射线图像数据的位置偏移量。之后，只要根据所计算的错位量确定与第1放射线图像数据及第2放射线图像数据所对应的像素即可。
该情况下，例如可以在对受检体W进行摄影时，根据和受检体W一起对标记进行摄影而获得的第1放射线图像数据与第2放射线图像数据的标记的位置的差异计算出第1放射线图像数据与第2放射线图像数据的位置偏移量。并且，例如可以根据对受检体W进行摄影而获得的第1放射线图像数据与第2放射线图像数据中受检体W的结构，计算出第1放射线图像数据与第2放射线图像数据的位置偏移量。
并且，本实施方式的控制台18的控制部80利用通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像及通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像，通过DXA(Dual-energy X-ray Absorptiometry)法作为定量值而导出骨密度。另外，不限于本实施方式，也可以作为定量值导出骨盐定量。
详情将于后述，作为通过DXA法进行导出的方法的一例，本实施方式的控制台18的控制部80利用通过DXA图像数据表示的DXA图像中的骨部组织的区域(以下，称为“骨部区域”。)的像素值的平均值及软部组织的区域(以下，称为“软部区域”。)的像素值的平均值来导出骨密度。
ES图像为供医生诊断的放射线图像，因此优选为适于解读的图像，例如优选为作为ROI(Region Of Interest(感兴趣区))的肿瘤和钙化等清楚可见的图像。作为这种放射线图像，例如可举出清晰且边缘清楚可见的图像、粒状性(图像的粗糙)良好的(细腻)图像及对比度良好的图像等高画质的图像。
另一方面，优选用于导出骨密度的DXA图像不受ROI的清晰度的影响，在所导出的骨密度中，对同一个受检体W进行摄影的情况下在每一次摄影中产生的误差小(具体在1％以内)。作为这种放射线图像，例如可举出通过去除比ES图像还多的噪声，以致于连医生都无法目视的伪影和图像不均也去除的图像等。噪声的去除量越多，则越有可能导致连受检体W的皮肤等存在不均的图像的人体组织也去除。如图6所示，将人体组织进行摄影的放射线图像中，通过噪声去除处理从包括噪声的放射线图像(参考图6、(2)的曲线图参照)去除噪声时，去除噪声后的放射线图像(参考图6、(3)的曲线图)与从未受噪声的影响的放射线图像(参考图6、(1)的曲线图)相比，人体的边缘部分变宽(曲线图的变化平缓)。因此，若噪声的去除量多，则有时成为粒状性差(粗糙)、ROI等人体组织模糊的图像。另外，DXA图像在粒状性差(粗糙)的情况和ROI等人体组织的图像模糊的情况下也能够忽略对骨密度的导出造成的影响。
如此，ES图像与DXA图像中所期待的图像的画质(本实施方式中为噪声量)不同。并且，如上所述，通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像与通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像相比更容易受噪声的影响。因此，本实施方式的控制台18的控制部80作为校正处理对第2放射线图像进行分别适合进行ES图像的生成的情况及进行骨密度的导出的情况的噪声去除处理。
接着，对本实施方式的放射线图像摄影***10的作用进行说明。另外，图7为表示通过控制台18的控制部80执行的整体摄影处理的流程的一例的流程图。具体而言，通过控制部80的CPU80A执行整体摄影处理程序，由此执行图7所示的整体摄影处理。另外，整体摄影处理程序为本发明的技术的图像处理程序的一例。
另外，本实施方式中，图7所示的整体摄影处理在控制台18的控制部80由用户经由操作部90获取包括受检体W的姓名、摄影部位及放射线R的照射条件等的摄影菜单的情况下执行。控制部80可以从RIS等外部***获取摄影菜单，也可以经由操作部90获取用户所输入的摄影菜单。
图7的步骤S100中，控制台18的控制部80将摄影菜单所包括的信息经由通信部92发送至放射线图像摄影装置16，并且将放射线R的照射条件经由通信部92发送至放射线照射装置12。而且，控制部80将放射线R的照射开始的命令经由通信部92发送至放射线图像摄影装置16及放射线照射装置12。放射线照射装置12若接收从控制台18发送的照射条件及照射开始的命令，则按照所接收的照射条件开始放射线R的照射。另外，放射线照射装置12具备照射按钮时，放射线照射装置12接收从控制台18发送的照射条件及照射开始的命令，并且在对照射按钮进行按压操作时，按照所接收的照射条件开始放射线R的照射。
放射线图像摄影装置16中，根据从控制台18发送的摄影菜单所包括的信息，通过第1放射线检测器20A对第1放射线图像进行摄影，并通过第2放射线检测器20B对第2放射线图像进行摄影。放射线图像摄影装置16中，由控制部58A、58B对分别进行摄影的表示第1放射线图像的第1放射线图像数据及表示第2放射线图像的第2放射线图像数据进行偏移校正及增益校正等各种校正，并将进行各种校正的第1放射线图像数据及第2放射线图像数据存储于存储部64。
下一个步骤S102中，控制部80判定放射线图像摄影装置16中的放射线图像的摄影是否已结束。判定放射线图像的摄影是否结束的方法并无特别限定，例如由放射线图像摄影装置16的控制部58A、58B各自经由通信部66将表示摄影已结束的结束信息发送至控制台18时，当控制台18的控制部80接收到结束信息时，判定为放射线图像摄影装置16中的摄影已结束。并且，例如控制部58A、58B各自经由通信部66在摄影结束之后将第1放射线图像数据及第2放射线图像数据发送至控制台18时，当控制部80接收到第1放射线图像数据及第2放射线图像数据时，判定为放射线图像摄影装置16中的摄影已结束。另外，控制台18接收到第1放射线图像数据及第2放射线图像数据时，将所接收的第1放射线图像数据及第2放射线图像数据存储到存储部86。
至放射线图像摄影装置16中的摄影结束为止，控制部80成为否定判定并成为待机状态。另一方面，放射线图像摄影装置16中的摄影结束时，控制部80成为肯定判定并进入步骤S104。
步骤S104中，控制部80执行图8所示的图像生成处理之后，结束本次整体摄影处理。
接着，参考图8对通过整体摄影处理(参考图7)的步骤S104的处理执行的图像生成处理进行说明。
图8的步骤S150中，控制台18的控制部80获取用户的诊断目的。控制部80获取诊断目的的方法并无特别限定，摄影菜单中包括诊断目的时，可以从摄影菜单中获取诊断目的，也可以经由操作部90获取用户所输入的诊断目的。另外，本实施方式的控制台18中，表示诊断目的与所需放射线图像的种类或骨密度的导出的对应关系的信息预先存储于存储部86中。例如，诊断目的为“骨折”时，匹配有骨密度的导出。另外，本实施方式的放射线图像摄影***10中，附随骨密度的导出还进行ES图像的生成。并且，例如诊断目的为“有关骨骼的肿瘤”时，作为放射线图像的种类匹配有ES图像。并且，例如诊断目的为“腹部肿瘤”等时，作为放射线图像的种类匹配有一般图像。另外，本实施方式中“一般图像”是指ES图像以外的由医生进行解读的的诊断用图像，是所谓的通过一般摄影进行摄影的放射线图像。
下一个步骤S152中，控制部80判定是否生成一般图像。在步骤S150中获取的诊断目的匹配有一般图像的生成时，控制部80成为肯定判定并进入步骤S154。步骤S154中，控制部80从存储部86获取第1放射线图像数据。
下一个步骤S156中，控制部80对所获取的第1放射线图像数据进行校正处理并生成一般图像，暂时存储到存储部86之后，进入步骤S166。另外，本步骤中进行的校正处理与生成ES图像时进行的第1校正处理(详情将于后述)相同。另外，除了上述校正处理(第1校正处理)之外，还可以进行其他图像处理及噪声等的校正处理。作为图像处理，例如可以进行根据用户的命令调整图像的浓度及亮度等的图像处理。
另一方面，在诊断目的匹配有骨密度的导出或ES图像的生成时，步骤S152中成为否定判定，并进入步骤S158。步骤S158中，控制部80从存储部86获取第1放射线图像数据及第2放射线图像数据。
步骤S160中，控制部80执行图9所示的ES图像生成处理。图9所示的步骤S200中，控制部80分别对第1放射线图像数据及第2放射线图像数据进行第1校正处理。
本实施方式中，“第1校正处理”是指在校正后的放射线图像的粒状性良好的(细腻)状态下，进行强调人体组织的边缘并且去除不均的校正的处理。即，第1校正处理为便于医生进行诊断的(使ROI等清楚可见)的校正处理。另外，强力去除不均(加大去除的噪声量)时，有时导致连受检体W的皮肤等存在不均的图像的人体组织也去除。因此，本实施方式中，通过第1校正处理去除的噪声量至少比详情将于后述的通过第2校正处理去除的噪声量少。另外，关于进行第1校正处理时所需的具体参数等，通过实际使用放射线图像摄影装置16进行的实验等根据摄影部位等预先确定即可。
下一个步骤S202中，控制部80利用在上述步骤S200中进行第1校正处理的第1放射线图像数据及第2放射线图像数据，通过上述方法生成ES图像数据并存储于存储部86之后，结束本次ES图像生成处理，并进入图像生成处理的步骤S162。
步骤S162中，控制部80判定诊断目的上是否匹配有骨密度的导出。未匹配骨密度的导出时，成为否定判定，并进入步骤S166。另一方面，匹配有骨密度的导出时，步骤S162的判定成为肯定判定并进入步骤S164。
步骤S164中，控制部80执行图10所示的骨密度导出处理。图10所示的步骤S230中，控制部80确定通过ES图像生成处理(参考图9)生成的ES图像数据所表示的ES图像中的骨部区域。本实施方式中，例如控制部80根据摄影菜单所包括的摄影部位推断大致的骨部区域的范围。而且，控制部80在推断的范围内，将周边像素的微分值为规定值以上的像素作为构成骨部区域的边缘(端部)的像素来检测，从而确定骨部区域。
作为一例，如图11所示，通过本次步骤S230的处理，控制部80检测骨部区域B的边缘E，并将边缘E内的区域确定为骨部区域B。图11中，作为一例示出对受检体W的上半身脊柱部分进行摄影时的ES图像。
另外，骨部区域B的确定方法并不限定于上述例。例如，控制部80在显示部88显示由ES图像数据表示的ES图像。用户对于显示于显示部88的ES图像，经由操作部90指定骨部区域B的边缘E。而且，控制部80也可以将由用户指定的边缘E内的区域确定为骨部区域B。
并且，控制部80可以在显示部88显示将ES图像与步骤S230中所确定的边缘E叠加在一起的图像。此时，需要对显示于显示部88的边缘E进行修正时，用户经由操作部90对边缘E的位置进行修正。而且，控制部80也可以将由用户进行修正的边缘E内的区域确定为骨部区域B。
下一个步骤S232中，控制部80确定由ES图像数据表示的ES图像中的软部区域。本实施方式中，例如控制部80将作为包括从边缘E相对于规定的方向隔开规定的像素数的位置的像素的规定面积的区域而去除骨部区域B的区域确定为软部区域。作为一例，如图11所示，通过本次步骤S232的处理，控制部80确定多个(图11所示的例中为6个)软部区域S。
另外，上述规定方向及规定像素数可以通过实际使用放射线图像摄影装置16进行的试验等，根据摄影部位等预先确定即可。并且，上述规定面积可以预先确定，也可以让用户来指定。并且，例如控制部80可以将以ES图像数据中的最小的像素值(与除骨部区域B之外的与受检体W的体厚最厚的位置相对应的像素值)作为下限值的规定范围内的像素值的像素确定为软部区域S。并且，在步骤S232中确定的软部区域S的数量并不限定于图11所示的例中的数量，这一点是自不必说的。
下一个步骤S234中，控制部80对从存储部86获取的第1放射线图像数据进行上述第1校正处理。
下一个步骤S236中，控制部80对从存储部86获取的第2放射线图像数据进行第2校正处理。本实施方式中，“第2校正处理”是指进行将每一次图像(本次步骤中为第2放射线图像)的摄影时的偏差在容许范围内的校正的处理。本实施方式中，作为一例控制部80进行对第2放射线图像数据的全频段去除图像的不均的校正。具体而言，控制部80通过进行移动平均滤波处理、中值滤波处理及低通滤波处理等来抑制对图像平均值的波动，从而将每一次摄影时的偏差设在容许范围内。另外，进行第2校正处理时所需的具体的参数等通过实际使用放射线图像摄影装置16进行的试验等预先确定即可。
下一个步骤S238中，控制部80利用在上述步骤S234中进行第1校正处理的第1放射线图像数据及在上述步骤S236中进行第2校正处理的第2放射线图像数据来生成DXA图像。本实施方式中，控制部80与上述ES图像的生成相同，按对应的每个像素，在上述步骤S236中进行从第2校正处理的第2放射线图像数据乘以规定系数而获得的图像数据减去上述步骤S234中进行第1校正处理的第1放射线图像数据乘以规定的系数而获得的图像数据。通过进行减算，控制部80生成表示去除软部组织并强调了骨部组织的DXA图像的DXA图像数据。另外，控制部80在DXA图像的生成中用到的规定的系数与在ES图像的生成中用到的规定的系数有时相同有时不相同。各图像的生成中用到的规定的系数可以通过实际使用放射线图像摄影装置16进行的试验等预先确定。
下一个步骤S240中，控制部80计算DXA图像数据中的骨部区域B的像素值。控制部80首先从DXA图像数据检测与上述步骤S230中根据ES图像数据确定的骨部区域B相对应的骨部区域B。之后，控制部80将所检测的骨部区域B的像素值的平均值A1作为DXA图像数据中的骨部区域B的像素值的平均值来进行计算。在此，与ES图像数据的骨部区域B相对应的DXA图像数据的骨部区域B的确定方法并无特别限定。例如，可以与ES图像的生成方法中叙述的第1放射线图像数据及第2放射线图像数据所对应的像素的确定方法相同。
下一个步骤S242中，控制部80计算DXA图像数据中的整个软部区域S的像素值。控制部80首先从DXA图像数据检测与上述步骤S232中根据ES图像数据确定的整个软部区域S相对应的软部区域S。之后，控制部80将所检测的整个软部区域S的像素值的平均值A2作为DXA图像数据中的整个软部区域S的像素值的平均值来进行计算。在此，本实施方式中作为一例，控制部80进行离边缘E越远的软部区域S的像素值越小的加权，从而计算出平均值A2。另外，与ES图像数据的软部区域相对应的DXA图像数据的软部区域S的确定方法并无特别限定，例如可以与上述步骤S240中的确定与ES图像数据的骨部区域B相对应的DXA图像数据的骨部区域B的方法相同。
下一个步骤S244中，控制部80导出受检体W的摄影部位的骨密度之后，结束本次骨密度导出处理。本实施方式中作为一例，控制部80计算步骤S240中计算的平均值A1与步骤S242中计算的平均值A2的差量。并且，控制部80在计算出的差量乘以将像素值转换为骨量[g]的转换系数，从而计算出骨量。之后，控制部80进行将计算出的骨量除以骨部区域B的面积[cm2]的计算，从而计算出骨密度[g/cm2]。另外，上述转换系数可以通过实际使用放射线图像摄影装置16的试验等，根据摄影部位等预先确定。
若通过这种步骤，图像生成处理的步骤S164的骨密度导出处理结束，则在下一个步骤S166中，控制部80将处理结果显示于显示部88之后，结束本次图像生成处理。本实施方式的放射线图像摄影***10中，例如进行骨密度导出处理时，控制部80作为处理结果将通过步骤S160的ES图像生成处理生成的ES图像及通过步骤S164的骨密度生成处理导出的骨密度显示于显示部88。并且，仅进行步骤S160的ES图像生成处理时，控制部80将所生成的ES图像显示于显示部88。并且，进行步骤S156的一般图像生成处理时，控制部80将所生成的一般图像显示于显示部88。另外，显示于显示部88的处理结果并不限于这些，例如进行步骤S164的骨密度导出处理时，控制部80可以仅将所导出的骨密度显示于显示部88，也可以将DXA图像显示于显示部88，还可以根据用户的选择确定将ES图像及DXA图像中的哪一个图像进行显示。
如此，本实施方式的放射线图像摄影***10具备放射线图像摄影装置16，该放射线图像摄影装置16具备：第1放射线检测器20A，蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32；及第2放射线检测器20B，层叠配置于第1放射线检测器20A的放射线R所透射而出射的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32。并且，放射线图像摄影***10的控制台18的控制部80对通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行第1校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像来生成诊断用图像。并且，控制部80对通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行第2校正处理的第2放射线图像及通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像来导出骨密度。
另外，控制部80进行的第1校正处理及第2校正处理并不限定于本实施方式。例如作为第2校正处理可以进行所谓的光学黑体校正。进行光学黑体校正时，在第2放射线检测器20B设置用于进行光学黑体校正的光学黑体区域。例如，在图12所示的一例中，如俯视图所示，可以在第2放射线检测器20B的放射线R所入射的面沿第2放射线检测器20B的一边的区域设置光学黑体区域40，并将放射线屏蔽件41设置在光学黑体区域40。图12所示的一例中，如侧视图所示，在错开设置有放射线屏蔽件41的区域的状态下层叠有第1放射线检测器20A与第2放射线检测器20B，但也可以不错开设置有放射线屏蔽件41的区域而层叠第1放射线检测器20A与第2放射线检测器20B。另外，图12所示的侧视图中，为了简化图示，省略了放射线限制部件24的图示。
并且，例如图13所示的一例中，在与图12所示的一例中设置有放射线屏蔽件41的区域相对应的第2放射线检测器20B的区域示出未设置闪烁器22B的状态。图13所示的一例中，未设置闪烁器22B的区域发挥光学黑体区域40的功能。图12、图12中任一种情况下，第2放射线检测器20B的光学黑体区域40中，放射线R不会入射到TFT基板30B。因此，成为在通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像的光学黑体区域40部分未对受检体W的图像进行摄影的状态。
控制台18的控制部80预先将光学黑体区域40的位置等存储于存储部86而进行第2校正时，对于第2放射线图像数据利用第2放射线图像的光学黑体区域40的图像数据进行除光学黑体区域40以外的区域的图像数据的校正，从而去除所谓的纹理不均。另外，控制部80生成一般图像时，本实施方式中与上述情况相同，从通过第1放射线检测器20A进行摄影的第1放射线图像生成一般图像。另一方面，控制部80生成ES图像及DXA图像时，利用第2放射线图像数据的除光学黑体区域40以外的区域的图像数据及与第2放射线图像中的除光学黑体区域40以外的区域相对应的第1放射线图像数据的区域的图像数据来生成ES图像及DXA图像。
另外，进行光学黑体校正的方法并不限定于上述方法。并且，设置光学黑体区域40的位置及大小也并不限定于图12、图13所示的例。例如可以代替图12、图13中示出的设置有光学黑体区域40的第2放射线检测器20B的边，在与该边相邻的边上设置光学黑体区域40，也可以在第2放射线检测器20B的多个边上设置光学黑体区域40。另外，设置光学黑体区域40的位置越多并且光学黑体区域40整体大小越大，基于光学黑体校正的校正精度越提高，但第2放射线检测器20B中，进行受检体W的图像摄影的区域变小。因此，设置光学黑体区域40的位置及整体大小通过实际使用放射线图像摄影装置16的试验等，根据摄影部位等确定即可。
[第2实施方式]
第1实施方式中，对控制台18进行第1校正处理及第2校正处理的情况进行了说明，但本实施方式中，对放射线图像摄影装置16进行第1校正处理及第2校正处理的情况进行说明。
放射线图像摄影***10、放射线图像摄影装置16及控制台18的结构与第1实施方式(参考图1～图4)相同，因此省略说明。
并且，本实施方式的控制台18的控制部80所执行的整体摄影处理的流程也与第1实施方式中执行的整体摄影处理(参考图7)的流程相同，因此省略说明。
本实施方式中，放射线图像摄影装置16获取在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B中的偏移校正中用到的偏移数据的动作与第1实施方式的放射线图像摄影装置16不同。
对本实施方式的放射线图像摄影装置16获取第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B中的偏移数据的动作进行说明。通常，偏移数据中有时叠加有不规则噪声，因此多次获取偏移数据，例如连续获取，并利用多次累积的偏移数据的平均值来进行偏移校正。由于多次获取，因而获取偏移数据需要时间，因此一般的放射线图像摄影装置和第1实施方式的放射线图像摄影装置16中，在放射线图像摄影装置导通电源之后，例如第1实施方式中在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B导通电源之后，在动作稳定的状态等下，进行放射线图像的摄影之前事先于规定的时机进行偏移数据的获取。本实施方式的放射线图像摄影装置16中，也如此事先获取规定次数的(多次)第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B中的偏移数据。
并且，本实施方式的放射线图像摄影装置16中，控制台18接收到通过整体摄影处理(参考图7)的步骤S100的处理发送的照射开始命令时，进一步获取第2放射线检测器20B中的偏移数据。即，放射线图像摄影装置16在临近第2放射线检测器20B中的放射线图像的摄影时，获取第2放射线检测器20B中的偏移数据。此时，放射线图像摄影装置16接收照射开始命令至放射线R照射到第2放射线检测器20B为止的期间很短，因此获取偏移数据的次数为1次或至少比事先获取的情况少。另外，此时获取偏移数据的时机越接近放射线R照射到第2放射线检测器20B的时机越好。
并且，本实施方式中，在控制部58A对存储于图像存储器56A的图像数据进行第1校正处理，控制部58B对存储于图像存储器56B的图像数据进行第1校正处理及第2校正处理这一点上，与第1实施方式的放射线图像摄影装置16不同。
本实施方式的放射线图像摄影***10中，将如上所述利用事先获取的偏移数据的平均值来校正图像数据的处理称为第1校正处理。并且，本实施方式的放射线图像摄影***10中，将如上所述利用在临近放射线图像的摄影时获取的偏移数据来校正图像数据的处理称为第2校正处理。
第1校正处理由于利用事先获取的多个偏移数据的平均值来进行，因此利用不规则噪声的影响得到减少的偏移数据(平均值)来进行图像数据的校正。因此，通过第1校正处理获得的第1放射线图像及第2放射线图像A成为粒状性良好的(细腻)图像。
然而，事先获取了偏移数据时，至实际进行放射线图像的摄影为止经过时间，因此根据环境的变化及放射线图像摄影装置16的使用状况的变化等，有时放射线图像摄影装置16的温度等发生变化。此时，有时因温度变化的影响使信号变动，导致偏移数据不正确。相比之下，第2校正处理中，利用临近摄影时获取的偏移数据来校正图像数据的校正。实际的放射线图像摄影时的温度与偏移数据获取时的温度近似，因此通过第2校正处理获得的第2放射线图像B与通过第1校正处理获得的第2放射线图像A(第1放射线图像)相比，更多噪声被去除。另外，获取的偏移数据的数量如上所述，第2校正处理比第1校正处理少，因此通过第2校正处理获得的第2放射线图像B与通过第1校正处理获得的第2放射线图像A(第1放射线图像)相比成为粒状性差的(粗糙)图像，但第1实施方式中如上所述能够忽略对骨密度的导出造成的影响。
控制部58A在从第1放射线检测器20A读取的图像数据存储于图像存储器56A之后，执行图14所示的第1放射线图像生成处理。另外，图14所示的第1放射线图像生成处理程序预先存储于存储器62，并由CPU60执行第1放射线图像生成处理程序，由此执行图14所示的第1放射线图像生成处理。
如图14所示，步骤S300中控制部58A从图像存储器56A获取图像数据。
下一个步骤S302中，控制部58A对所获取的图像数据进行第1校正处理，生成第1放射线图像的图像数据并存储于控制部58A之后，结束本次第1放射线图像生成处理。
另一方面，控制部58B在从第2放射线检测器20B读取的图像数据存储于图像存储器56B之后，执行图15所示的第2放射线图像生成处理。另外，图15所示的第2放射线图像生成处理程序预先存储于存储器62，并由CPU60执行第1放射线图像生成处理程序，由此执行图15所示的第2放射线图像生成处理。
如图15所示，步骤S330中控制部58B从图像存储器56B获取图像数据。
下一个步骤S332中，控制部58B对所获取的图像数据进行第1校正处理，生成第2放射线图像A的图像数据并存储于控制部58B。
此外，下一个步骤S234中，控制部58B对所获取的图像数据进行第2校正处理，生成第2放射线图像B的图像数据并存储于控制部58B之后，结束本次第2放射线图像生成处理。如此，本实施方式中，生成两种第2放射线图像(第2放射线图像A、B)的图像数据(以下，称为“第2放射线图像数据A”及“第2放射线图像数据B”。)。第2放射线图像A、B经由通信部66从放射线图像摄影装置16发送至控制台18。
关于控制台18的控制部80中的图像生成处理的流程，在第1实施方式中的图像生成处理(参考图8)的步骤S158中作为第2放射线图像的图像数据获取第2放射线图像数据A、B，除此以外均相同。
第2放射线图像A的第2放射线图像数据A在一般图像的生成及ES图像的生成中使用。第2放射线图像B的第2放射线图像数据B在骨密度的导出(DXA图像的生成)中使用。
如图16所示，本实施方式的控制台18的控制部80中执行的ES图像生成处理在不执行第1实施方式的ES图像生成处理(参考图9)的步骤S200的处理这一点上不同。
另外，本实施方式的ES图像生成处理的步骤S202中，控制部80利用从存储部86获取的第1放射线图像数据及从存储部86获取的第2放射线图像数据A，通过上述方法生成ES图像数据。
另一方面，如图17所示，由本实施方式的控制台18的控制部80执行的骨密度导出处理在不执行第1实施方式的骨密度导出处理(参考图10)的步骤S234、S236这一点上不同。
另外，本实施方式的骨密度导出处理的步骤S238中，控制部80利用从存储部86获取的第1放射线图像数据及从存储部86获取的第2放射线图像数据B来生成DXA图像。
如此，本实施方式的放射线图像摄影***10具备放射线图像摄影装置16，该放射线图像摄影装置16具备：第1放射线检测器20A，包括蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32；及第2放射线检测器20B，层叠配置于第1放射线检测器20A的放射线R所透射而出射的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32。并且，放射线图像摄影装置16的控制部58A生成诊断用图像时进行第1控制，该第1控制包括从第1放射线检测器20A的多个像素32读取电荷的控制及从第2放射线检测器20B的多个像素32读取电荷并对通过所读取的电荷而获得图像数据进行诊断用图像生成用的第1校正处理的控制。并且，放射线图像摄影装置16的控制部58A在进行骨密度的导出时进行第2控制，该第2控制包括：从第1放射线检测器20A的多个像素32读取电荷的控制及从第2放射线检测器20B的多个像素32读取电荷并对通过所读取的电荷而获得的图像数据进行定量值导出用的第2校正处理的控制。而且，控制台18的控制部80利用通过第1控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来生成诊断用图像。并且，控制部80利用通过第2控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来导出骨密度。
另外，本实施方式中，对控制部58A、58B进行第1校正处理及第2校正处理中的至少一种的情况进行了说明，但控制部58A、58B也可以进一步进行其他校正处理及图像处理等。
并且，本实施方式的放射线图像摄影***10中，放射线图像摄影装置16进行了作为偏移处理的第1校正处理及第2校正处理，但也可以由控制台18的控制部80进行这些第1校正处理及第2校正处理。此时，从放射线图像摄影装置16向控制台18发送未进行偏移处理的用于生成第1放射线图像数据的图像数据及用于生成第2放射线图像数据A、B的图像数据、以及两种偏移数据(事先获取的偏移数据的平均值及临近摄影时获取的偏移数据)。接收到这些图像数据及两种偏移数据的控制部80进行与上述第1放射线图像生成处理(参考图14)及第2放射线图像生成处理(参考图15)相同的处理，并生成第1放射线图像及第2放射线图像A、B即可。
并且，本实施方式与第1实施方式也可以进行组合。即，可以由放射线图像摄影装置16进行作为偏移处理的第1校正处理及第2校正处理之后，由控制台18进行去除不均和伪影的第1校正处理及第2校正处理。
另外，放射线图像摄影装置16所进行的第1校正处理及第2校正处理并不限定于本实施方式。例如，可以将放射线图像摄影装置16的信号处理部54B的放大电路的放大率、(例如，放大电路包括放大器时，放大器的增益)不同的处理作为第1校正处理及第2校正处理。越是加大放大器的增益，动态范围越是变小，但通过信号处理部54B的A/D转换器转换之后的工序中发生的噪声所带来的影响变小。因此，放射线图像摄影装置16的控制部58B在生成诊断用图像(一般图像及ES图像)时，进行将放大器的增益作为第1增益而放大表示图像数据的电信号的第1校正处理，在进行骨密度的导出时，进行将放大器的增益作为比第1增益大的第2增益而放大表示图像数据的电信号的第2校正处理即可。此时，控制部58A生成诊断用图像时及进行骨密度的导出时均进行第1校正处理即可。另外，此时控制台18的控制部80在骨密度的导出中从DXA图像检测骨部区域B及软部区域S。
并且，例如在从第2放射线检测器20B的像素32读取电荷的处理中，可以将按每个像素32读取电荷的处理作为第1校正处理并将从多个像素32一并读取电荷的处理作为第2校正处理。从多个像素32一并读取电荷时，图像的分辨率下降，因此叠加于图像数据的电噪声得到抑制。因此，放射线图像摄影装置16的控制部58B生成诊断用图像(一般图像及ES图像)时，进行按第2放射线检测器20B的每个像素32读取电荷的第1校正处理，并且进行骨密度的导出时，进行从第2放射线检测器20B的多个像素32一并读取电荷的第2校正处理即可。另外，作为从多个像素32一并读取电荷的方法，以从2×2＝4个像素32一并读取电荷的情况作为具体例而言，控制部58B通过栅极布线驱动器52B，向相邻的两条栅极布线34大体上为同一时间的时机输出将薄膜晶体管32C设为开启状态的控制信号，并将在相邻两条数据布线36上流动的电信号加起来即可。
另外，控制台18的控制部80可以利用从各像素32读取电荷而生成的第1放射线图像的图像数据及从多个像素32一并读取电荷而生成的第2放射线图像的图像数据来生成ES图像。然而，由于从多个像素32一并读取电荷从而分辨率下降，因此期待高分辨率的ES图像时，优选不从多个像素32一并读取电荷。
如以上说明，上述各实施方式的放射线图像摄影***10的放射线图像摄影装置16具备：第1放射线检测器20A，包括蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32；及第2放射线检测器20B，层叠配置于第1放射线检测器20A的放射线R所透射而出射的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线R相应的电荷的多个像素32。
并且，放射线图像摄影***10中，对通过第2放射线检测器20B进行摄影的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并且进行骨密度的导出用的第2校正处理。控制台18的控制部80利用第1放射线图像及进行第1校正处理的第2放射线图像来生成诊断用图像，并且利用第1放射线图像及进行第2校正处理的第2放射线图像来导出骨密度。
因此，根据上述各实施方式的放射线图像摄影***10，能够获得高画质的诊断用图像、高精度的骨盐定量值及骨密度中的至少一种。
另外，上述各实施方式中，对通过第1校正处理及第2校正处理去除的噪声的量不同的情况进行了说明，更具体而言对第2校正处理所去除的噪声的量更多的情况进行了说明，但并不限于此，例如可以将通过第1校正处理与第2校正处理去除的噪声的种类进行区别。第2校正处理中，只要是不对骨密度的导出造成影响的噪声，例如是每次摄影时都不发生变化并同样叠加于图像的噪声，则可以不去除。
另外，上述各实施方式中，对在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B这两者应用了先将放射线转换为光并将转换的光转换为电荷的间接转换型的放射线检测器的情况进行了说明，但并不限定于此。例如，可以设为在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B中的至少一个应用将放射线直接转换为电荷的直接转换型的放射线检测器的方式。
并且，上述各实施方式中，对在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B这两者应用了从TFT基板30A、30B侧入射放射线R的表面读取方式的放射线检测器的情况进行了说明，但并不限定于此。例如，可以设为在第1放射线检测器20A及第2放射线检测器20B中的至少一个应用从闪烁器22A、22B侧入射放射线R的背面读取方式(所谓PSS(透过侧采集(Penetration Side Sampling))方式)的放射线检测器的方式。
并且，上述实施方式中，对通过两个控制部(控制部58A、58B)实现放射线图像摄影装置16的控制的情况进行了说明，但并不限定于此。例如也可以设为通过一个控制部实现放射线图像摄影装置16的控制的方式。
并且，上述各实施方式中，对整体摄影处理程序预先存储(安装)于ROM80B的方式进行了说明，但并不限定于此。整体摄影处理程序也可以以存储于CD-ROM(光盘只读存储器(Compact Disk Read Only Memory))、DVD-ROM(数字只读存储器(Digital VersatileDisk Read Only Memory))及USB(通用串行总线(Universal Serial Bus))存储器等存储介质的方式提供。并且，整体摄影处理程序也可以设为经由网络从外部装置下载的方式。
2016年3月28日申请的日本专利申请2016-063952号的发明其整体通过参考援用于本说明书中。
关于本说明书中记载的所有文献、专利申请及技术标准，每个文献、专利申请及技术标准通过参考援用的情况以与具体并个别记述的情况相同程度地通过参考援用于本说明书中。
符号说明
10-放射线图像摄影***，12-放射线照射装置，14-放射线源，16-放射线图像摄影装置，18-控制台，20A-第1放射线检测器，20B-第2放射线检测器，21-框体，22A、22B-闪烁器，24-放射线限制部件，26A、26B-控制基板，28-壳体，30A、30B-TFT基板，32-像素，32A-传感器部，32B-电容器，32C-薄膜晶体管，34-栅极布线，36-数据布线，40-光学黑体区域，41-放射线屏蔽件，52A、52B-栅极布线驱动器，54A、54B-信号处理部，56A、56B-图像存储器，58A、58B、80-控制部，60、80A-CPU，62-存储器，64、86-存储部，66、92-通信部，70-电源部，80B-ROM，80C-RAM，88-显示部，90-操作部，94-总线，B-骨部区域，E-边缘，L1-实线，L2-实线，R-放射线，S-软部区域，W-受检体。

Claims (13)

1.一种放射线图像摄影***，其具备：
放射线图像摄影装置，其具备：第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及第2放射线检测器，其被层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线所透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
生成部，其对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行了所述第1校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像来生成诊断用图像；及
导出部，其对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行了所述第2校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一方。
2.一种放射线图像摄影***，其具备：
放射线图像摄影装置，其具备：第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及第2放射线检测器，其层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线所透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
控制部，在生成诊断用图像时该控制部进行第1控制，该第1控制包括从所述第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从所述第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行诊断用图像生成用的第1校正处理的控制；在进行定量值的导出时该控制部进行第2控制，该第2控制包括从所述第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从所述第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行定量值导出用的第2校正处理的控制；
生成部，其利用通过所述第1控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来生成诊断用图像；及
导出部，其利用通过所述第2控制获得的第1放射线图像及第2放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一方。
3.根据权利要求1或2所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第2校正处理为待去除的噪声量比通过所述第1校正处理被去除的噪声量多的校正处理及处理结果中所容许的噪声量比所述第1校正处理的处理结果中所容许的噪声量少的校正处理中的至少一方。
4.根据权利要求1至3中任意一项所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第1校正处理为在所述诊断用图像中去除可目视的伪影的校正处理。
5.根据权利要求1至4中任意一项所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第2校正处理为在校正后的所述第2放射线图像中的软部组织的区域及骨部组织的区域中分别抑制每次拍摄时的相对于像素值平均值的偏差的校正处理。
6.根据权利要求1至5中任意一项所述的放射线图像摄影***，其中，
在所述第1放射线检测器与所述第2放射线检测器之间还具备限制放射线的透射的放射线限制部件。
7.根据权利要求1至6中任意一项所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第1放射线检测器及所述第2放射线检测器分别具备被照射放射线而发出光的发光层，
所述第1放射线检测器及所述第2放射线检测器各自的所述多个像素通过接收所述光而产生并蓄积电荷，
所述第1放射线检测器的发光层与所述第2放射线检测器的发光层的发光层组成不同。
8.根据权利要求1至6中任意一项所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第1放射线检测器及所述第2放射线检测器分别具备被照射放射线而发出光的发光层及设置有接收所述光而产生并蓄积电荷的所述多个像素的基板，
所述基板被层叠于所述发光层的放射线入射侧。
9.根据权利要求7或8所述的放射线图像摄影***，其中，
所述第1放射线检测器的发光层包含CsI而构成，
所述第2放射线检测器的发光层包含GOS而构成。
10.一种图像处理装置，其具备：
获取部，其从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备：第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及第2放射线检测器，其被层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
生成部，其对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行了所述第1校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像来生成诊断用图像；及
导出部，其对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行了所述第2校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像来导出骨盐定量及骨密度中的至少一方。
11.一种放射线图像摄影装置，其具备：
第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
第2放射线检测器，其层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及
控制部，在生成诊断用图像时该控制部进行第1控制，该第1控制包括从所述第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从所述第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行诊断用图像生成用的第1校正处理的控制；在进行定量值的导出时该控制部进行第2控制，该第2控制包括从所述第1放射线检测器的多个像素读取电荷的控制及从所述第2放射线检测器的多个像素读取电荷并对根据所读取的电荷而获得的图像数据进行定量值导出用的第2校正处理的控制。
12.一种图像处理方法，其包括如下处理：
通过获取部从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备：第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及第2放射线检测器，其被层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
通过生成部对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行了所述第1校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像而生成诊断用图像；及
通过导出部对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行了所述第2校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像而导出骨盐定量及骨密度中的至少一方。
13.一种图像处理程序，其用于使计算机执行如下处理，该处理包括：
从放射线图像摄影装置获取第1放射线图像及第2放射线图像，该放射线图像摄影装置具备：第1放射线检测器，其包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；及第2放射线检测器，其被层叠配置于所述第1放射线检测器的所述放射线透射而射出的一侧，并且包括蓄积与所照射的放射线相应的电荷的多个像素；
对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行诊断用图像生成用的第1校正处理，并利用进行了所述第1校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像而生成诊断用图像；及
对所述第2放射线检测器拍摄的第2放射线图像进行定量值导出用的第2校正处理，并利用进行了所述第2校正处理后的第2放射线图像及所述第1放射线检测器拍摄的第1放射线图像而导出骨盐定量及骨密度中的至少一方。
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