JP2009078035A - Energy subtraction image generator and method - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce the exposure dose of a subject when generating energy subtraction radiation images by three times or more continuous exposures of radiation. <P>SOLUTION: When an X-ray generator 1 acquires N pieces of radiation images by radiation of N patterns with different energy distributions by the control of an imaging control device 4, the radiation of the N patterns is sequentially and continuously exposed to the subject so that the radiation dose of an optional single exposure out of N times of exposures of radiation is more than the radiation dose in the other (N-1) times of exposure. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、エネルギーサブトラクション用の複数の放射線画像を生成する装置および方法に関するものであり、より詳細には、３回以上の放射線の連続曝射によってエネルギーサブトラクション用の放射線画像を生成する装置および方法に関するものである。   The present invention relates to an apparatus and method for generating a plurality of radiation images for energy subtraction, and more specifically, an apparatus and method for generating a radiation image for energy subtraction by continuous exposure of three or more times of radiation. It is about.

医用画像処理の分野において、同一の被写体に対して相異なるエネルギー分布を有する放射線を照射して２つの放射線画像を得、これら２つの放射線画像の各画素を対応させて、画像信号間で適当な重みづけ係数を乗算した上で減算（サブトラクト）を行って、特定の構造物の画像を表す差信号を得るエネルギーサブトラクション技術が知られている（例えば、特許文献１）。この技術を用いれば、例えば、被写体を人体の胸部とする入力画像から骨成分を除去した軟部画像や、入力画像から軟部成分を除去した骨部画像を生成することができるので、診断対象ではない部分が除去された画像を読影することにより、診断対象部分の画像上での視認性が向上する。   In the field of medical image processing, two radiographic images are obtained by irradiating the same subject with radiation having different energy distributions, and each pixel of these two radiographic images is associated with each other so that an appropriate image signal is obtained. An energy subtraction technique that obtains a difference signal representing an image of a specific structure by performing multiplication (subtraction) after multiplying by a weighting coefficient is known (for example, Patent Document 1). If this technique is used, for example, a soft part image obtained by removing a bone component from an input image in which a subject is a chest of a human body or a bone part image obtained by removing a soft part component from an input image can be generated. By interpreting the image from which the part has been removed, the visibility of the diagnosis target part on the image is improved.

このエネルギーサブトラクション用の２つの放射線画像の撮影・生成方法の１つとして、エネルギー分布の異なる２種類の放射線を連続的に被写体に照射する２ショット法が知られている（例えば、特許文献１）。この２ショット法では、ショット間で照射するエネルギー分布の差を大きく確保することができるため、エネルギーの分離性の点で優れているが、ショット数が増えることで被写体の被曝線量が増えてしまい、被写体への負担が大きくなってしまう。   As one method for capturing and generating two radiation images for energy subtraction, a two-shot method is known in which two types of radiation having different energy distributions are continuously irradiated onto a subject (for example, Patent Document 1). . This two-shot method can ensure a large difference in energy distribution between shots, and is excellent in terms of energy separability. However, as the number of shots increases, the exposure dose of the subject increases. The burden on the subject will increase.

そこで、２ショット法による撮影の際に、１回目の曝射の線量を２回目の曝射のものより少なくすることによって、被写体への放射線曝射を抑制する方法が提案されている（特許文献２）。
特開平３−２６３９８２号公報 特開２００４−２６１４８９号公報 In view of this, a method has been proposed in which the radiation exposure to the subject is suppressed by making the dose of the first exposure smaller than that of the second exposure when photographing by the two-shot method (Patent Document). 2).
Japanese Patent Laid-Open No. 3-263882 Japanese Patent Laid-Open No. 2004-261489

ところで、エネルギーサブトラクション技術を用いて、エネルギー分布の異なるＮ種類（Ｎ≧３）の放射線の被写体への透過・減衰の様子を表すＮ枚の放射線画像からＭ枚（Ｎ≧Ｍ≧１）の成分画像を生成することが考えられる。これによれば、例えば、エネルギー分布の異なる３種類の放射線の被写体への透過・減衰の様子を表す３つの放射線画像から、カテーテルや造影剤等の重元素成分・骨成分・軟部成分の３つの成分画像を生成することができることになる。しかしながら、エネルギー分布の異なる放射線を３回連続で被写体に対して曝射する３ショット法によって上記の３つの放射線画像を得ようとすると、被写体の被曝線量が２ショットの場合よりも増加し、被写体への負担がさらに大きくなってしまうことになる。   By the way, using the energy subtraction technique, M (N ≧ M ≧ 1) components from N radiation images representing the state of transmission / attenuation of N types (N ≧ 3) of radiation having different energy distributions to the subject. It is conceivable to generate an image. According to this, for example, from three radiation images representing the state of transmission / attenuation of three types of radiation having different energy distributions to a subject, three elements of a heavy element component, a bone component, and a soft part component such as a catheter and a contrast medium A component image can be generated. However, when the above three radiation images are obtained by the three-shot method in which radiation with different energy distributions is exposed to the subject three times in succession, the exposure dose of the subject increases as compared with the case of two shots. The burden on will be further increased.

一方、特許文献２には、３ショット以上の連続撮影において被写体への放射線曝射を抑制する具体的方法については何らの記載も示唆もなされていない。   On the other hand, Patent Document 2 does not describe or suggest a specific method for suppressing radiation exposure to a subject in continuous shooting of three or more shots.

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、３回以上の放射線の連続曝射によってエネルギーサブトラクション用の放射線画像を生成する際に、被写体の被曝線量を低減することを可能にする装置および方法を提供することを目的とするものである。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and an apparatus that can reduce the exposure dose of an object when generating a radiation image for energy subtraction by three or more continuous radiation exposures. And to provide a method.

本発明のエネルギーサブトラクション画像撮影方法は、被写体を透過した放射線によって形成される、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線の各々の該被写体中の透過の程度を表すＮ枚の放射線画像を取得する方法であって、前記Ｎパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して前記被写体に曝射することを特徴とする。   In the energy subtraction image capturing method of the present invention, N sheets representing the degree of transmission of each of N patterns (N is a natural number of 3 or more) of radiation with different energy distributions formed by radiation transmitted through the subject. The radiation pattern of the N pattern is exposed to radiation having a radiation dose other than (N−1) times in any one of the N times of radiation exposure. In this case, the subject is successively exposed so as to be larger than the radiation dose at.

本発明のエネルギーサブトラクション画像撮影装置は、上記方法を行う装置である。すなわち、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線を連続して被写体に曝射する放射線発生装置と、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように前記各回の放射線の曝射条件を決定する制御手段とを備えたことを特徴とする。   The energy subtraction image capturing device of the present invention is a device that performs the above method. That is, in a radiation generator that continuously exposes a subject to radiation of N patterns (N is a natural number of 3 or more) having different energy distributions, and in any one of the N times of radiation exposure And a control means for determining the radiation exposure conditions at each time so that the radiation dose is larger than the radiation dose at the other (N-1) exposures.

また、このエネルギーサブトラクション用画像撮影装置は、前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器をさらに備えていてもよい。   The energy subtraction imaging apparatus detects radiation transmitted through the subject for each of N patterns of radiation exposed from the radiation generation device, and represents a radiation image representing the subject based on the detected radiation. A radiation image detector for generating the digital image data may be further provided.

さらに、前記任意の１回の高線量の放射線の曝射は、Ｎ回目の曝射とすることが好ましい。   Furthermore, it is preferable that the arbitrary one-time high-dose radiation exposure is an N-th exposure.

ここで、曝射条件の具体例としては、前記放射線発生装置のＸ線管球の管電流・前記放射線発生装置における放射線の曝射時間・前記放射線画像検出器の放射線の受像面との間の距離が挙げられる。   Here, specific examples of the exposure conditions include the tube current of the X-ray tube of the radiation generator, the radiation exposure time of the radiation generator, and the radiation receiving surface of the radiation image detector. Distance.

また、各回の曝射における曝射条件の決定方法の具体例としては、以下の方法が挙げられる。
（ａ）前記任意の１回の放射線の曝射条件に基づいて、前記他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定する。
（ｂ）Ｎ回の曝射による総放射線量および放射線の連続曝射回数Ｎに基づいて、各曝射における放射線量を決定する。
（ｃ）放射線発生装置・被写体・放射線画像検出器の少なくとも１つについての条件（管電圧、管電流、照射時間、撮影部位、検出器のサイズ・種類等）を表す撮影情報を取得し、取得された撮影情報に基づいて、前記各曝射における放射線量を決定する。
なお、上記方法において、曝射条件の決定の基になる情報の取得方法の具体例としては、ユーザによる入力や、検査オーダ情報の取得等が考えられる。 Moreover, the following method is mentioned as a specific example of the determination method of the exposure conditions in each exposure.
(A) Based on the arbitrary one-time radiation exposure condition, the other (N-1) radiation exposure conditions are determined.
(B) The radiation dose for each exposure is determined based on the total radiation dose by N exposures and the number N of continuous exposures of radiation.
(C) Acquisition and acquisition of imaging information indicating conditions (tube voltage, tube current, irradiation time, imaging region, detector size / type, etc.) for at least one of the radiation generator, subject, and radiation image detector Based on the acquired imaging information, the radiation dose for each exposure is determined.
In the above method, as a specific example of an information acquisition method that is a basis for determining exposure conditions, input by a user, acquisition of examination order information, and the like are conceivable.

また、前記任意の１回の高線量の放射線の曝射における放射線画像を診断用の画像として取り扱うようにしてもよい。具体的には、この放射線画像に対して診断用の画像であることを表す付帯情報を付加したり、診断用画像として表示装置に表示したりすることが考えられる。   Further, a radiographic image in the arbitrary one-time radiation exposure of radiation may be handled as a diagnostic image. Specifically, it is conceivable to add incidental information indicating that this is a diagnostic image to this radiographic image, or display it on a display device as a diagnostic image.

さらに、前記放射線のパターン毎のＮ枚の放射線画像のうちの少なくともＭ枚（Ｍは２以上の自然数）の画像の相対応する画素毎に所定の重みづけ係数（負の値を含みうる）を用いた重みづけ総和を求めることによって、前記被写体中の所定の成分を表す成分画像を生成するようにしてもよい。   Further, a predetermined weighting coefficient (which may include a negative value) is set for each corresponding pixel of at least M (N is a natural number of 2 or more) images of N radiation images for each radiation pattern. A component image representing a predetermined component in the subject may be generated by obtaining the weighted sum used.

ここで、成分画像を生成するエネルギーサブトラクション処理の原理について、３枚の放射線画像を入力とし、軟部・骨・カテーテルや造影剤等の重元素の成分を表す成分画像を生成する場合を例にして説明する。   Here, with respect to the principle of energy subtraction processing for generating a component image, an example of generating a component image representing components of a heavy element such as a soft part, a bone, a catheter, or a contrast medium by inputting three radiographic images explain.

各画像を識別する添え字をn（n＝1、2、3）とし、各画像の成分毎の減弱係数をαn、βn、γn、各画像の各成分の厚さｔs（軟部成分）、ｔb（骨成分）、ｔh（重元素成分）とすると、３つの放射線画像の対数露光量をＥnは、次式（１）（２）（３）のように表すことができる。 The subscript for identifying each image is n (n = 1, 2, 3), the attenuation coefficient for each component of each image is α n , β n , γ n , and the thickness t s of each component of each image (soft part) Component), t b (bone component), and t h (heavy element component), E n represents the log exposure amount of the three radiographic images as shown in the following equations (1), (2), and (3). it can.

Ｅ1＝α1・ｔs＋β1・ｔb＋γ1・ｔh ・・・（１）
Ｅ2＝α2・ｔs＋β2・ｔb＋γ2・ｔh ・・・（２）
Ｅ3＝α3・ｔs＋β3・ｔb＋γ3・ｔh ・・・（３）
ここで、放射線画像の対数露光量Ｅnは、被写体を撮影する際に被写体を透過して放射線検出手段に照射された放射線量を対数変換したものである。露光量は放射線検出手段に照射される放射線を直接検出することにより得ることができるが、放射線画像の個々の画素毎に露光量を検出することは非常に困難である。一方、放射線検出手段において得られる画像の各画素の画素値は露光量が多いほど大きくなることから、画素値と露光量とは互いに対応づけることができるものである。したがって、上記各式の露光量を画素値に置き換えることができる。 E 1 = α 1 · t s + β 1 · t b + γ 1 · t h (1)
E 2 = α 2 · t s + β 2 · t b + γ 2 · t h (2)
E 3 = α 3 · t s + β 3 · t b + γ 3 · t h (3)
Here, log exposure E n of the radiation image is obtained by logarithmically converting the amount of radiation irradiated to the radiation detecting means and transmitted through the subject when photographing the subject. The exposure amount can be obtained by directly detecting the radiation applied to the radiation detection means, but it is very difficult to detect the exposure amount for each individual pixel of the radiation image. On the other hand, since the pixel value of each pixel of the image obtained by the radiation detection means increases as the exposure amount increases, the pixel value and the exposure amount can be associated with each other. Therefore, the exposure amount of each of the above formulas can be replaced with a pixel value.

また、減弱係数αn、βn、γnは、放射線の線質や被写体の成分に左右されるものであり、一般に、放射線の管電圧が高いほど小さく、被写体の成分の原子番号が高いほど大きくなる。したがって、減弱係数αn、βn、γnは、画像毎（エネルギー分布毎）・成分毎に決定されるものであり、実験によって予め求めておくことが可能である。 The attenuation coefficients α n , β n , and γ n depend on the radiation quality and subject components. Generally, the higher the tube voltage of radiation, the lower the atomic number of the subject component. growing. Accordingly, the attenuation coefficients α n , β n , and γ n are determined for each image (for each energy distribution) and for each component, and can be obtained in advance by experiments.

各成分の厚さｔs、ｔb、ｔhは、被写体中の各位置によって異なるものであり、入力される放射線画像から直接得ることはできない。したがって、上記各式では変数として考える。 The thicknesses t s , t b , and t h of each component vary depending on each position in the subject, and cannot be obtained directly from the input radiation image. Therefore, the above equations are considered as variables.

上記各式の右辺の各項は、各成分における放射線の減衰量を表すものであり、上記各式で表される各画像が、各成分における放射線の減衰量の影響が混じり合って反映されたものであることを表している。また、各項は、画像毎（エネルギー分布毎）・成分毎の減弱係数と各成分の厚さの積となっており、各成分における放射線の減衰量はその成分の厚さに依存することを示している。このモデルに基づくと、本発明における、各画像を重みづけして合成することによって画像中の各成分のうちの１つを分離する処理は、上記各式の各々に適切な重みづけ係数を掛けたものの和を求めることによって、上記各式の右辺の分離対象以外の成分を表す各項の係数部分を0にして、分離対象以外の成分の厚さに依存しない関係式を得ることを意味する。したがって、画像中のある成分を分離するためには、上記各式の右辺の分離対象以外の成分を表す各項の係数部分が0となるような重みづけ係数を決定する必要がある。   Each term on the right side of each equation represents the amount of radiation attenuation in each component, and each image represented by each equation was reflected by the influence of the amount of radiation attenuation in each component mixed together. It is a thing. Each term is the product of the attenuation coefficient for each image (for each energy distribution) and each component and the thickness of each component, and the amount of radiation attenuation in each component depends on the thickness of that component. Show. Based on this model, the process of separating one of the components in an image by weighting and synthesizing each image in the present invention is performed by multiplying each of the above equations by an appropriate weighting factor. Means to obtain a relational expression that does not depend on the thickness of the component other than the separation target by calculating the coefficient part of each term representing the component other than the separation target on the right side of each of the above formulas . Therefore, in order to separate a certain component in the image, it is necessary to determine a weighting coefficient such that the coefficient portion of each term representing a component other than the separation target on the right side of each equation is zero.

各対数露光量に対する重みづけ係数をｗ1、ｗ2、ｗ3とすると、各画像の対数露光量Ｅ1、Ｅ2、Ｅ3の重みづけ総和は次式（４）のようになる。 Assuming that the weighting coefficients for the respective log exposure amounts are w 1 , w 2 , and w 3 , the total sum of the log exposure amounts E 1 , E 2 , and E 3 for each image is given by the following equation (4).

ｗ1・Ｅ1＋ｗ2・Ｅ2＋ｗ3・Ｅ3
＝ （ｗ1・α1＋ｗ2・α2＋ｗ3・α3）・ｔs
＋（ｗ1・β1＋ｗ2・β2＋ｗ3・β3）・ｔb
＋（ｗ1・γ1＋ｗ2・γ2＋ｗ3・γ3）・ｔh ・・・（４）
ここで、分離対象の成分を重元素成分とすると、それ以外の成分の厚さｔs、ｔbの係数を0にする必要があるから、次式（５）（６）を同時に満たす重みづけ係数ｗ1h、ｗ2h、ｗ3hを求めればよい。 w 1・ E 1 + w 2・ E 2 + w 3・ E 3
= (W 1 · α 1 + w 2 · α 2 + w 3 · α 3 ) · ts
+ (W 1 · β 1 + w 2 · β 2 + w 3 · β 3 ) · t b
+ (W 1 · γ 1 + w 2 · γ 2 + w 3 · γ 3 ) · t h (4)
Here, if the component to be separated is a heavy element component, it is necessary to set the coefficients of the thicknesses t s and t b of the other components to 0, so that the weights satisfying the following equations (5) and (6) simultaneously are satisfied. The coefficients w 1h , w 2h and w 3h may be obtained.

ｗ1h・α1＋ｗ2h・α2＋ｗ3h・α3＝0 ・・・（５）
ｗ1h・β1＋ｗ2h・β2＋ｗ3h・β3＝0 ・・・（６）
式（５）（６）より、次式（７）を満たすように重みづけ係数ｗ1h、ｗ2h、ｗ3hを決定すればよいことがわかる。 w 1h · α 1 + w 2h · α 2 + w 3h · α 3 = 0 (5)
w 1h · β 1 + w 2h · β 2 + w 3h · β 3 = 0 (6)
It can be seen from equations (5) and (6) that the weighting coefficients w 1h , w 2h , and w 3h may be determined so as to satisfy the following equation (7).

ｗ1h：ｗ2h：ｗ3h
＝（α2・β3−α3・β2）：（α3・β1−α1・β3）：（α1・β2−α2・β1）
・・・（７）
このとき、式（４）の重みづけ総和ｗ1h・Ｅ1＋ｗ2h・Ｅ2＋ｗ3h・Ｅ3は、式（５）（６）を満たすことから、重元素成分の厚さｔhのみに依存する画像を表すものとなる。すなわち、重みづけ総和ｗ1h・Ｅ1＋ｗ2h・Ｅ2＋ｗ3h・Ｅ3で表される画像は、軟部成分や骨成分を含まない、重元素成分のみが分離された画像となる。 w 1h : w 2h : w 3h
= (Α 2 · β 3 -α 3 · β 2) :( α 3 · β 1 -α 1 · β 3) :( α 1 · β 2 -α 2 · β 1)
... (7)
At this time, since the weighted sum w 1h · E 1 + w 2h · E 2 + w 3h · E 3 in Equation (4) satisfies Equations (5) and (6), only the thickness t h of the heavy element component is obtained. It represents the dependent image. That is, the image represented by the weighted sum w 1h · E 1 + w 2h · E 2 + w 3h · E 3 is an image in which only the heavy element component is separated and does not include the soft part component and the bone component.

同様に、軟部成分を分離する場合の重みづけ係数ｗ1s、ｗ2s、ｗ3s、骨成分を分離する場合の重みづけ係数ｗ1b、ｗ2b、ｗ3bについても、上式（４）で分離対象以外の成分の厚さに対する係数が0となるような重みづけ係数の比を求めると、次式（８）（９）のようになる。 Similarly, the weighting coefficients w 1s , w 2s , w 3s for separating the soft component and the weighting coefficients w 1b , w 2b , w 3b for separating the bone component are also separated by the above equation (4). When the ratio of the weighting coefficients so that the coefficient with respect to the thickness of the component other than the target is 0 is obtained, the following equations (8) and (9) are obtained.

ｗ1s：ｗ2s：ｗ3s
＝（β2・γ3−β3・γ2）：（β3・γ1−β1・γ3）：（β1・γ2−β2・γ1）
・・・（８）
ｗ1b：ｗ2b：ｗ3b
＝（γ2・α3−γ3・α2）：（γ3・α1−γ1・α3）：（γ1・α2−γ2・α1）
・・・（９）
なお、上記の重みづけ係数は、例えば、入力となる放射線画像の各々に対応するエネルギー分布を表す情報や、入力となる放射線画像のうちの１つの各画素における放射線量の対数値、入力となる放射線画像のうちの２つの間での各画素における放射線量の対数値の差、各画素における放射線量の比の対数値等の、入力となる放射線画像の少なくとも１つから得られる、各成分の厚さと所定の関係を有するパラメータに基づいて、分離対象の成分毎に、予め実験的に決定することができる。 w 1s : w 2s : w 3s
= (Β 2 · γ 3 -β 3 · γ 2 ): (β 3 · γ 1 -β 1 · γ 3 ): (β 1 · γ 2 -β 2 · γ 1 )
... (8)
w 1b : w 2b : w 3b
= (Γ 2 · α 3 -γ 3 · α 2 ): (γ 3 · α 1 -γ 1 · α 3 ): (γ 1 · α 2 -γ 2 · α 1 )
... (9)
The weighting coefficient is, for example, information representing energy distribution corresponding to each of the input radiographic images, logarithmic value of the radiation dose in each pixel of the input radiographic image, or input. For each component obtained from at least one of the input radiographic images, such as the difference in the logarithmic value of the radiation dose at each pixel between two of the radiographic images, the logarithmic value of the ratio of the radiation dose at each pixel, etc. Based on a parameter having a predetermined relationship with the thickness, it can be experimentally determined in advance for each component to be separated.

本発明によれば、エネルギー分布の異なるＮパターンの放射線によるＮ枚の放射線画像を取得する際に、それらＮパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して被写体に曝射するので、他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量はすべて低線量の曝射となり、Ｎ回の放射線の曝射による被写体の総被曝線量を低減することが可能になり、被写体への負担が軽減される。   According to the present invention, when acquiring N radiation images with N patterns of radiation having different energy distributions, the N patterns of radiation are exposed to any one of N times of radiation exposure. The radiation dose in the other (N-1) exposures is sequentially increased so that the radiation dose in the other (N-1) exposures is successively increased. All become low-dose exposure, and it becomes possible to reduce the total exposure dose of the subject due to N times of radiation exposure, thereby reducing the burden on the subject.

また、この任意の１回の高線量の放射線の曝射による放射線画像を診断用の画像とすれば、診断用の画像の画質も維持することができる。特に、この任意の１回の曝射の曝射条件に基づいて、他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定するようにすれば、診断用の画像の取得のための放射線量は、他の画像の取得のための放射線量の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。   In addition, if a radiographic image obtained by exposure to an arbitrary high dose of radiation is used as a diagnostic image, the image quality of the diagnostic image can be maintained. In particular, if the exposure condition of the other (N-1) times of radiation is determined based on the exposure condition of the arbitrary one time of exposure, the radiation for acquiring a diagnostic image is obtained. Since the dose is not affected by the dose of radiation for acquiring other images, a diagnostic image having the image quality desired by the observer of the image can be obtained.

ところで、従来の２ショット法では、２回のショットの間の被写体の体動（呼吸や心拍等も含む）によって、各ショットによって得られる画像中の構造物の空間的な位置にズレが生じ、エネルギーサブトラクション処理における画像間での加減算の際に、本来画像間で差があるべきでない位置に差分が生じてしまい、処理後の画像中にモーションアーチファクトとなって表れる可能性がある。これに対して、３ショット以上の連続曝射を行う場合には、最初のショットの開始から最後のショットの終了までの時間が２ショットの場合よりも長くなるので、その間に被写体の体動が起きる可能性がさらに高くなり、画像間での位置ズレ量が２ショットの場合よりも大きくなる可能性が高い。また、３ショット以上の場合、エネルギーサブトラクション処理における画像間での加減算の回数が２ショットの場合よりも増加するため、画像間での空間的な位置のズレが生じる頻度も高くなる。したがって、３ショット以上の場合には、エネルギーサブトラクション後の画像中にモーションアーチファクトが生じる可能性が２ショットの場合よりも高くなる。   By the way, in the conventional two-shot method, the subject's body movement (including respiration and heartbeat) between the two shots causes a shift in the spatial position of the structure in the image obtained by each shot, During addition / subtraction between images in the energy subtraction process, a difference may occur at a position where there should not be a difference between images, and may appear as a motion artifact in the processed image. On the other hand, when performing continuous exposure of three or more shots, the time from the start of the first shot to the end of the last shot is longer than in the case of two shots. The possibility of occurrence is further increased, and there is a high possibility that the positional deviation amount between images is larger than that in the case of two shots. In the case of three or more shots, the number of additions / subtractions between images in the energy subtraction process is increased as compared with the case of two shots, and thus the frequency of spatial positional deviation between images is increased. Therefore, in the case of three or more shots, the possibility of motion artifacts occurring in the image after energy subtraction is higher than in the case of two shots.

これに対して、本発明において、Ｎパターンの放射線毎に、被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて放射線画像のデジタル画像データを生成するようにした場合、前記任意の１回をＮ回目とすれば、１回目から（Ｎ−１）回目の曝射では相対的に低線量の放射線が曝射されるので、検出された放射線によって形成される放射線画像のダイナミックレンジも相対的に小さくなる。これにより、検出された放射線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、１回目から（Ｎ−１）回目までの放射線の曝射間隔を短縮し、Ｎ回の放射線の曝射に要する時間を短縮することができる。したがって、その間の被写体の体動が少なくなるため、このようにして生成された画像データを入力としてエネルギーサブトラクションを行えば、画像間での位置ズレの量が小さくなるだけでなく、頻度も低くなるので、処理後の画像は、モーションアーチファクトが軽減された、画質の向上したものとなる。   On the other hand, in the present invention, when the radiation transmitted through the subject is detected for each of N patterns of radiation, and the digital image data of the radiation image is generated based on the detected radiation, the arbitrary 1 If the number of times is the Nth time, since a relatively low dose of radiation is exposed in the first to (N-1) th exposure, the dynamic range of the radiation image formed by the detected radiation is also relative. Become smaller. As a result, the digital imaging processing time based on the detected radiation is shortened, so that the radiation exposure interval from the first time to the (N-1) th time is shortened, and N times of radiation exposure are required. Time can be shortened. Accordingly, since the body movement of the subject during that time is reduced, performing energy subtraction using the image data generated in this way as an input not only reduces the amount of positional deviation between images, but also reduces the frequency. Thus, the processed image has improved image quality with reduced motion artifacts.

また、１回目から（Ｎ−１）回目の曝射における線量を減らすために、各回の曝射時間を短縮するようにすれば、Ｎ回の放射線の曝射に要する時間をさらに短縮することが可能になり、モーションアーチファクトのさらなる軽減に資する。   In addition, in order to reduce the dose in the first to (N-1) th exposure, if the exposure time for each time is reduced, the time required for N times of radiation exposure can be further reduced. This is possible and contributes to further reduction of motion artifacts.

このように、本発明では、１回目から（Ｎ−１）回目までの２以上のショットを低線量で行うようにしたので、Ｎ回の放射線のショットに要するトータルの時間、特に１回目から（Ｎ−１）回目までの２以上のショットに要する時間が短縮される。したがって、３ショット以上の場合のエネルギーサブトラクション処理におけるモーションアーチファクトの軽減にきわめて有効である。   Thus, in the present invention, since two or more shots from the first time to the (N-1) th time are performed at a low dose, the total time required for N shots of radiation, particularly from the first time ( N-1) Time required for two or more shots up to the first time is shortened. Therefore, it is extremely effective in reducing motion artifacts in the energy subtraction process in the case of 3 shots or more.

なお、エネルギーサブトラクション処理の前処理として、上記の画像間の位置ズレを補正する位置合わせ処理を行うことが知られているが、この前処理を行うとしても、もとの画像間の位置ズレの量が小さく頻度が低い方が有利である。   As a pre-process for the energy subtraction process, it is known to perform an alignment process for correcting the positional deviation between the images. Even if this pre-processing is performed, the positional deviation between the original images is not affected. Smaller amounts and less frequent are advantageous.

また、本発明の効果を別の観点から見ると、放射線量を少なくして放射線の曝射間隔を短縮するので、放射線を発生させるＸ線管球に対する負荷が軽減され、装置の寿命を延ばすことができる。   Further, when the effect of the present invention is viewed from another point of view, the radiation dose is reduced and the exposure interval of the radiation is shortened. Therefore, the load on the X-ray tube that generates radiation is reduced, and the life of the apparatus is extended. Can do.

以下、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態として、エネルギー分布の異なる三パターンのＸ線を人体の胸部に曝射することによって３枚の放射線画像を生成し、これらの画像に対してエネルギーサブトラクション処理を行うことによって、軟部・骨・カテーテルのガイドワイヤやペースメーカー等の重元素の各成分を分離した成分画像を生成し、診断用画像とともに表示するＸ線画像診断システムについて説明する。   Hereinafter, referring to the drawings, as an embodiment of the present invention, three radiation images are generated by exposing three patterns of X-rays having different energy distributions to the chest of a human body, and for these images, An X-ray diagnostic imaging system that generates a component image in which each component of heavy elements such as a soft wire / bone / catheter guide wire and a pacemaker is separated by performing energy subtraction processing and displays it together with a diagnostic image will be described.

図１に、本発明の実施形態となる放射線画像診断システムの構成を模式的に表したものである。図に示すように、このシステムは、Ｘ線発生装置１、Ｘ線検出器２、画像処理装置３、撮影制御装置４から構成されており、Ｘ線発生装置１とＸ線検出器２は、被検体Ｓを挟んで対向するように配置されている。また、撮影制御装置４は、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３の各々と接続されているとともに、Ｘ線検出器２は画像処理装置３と接続されている。   FIG. 1 schematically shows a configuration of a radiological image diagnostic system according to an embodiment of the present invention. As shown in the figure, this system is composed of an X-ray generator 1, an X-ray detector 2, an image processing device 3, and an imaging control device 4. The X-ray generator 1 and the X-ray detector 2 are They are arranged so as to face each other across the subject S. The imaging control device 4 is connected to each of the X-ray generator 1, the X-ray detector 2, and the image processing device 3, and the X-ray detector 2 is connected to the image processing device 3.

Ｘ線発生装置１は、Ｘ線を曝射するＸ線管１１と、Ｘ線管１１に管電圧を印加するＸ線高電圧発生器１２とからなり、撮影制御装置４からの制御により、エネルギー分布の異なるＸ線を複数回連続曝射することができる。ここで、エネルギー分布の異なるＸ線は、曝射毎に管電圧を変更して、Ｘ線のスペクトル分布上の最大値・ピーク値・平均値等を変化させることによって発生させることができるが、同一のエネルギー分布でＸ線を発生させ、曝射毎に、異なる特性をもつフィルタを透過させることによって発生させてもよい（特開昭60-225541号公報等参照）。また、曝射毎に管電流や曝射時間を変更して、Ｘ線の線量を変化させることも可能である。なお、管電圧や、管電流、曝射時間、曝射回数等の撮影条件の設定やそれに基づく動作の制御は撮影制御装置４により行われる。   The X-ray generator 1 includes an X-ray tube 11 that emits X-rays, and an X-ray high voltage generator 12 that applies a tube voltage to the X-ray tube 11, and energy is controlled by the imaging control device 4. X-rays with different distributions can be continuously exposed multiple times. Here, X-rays with different energy distributions can be generated by changing the tube voltage for each exposure and changing the maximum value, peak value, average value, etc. on the X-ray spectral distribution, X-rays may be generated with the same energy distribution, and may be generated by passing through filters having different characteristics for each exposure (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-225541). It is also possible to change the X-ray dose by changing the tube current and the exposure time for each exposure. The imaging control device 4 controls the setting of imaging conditions such as the tube voltage, the tube current, the exposure time, the number of exposures, and the operation based thereon.

Ｘ線検出器２は、フラットパネル型の検出器（Flat Panel Detector: FPD）である。図２に模式的に表したように、このＸ線検出器２は、Ｘ線を検出して電荷に変換して蓄積する複数の検出素子２１ａがアクティブマトリックス基板上に２次元的に配置された検出部２１と、検出部２１からの電荷の読出しのタイミングを制御する走査制御部２２と、検出部２１の各検出素子２１ａに蓄積された電荷を読み出し、デジタル画像データに変換する画像変換部２３と、デジタル画像データを画像処理装置３に送信する画像データ送信部２４とから構成されており、走査制御部２２と各検出素子２１ａとは、検出素子２１ａの行毎に共通の走査信号線２５によって接続され、画像変換部２３と各検出素子２１ａとは、検出素子２１ａの列毎に共通の画像信号線２６によって接続されている。   The X-ray detector 2 is a flat panel detector (FPD). As schematically shown in FIG. 2, the X-ray detector 2 includes a plurality of detection elements 21 a that detect and convert X-rays into electric charges and store them two-dimensionally on an active matrix substrate. A detection unit 21, a scanning control unit 22 that controls the timing of reading out charges from the detection unit 21, and an image conversion unit 23 that reads out charges accumulated in each detection element 21 a of the detection unit 21 and converts them into digital image data. And an image data transmission unit 24 that transmits digital image data to the image processing device 3. The scanning control unit 22 and each detection element 21a have a common scanning signal line 25 for each row of the detection elements 21a. The image converter 23 and each detection element 21a are connected by a common image signal line 26 for each column of the detection elements 21a.

ここで、検出素子２１ａとしては、非晶質（アモルファス）セレニウム（ａ−Ｓｅ）等の変換層でＸ線を入射線量に応じた電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたコンデンサに蓄積し、ゲート側が走査信号線２５と、ソース側がコンデンサと、ドレイン側が画像信号線２６と各々接続されたＴＦＴスイッチが走査制御部２２からの制御信号に応じてＯＮにされると、コンデンサに蓄積された電荷によって表される画像信号を画像信号線２６に出力する直接変換方式のものを採用することができる。あるいは、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等の蛍光体（シンチレータ）でＸ線を一旦光に変換し、変換された光をフォトダイオードでさらに電荷に変換し、変換された電荷をコンデンサに蓄積し、上記直接変換方式と同様の接続形態のＴＦＴスイッチが走査制御部２２からの制御信号に応じてＯＮにされると、コンデンサに蓄積された電荷を画像信号線２６に出力する間接変換方式のものを採用してもよい。   Here, as the detection element 21a, X-rays are directly converted into charges according to the incident dose by a conversion layer such as amorphous selenium (a-Se), and the converted charges are converted to the lower part of the conversion layer. Accumulated in a capacitor connected to the electrode, a TFT switch whose gate side is connected to the scanning signal line 25, the source side is connected to the capacitor, and the drain side is connected to the image signal line 26 is turned ON in response to a control signal from the scanning control unit 22 Then, a direct conversion system that outputs an image signal represented by the electric charge accumulated in the capacitor to the image signal line 26 can be adopted. Alternatively, X-rays are once converted into light with a phosphor (scintillator) such as cesium iodide (CsI), the converted light is further converted into charges with a photodiode, and the converted charges are accumulated in a capacitor. When the TFT switch having the same connection form as in the direct conversion method is turned on in response to a control signal from the scanning control unit 22, an indirect conversion method is employed in which the charge accumulated in the capacitor is output to the image signal line 26. May be.

走査制御部２２は、ゲート回路として構成されており、撮影制御装置４からの制御により、所定のタイミングで走査信号線２５の各々にパルス信号を送る。   The scanning control unit 22 is configured as a gate circuit, and sends a pulse signal to each of the scanning signal lines 25 at a predetermined timing under the control of the imaging control device 4.

画像変換部２３は、画像信号線２６に出力された画像信号を増幅する増幅器２３ａと、増幅された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ変換器２３ｂと、デジタル化された画像データを記憶する画像メモリ２３ｃとから構成されている。   The image converter 23 includes an amplifier 23a that amplifies the image signal output to the image signal line 26, an A / D converter 23b that digitizes the amplified image signal, and an image that stores the digitized image data. And a memory 23c.

このＸ線検出器２は、撮影制御装置４からの制御により、近傍の複数の検出素子２１ａに蓄積された電荷をまとめて加算して読み出すビニングを行うことができる。ビニングの種類としては、2x2ピクセル等の対称形のものや、1x2ピクセル等の非対称形のもの等の公知のものを採用することができる。例えば、撮影制御装置４が1(列)x2(行)ピクセルのビニングを行うように制御信号をＸ線検出器２に送出した場合、走査制御部２２が、隣接する２本の走査信号線２５に同時に制御信号を送出し、隣接する２行分の検出素子２１ａのＴＦＴスイッチを同時にＯＮにする。これにより、検出素子２１ａの列毎に、２つの検出素子２１ａのコンデンサに蓄積された電荷が加算されて画像信号線２６に出力される。このように、検出素子２１ａのコンデンサに蓄積された電荷を２行分ずつ読み出すことによって、1x2ピクセルのビニングが実現される。ビニングによって読み出された画像信号から得られたデジタル画像は、ビニングを行わずに読み出された画像信号から得られたデジタル画像よりも低画素のものとなる。例えば、1(列)x2(行)ピクセルのビニングで得られる画像の列方向の画素数は、ビニングを行わずに得られた画像と同じであるが、行方向の画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／２になり、総画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／２になる。同様に、2x2ピクセルのビニングで得られた画像の総画素数は、ビニングを行わずに得られた画像の１／４（1/2×1/2）になる。一方、複数の検出素子２１ａから同時に電荷を読み出すため、その読出しに要する時間は、ビニングを行わない場合よりも短縮される。   The X-ray detector 2 can perform binning by adding together and reading out charges accumulated in a plurality of nearby detection elements 21 a under the control of the imaging control device 4. As the type of binning, known ones such as a symmetrical one such as 2 × 2 pixels or an asymmetric one such as 1 × 2 pixels can be adopted. For example, when the imaging control device 4 sends a control signal to the X-ray detector 2 so as to perform binning of 1 (column) × 2 (row) pixels, the scanning control unit 22 has two adjacent scanning signal lines 25. At the same time, a control signal is sent to simultaneously turn on the TFT switches of the detection elements 21a for two adjacent rows. As a result, the charges accumulated in the capacitors of the two detection elements 21 a are added for each column of the detection elements 21 a and output to the image signal line 26. In this manner, 1 × 2 pixel binning is realized by reading out the electric charge accumulated in the capacitor of the detection element 21a by two rows. A digital image obtained from an image signal read by binning has a lower pixel than a digital image obtained from an image signal read without binning. For example, the number of pixels in the column direction of the image obtained by binning 1 (column) x 2 (row) pixels is the same as the image obtained without binning, but the number of pixels in the row direction is binned. The total number of pixels is ½ of the image obtained without binning. Similarly, the total number of pixels of an image obtained by binning of 2 × 2 pixels is ¼ (1/2 × 1/2) of an image obtained without binning. On the other hand, since charges are read simultaneously from the plurality of detection elements 21a, the time required for the reading is shortened compared with the case where binning is not performed.

画像処理装置３は、画像等の表示を行う高精細液晶ディスプレイと、ユーザからの入力を受け付けるキーボードやマウス等と、ＣＰＵやメモリ、ハードディスク、通信インターフェース等を備えた本体とを有するコンピュータであり、エネルギーサブトラクション処理によって成分画像を生成する機能を有している。   The image processing apparatus 3 is a computer having a high-definition liquid crystal display that displays images and the like, a keyboard and a mouse that accept input from a user, and a main body that includes a CPU, a memory, a hard disk, a communication interface, and the like. It has a function of generating component images by energy subtraction processing.

図３のブロック図に模式的に示したように、画像処理装置３によるエネルギーサブトラクション処理は、撮影制御装置４から撮影条件情報（管電圧）を取得する撮影条件受信部３１と、受信した撮影条件情報に基づいて重みづけ係数テーブル３２を参照し、分離対象の成分毎・画像毎の重みづけ係数を取得する重みづけ係数決定部３３と、Ｘ線検出器２から送信された３枚の画像の画像データを受信する画像受信部３４と、受信した画像のうちの低解像度（低画素数）のものを高解像度化して、３つの画像の解像度（画素数）を同じにする解像度変換部３５と、解像度変換後の３つの画像の相対応する画素毎に、重みづけ係数決定部３３で決定された重みづけ係数を用いた重みづけ総和を算出することによって各成分を表す３つの成分画像を生成する成分画像生成部３６と、生成された成分画像や、画像受信部３４で受信した診断用画像をディスプレイに表示する画像表示部３７とによって実現される。このエネルギーサブトラクション処理は、画像処理装置３に格納されたプログラムを実行することによって実現される。   As schematically shown in the block diagram of FIG. 3, the energy subtraction processing by the image processing device 3 includes the imaging condition receiving unit 31 that acquires imaging condition information (tube voltage) from the imaging control device 4 and the received imaging conditions. Based on the information, the weighting coefficient table 32 is referred to, the weighting coefficient determining unit 33 for acquiring the weighting coefficient for each component to be separated and for each image, and the three images transmitted from the X-ray detector 2. An image receiving unit 34 that receives image data, and a resolution converting unit 35 that increases the resolution (number of pixels) of the three images by increasing the resolution of the received image having a low resolution (number of pixels); The three component images representing the respective components are calculated by calculating a weighted sum using the weighting coefficient determined by the weighting coefficient determining unit 33 for each corresponding pixel of the three images after resolution conversion. A component image generating unit 36 for forming, and generated component images, diagnostic images received by the image receiving unit 34 is realized by the image display unit 37 to be displayed on the display. This energy subtraction process is realized by executing a program stored in the image processing apparatus 3.

ここで、解像度変換部３５で高解像度化される画像とは、Ｘ線検出器２においてビニングによって得られた画像のことである。また、放射線画像の高解像度化には、スプライン補間等のスムージングによる方法や、画像中のローカルな特徴量を利用して繰り返しによる高解像度化を行う方法、マルコフランダム確率場（W.T.Freeman, E.C.Pasztor, O.T.Carmichael，”Learning Low-Level Vision”, IJCV, 2000, Vol.40, No.1, pp.25-47等参照）やTexton置換（上村健二，津村徳道，中口俊哉，菅谷隆，三宅洋一，“Texton置換に基づく画像の高解像度化手法”, 映像情報メディア学会誌, 2003, Vol60，No.10，pp.1-3等参照）等の学習を利用した方法等、公知の方法を採用することができる。なお、ここでの解像度は、単位面積・長さ当たりの画素数ではなく、画像中の画素の総数を意味している。   Here, the image whose resolution is increased by the resolution conversion unit 35 is an image obtained by binning in the X-ray detector 2. In addition, to improve the resolution of radiographic images, a method using smoothing such as spline interpolation, a method to increase resolution by using local features in the image, Markov random random fields (WTFreeman, ECPasztor , OTCarmichael, "Learning Low-Level Vision", IJCV, 2000, Vol.40, No.1, pp.25-47 etc.) and Texton substitution (Kenji Uemura, Tokumichi Tsumura, Toshiya Nakaguchi, Takashi Sugaya, Takashi Miyake Yoichi, “Imageon Resolution Method Based on Texton Replacement”, Journal of the Institute of Image Information and Television Engineers, 2003, Vol60, No.10, pp.1-3 etc.) Can be adopted. Here, the resolution means not the number of pixels per unit area / length, but the total number of pixels in the image.

重みづけ係数テーブル３２は、図４に例示したように、撮影条件情報（３回の曝射におけるエネルギー分布を表す管電圧で、低圧、中圧、高圧の順）と分離対象の成分の組合せに対して、３つの放射線画像の各々に対する重みづけ係数（低圧、中圧、高圧の順）を関連づけたものである。すなわち、この重みづけ係数テーブル３２は、入力された放射線画像から分離対象の成分を抽出するための重みづけ係数の値を、入力される放射線画像の管電圧の値毎に定めたものである。このテーブルへの値の登録は予め行っておいた実験の結果データに基づいて行うことができる。   As illustrated in FIG. 4, the weighting coefficient table 32 is a combination of imaging condition information (tube voltage representing energy distribution in three exposures in the order of low pressure, medium pressure, and high pressure) and a component to be separated. On the other hand, weighting factors (in order of low pressure, medium pressure, and high pressure) for each of the three radiographic images are associated with each other. In other words, the weighting coefficient table 32 defines weighting coefficient values for extracting components to be separated from the input radiation image for each tube voltage value of the input radiation image. The registration of values in this table can be performed based on the result data of experiments conducted in advance.

図５は、成分画像生成部３６の処理によって生成される画像を模式的に表したものである。ここでは、図３に示したように、入力画像Ｉ1、Ｉ2、Ｉ3の管電圧が各々Ｖ1、Ｖ2、Ｖ3であり、重みづけ係数決定部３３による図４の重みづけ係数テーブル３２の参照の結果、管電圧Ｖ1の画像Ｉ1、管電圧Ｖ2の画像Ｉ2、管電圧Ｖ3の画像Ｉ3に対する重みづけ係数が、分離対象が軟部の場合は各々ｓ1、ｓ2、ｓ3、分離対象が骨の場合は各々ｂ1、ｂ2、ｂ3、分離対象が重元素の場合は各々ｈ1、ｈ2、ｈ3に決定されたとする。まず、図５（ａ）に示したように、軟部成分、骨成分、および、重元素成分が含まれる入力画像Ｉ1、Ｉ2、Ｉ3の相対応する画素毎にｓ1・Ｉ1＋ｓ2・Ｉ2＋ｓ3・Ｉ3で表される重みづけ総和を算出することによって、骨成分と重元素成分が除去された軟部画像Ｉsが生成される。同様に、ｂ1・Ｉ1＋ｂ2・Ｉ2＋ｂ3・Ｉ3で表される重みづけ総和を算出することによって、軟部成分と重元素成分が除去された骨部画像Ｉb（図５（ｂ））が生成される。さらに、ｈ1・Ｉ1＋ｈ2・Ｉ2＋ｈ3・Ｉ3で表される重みづけ総和を算出することによって、軟部成分と骨成分が除去された重元素画像Ｉh（図５（ｃ））が生成される。 FIG. 5 schematically shows an image generated by the processing of the component image generation unit 36. Here, as shown in FIG. 3, the tube voltages of the input images I 1 , I 2 , and I 3 are V 1 , V 2 , and V 3 , respectively, and the weighting coefficients shown in FIG. results of the reference table 32, the image I 1 of the tube voltage V 1, the image I 2 of the tube voltage V 2, weighting factors for the image I 3 of the tube voltage V 3 are each if separation target is soft s 1, Assume that s 2 and s 3 are determined as b 1 , b 2 , and b 3 , respectively, when the separation target is a bone, and h 1 , h 2 , and h 3 when the separation target is a heavy element, respectively. First, as shown in FIG. 5A, s 1 · I 1 + s is obtained for each corresponding pixel of the input images I 1 , I 2 , and I 3 including the soft part component, the bone component, and the heavy element component. By calculating the weighted sum represented by 2 · I 2 + s 3 · I 3 , the soft part image I s from which the bone component and the heavy element component are removed is generated. Similarly, by calculating a weighted sum represented by b 1 · I 1 + b 2 · I 2 + b 3 · I 3 , the bone part image I b from which the soft part component and the heavy element component have been removed (FIG. 5 ( b)) is generated. Further, by calculating a weighted sum represented by h 1 · I 1 + h 2 · I 2 + h 3 · I 3 , the heavy element image I h from which the soft part component and the bone component are removed (FIG. 5C) ) Is generated.

撮影制御装置４は、画像診断のための撮影や画像生成を含む検査オーダを発行するオーダリングシステムから検査オーダ情報を受信する検査オーダ受信部４１と、ユーザによる指示の入力を行うタッチパネル等の入力部４２と、検査オーダや撮影条件等の各種情報を表示する表示部４３と、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３に対して撮影条件や動作を制御するための信号の送受信を行う通信部４４と、検査オーダ受信部４１で受信した検査オーダ情報や入力部４２から入力された情報に基づいて撮影条件を決定するとともに、前記各部の動作の制御を行う制御部４５とから構成されている。   The imaging control device 4 includes an examination order receiving unit 41 that receives examination order information from an ordering system that issues examination orders including imaging and image generation for image diagnosis, and an input unit such as a touch panel that inputs instructions from the user. 42, a display unit 43 for displaying various information such as examination orders and imaging conditions, and signals for controlling imaging conditions and operations for the X-ray generator 1, the X-ray detector 2, and the image processing apparatus 3. A communication unit 44 that performs transmission / reception, a control unit 45 that determines imaging conditions based on inspection order information received by the inspection order receiving unit 41 and information input from the input unit 42, and controls operations of the respective units. It is composed of

ここでは、撮影条件の具体例として、Ｘ線発生装置１で行われる３回のショットの各々におけるＸ線のエネルギー分布を表す管電圧、各ショットにおけるＸ線の線量を表す管電流や曝射時間、Ｘ線検出器２で生成される放射線画像の画素数に対応するビニングの実行の有無やビニングのサイズが決定するものとする。   Here, as specific examples of imaging conditions, a tube voltage representing an X-ray energy distribution in each of three shots performed by the X-ray generator 1, a tube current representing an X-ray dose in each shot, and an exposure time. The presence or absence of binning and the size of binning corresponding to the number of pixels of the radiation image generated by the X-ray detector 2 are determined.

本実施形態では、撮影制御装置４は、検査オーダ情報と撮影条件のデフォルト値を対応づけた撮影条件テーブル（図示なし）を有しており、検査オーダ受信部４１で受信した検査オーダ情報を解析し、撮影条件テーブルに基づいて、撮影条件の初期値を決定して、表示部４３に表示し、入力部４２を用いたユーザからの撮影条件の修正指示を受け付け、最終的な撮影条件を確定する。   In the present embodiment, the imaging control apparatus 4 has an imaging condition table (not shown) in which the inspection order information and the default values of the imaging conditions are associated with each other, and analyzes the inspection order information received by the inspection order receiving unit 41. Then, based on the shooting condition table, the initial value of the shooting condition is determined and displayed on the display unit 43, the shooting condition correction instruction from the user using the input unit 42 is accepted, and the final shooting condition is confirmed. To do.

例えば、撮影条件テーブルには、「撮影分類＝一般撮影、撮影部位＝胸部、撮影方法＝立位、撮影方向＝正面、撮影方法＝低圧・中圧・高圧、生成画像＝診断用画像、骨部画像、軟部画像、重元素画像」という検査オーダ情報に対して、「管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし）」という撮影条件のデフォルト値を対応づけておくことが好ましい。以下、このデフォルト値について詳細に説明する。   For example, the imaging condition table includes “imaging classification = general imaging, imaging region = chest, imaging method = standing, imaging direction = front, imaging method = low pressure / medium pressure / high pressure, generated image = diagnostic image, bone part. For inspection order information such as “image, soft part image, heavy element image”, “tube voltage = first time: 40 kV, second time: 80 kV, third time: 120 kV, tube current = first time: 200 mA, second time: 200 mA, 3 1st time: 200mA, exposure time = 1st time: 50msec • 2nd time: 10msec • 3rd time: 10msec, number of pixels = 1st time: 880 × 880 pixels (2 × 2 binning) • 2nd time: 880 × 880 pixels (2 ×) It is preferable to associate a default value of the photographing condition of “2 binning) / third time: 1760 × 1760 pixels (no binning)”. Hereinafter, the default value will be described in detail.

図７は、上記検査オーダ情報に示された分離対象成分である軟部・骨・ヨード造影剤等の重元素の各々についての管電圧と減弱係数の関係を表したものである。図にはヨウ素（ヨード造影剤）のＫ吸収端が約33keVであることが示されている。そこで、この約33keV前後にピークエネルギーもしくは平均エネルギーをもつＸ線を利用すれば、２パターンのＸ線に対するヨウ素の吸収特性が大きく異なるので、ヨード造影剤の集積した部分と集積していない部分のコントラストが大きい放射線画像を得ることができる。したがって、ヨウ素成分を分離するには、ピークエネルギーもしくは平均エネルギーが約33keVより小さいショットと、ピークエネルギーもしくは平均エネルギーが約33keVよりも大きいショットとを行うことが好ましい。また、図の骨部と軟部の減弱係数分布に注目すると、管電圧が低いところでは骨部と軟部の減弱係数の差が大きく、管電圧が高いところではその差は小さくなっていることから、骨部と軟部を分離しやすくするためには、前記の両ショットにおいて、できるだけピークエネルギーもしくは平均エネルギーが異なるようにすることが好ましいことがわかる。   FIG. 7 shows the relationship between the tube voltage and the attenuation coefficient for each of heavy elements such as soft part, bone, and iodine contrast medium, which are the separation target components shown in the examination order information. The figure shows that the K absorption edge of iodine (iodine contrast agent) is about 33 keV. Therefore, if X-rays having peak energy or average energy around 33 keV are used, the absorption characteristics of iodine for the two patterns of X-rays are greatly different. A radiographic image having a high contrast can be obtained. Therefore, in order to separate the iodine component, it is preferable to perform a shot with a peak energy or average energy smaller than about 33 keV and a shot with a peak energy or average energy larger than about 33 keV. Also, paying attention to the attenuation coefficient distribution of the bone part and soft part in the figure, the difference between the attenuation coefficient of the bone part and the soft part is large where the tube voltage is low, and the difference is small where the tube voltage is high, It can be seen that it is preferable to make the peak energy or the average energy different between the two shots as much as possible in order to easily separate the bone portion and the soft portion.

一方、一般胸部撮影では、通常、Ｘ線管１１の管電圧は120kVに設定して撮影され、この撮影によって得られた画像が診断用の画像として用いられている。   On the other hand, in general chest imaging, imaging is usually performed with the tube voltage of the X-ray tube 11 set to 120 kV, and an image obtained by this imaging is used as a diagnostic image.

以上より、上記検査オーダに対しては、例えば、３回のショットでの最大管電圧を40kV、80kV、120kVとして撮影することが好ましい。図８Ａ，Ｂ，Ｃは、各々、管電圧が40kV、80kV、120kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの例である。   As described above, for the inspection order, for example, it is preferable that the maximum tube voltage in three shots is taken as 40 kV, 80 kV, and 120 kV. 8A, 8B, and 8C are examples of irradiation X-ray spectra when the tube voltages are 40 kV, 80 kV, and 120 kV, respectively.

また、放射線量については、放射線量が低くなると、得られる画像の画質はＳＮ比の点で劣化してしまう。したがって、診断用の画像の放射線量を低くすると、診断用画像の画質が劣化してしまい、診断精度が低下する恐れがあるので、管電圧は120kVでの診断用画像の撮影の際には高線量で撮影することが好ましい。   As for the radiation dose, when the radiation dose is lowered, the image quality of the obtained image is deteriorated in terms of the SN ratio. Therefore, if the radiation dose of the diagnostic image is lowered, the image quality of the diagnostic image may be deteriorated and the diagnostic accuracy may be lowered. Therefore, when the diagnostic voltage is taken at 120 kV, the tube voltage is high. It is preferable to photograph with a dose.

一方、管電圧が40kV、80kVで撮影される画像については、診断用には用いられず、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる。したがって、これらの画像を低線量で撮影によって得たとしても診断用画像の画質を劣化させることはない。また、低線量での撮影では、Ｘ線検出器２で得られる画像信号のダイナミックレンジが相対的に小さくなる。その結果、検出されたＸ線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、ショット間隔を通常線量での撮影よりも短縮することができ、ショット間における患者の動きによって生じる、成分画像中のモーションアーチファクトを低減することが可能となる。   On the other hand, images taken at tube voltages of 40 kV and 80 kV are not used for diagnosis but are used for generating component images by energy subtraction processing. Therefore, even if these images are obtained by photographing at a low dose, the image quality of the diagnostic image is not deteriorated. Further, in imaging with a low dose, the dynamic range of the image signal obtained by the X-ray detector 2 becomes relatively small. As a result, the processing time for digital imaging based on the detected X-rays is shortened, so that the shot interval can be shortened compared with the imaging with the normal dose. Motion artifacts can be reduced.

したがって、管電圧が40kV、80kVのショットは、管電圧が120kVのショットよりも低線量で撮影するとともに、管電圧が40kV、80kVのショットを管電圧が120kVのショットよりも先に行うことが好ましい。これにより、上記のモーションアーチファクトの軽減に資するだけでなく、他のショットでの線量を少なくすることにより被検体の負担を軽減できる。また、最終ショット、すなわち診断用画像の撮影では通常通りの線量とすることにより、診断用画像の画質が維持できる。   Therefore, shots with tube voltages of 40 kV and 80 kV are preferably taken at a lower dose than shots with tube voltage of 120 kV, and shots with tube voltages of 40 kV and 80 kV are preferably performed before shots with tube voltage of 120 kV. . This not only contributes to the reduction of the above-mentioned motion artifact, but also reduces the burden on the subject by reducing the dose in other shots. In addition, the image quality of the diagnostic image can be maintained by using the usual dose in the final shot, that is, the imaging of the diagnostic image.

図９は、撮影条件を上記デフォルト値に設定した場合の各ショットにおける線量の配分の一例を表したものである。ここで、被写体の被曝線量を直接測定することはできない、NDD（Numerical Dose Determination）法により、予め記録された物質毎の吸収特性や、管電圧から曝射されるX線のエネルギースペクトルに基づいて、管電圧、管電流、時間、総濾過量、撮影距離に応じて算出した入射表面線量（単位：Gy）を、被写体の被曝線量を推定しうる値として用いている。図に示したように、上記のデフォルトの撮影条件では、最初の２ショットの線量は３ショット目の線量の４０％前後となり、これにより、３ショットでの合計の線量(275μGy)が、日本放射線技師会の医療被曝ガイドラインにおける胸部正面のＸ線単純撮影の被曝低減目標値（300μGy）を超えないようになっている。なお、ここでは放射線量を被写体入射表面線量で定義しているが、実際にはＸ線管１１の管電流と曝射時間の積で与えられるmAs値を用いてもよく、被写体透過後にＸ線検出器２に到達した線量で置き換えることも可能である。また、撮影の際には、低線量での撮影は、例えば、Ｘ線管１１の管電流を小さくしたり、曝射されるＸ線の曝射時間を短縮させたりすることによって実現することができるが、曝射時間で線量を調整することにより、低線量撮影となる最初の２ショットに要する時間を短縮することが可能になり、モーションアーチファクトの軽減により効果的である。ただし、物質のＸ線の吸収係数はＸ線のエネルギーが低くなるほど大きくなるため、上記のNDD法を用いるなどして、管電圧も考慮する必要がある。   FIG. 9 shows an example of dose distribution in each shot when the imaging condition is set to the default value. Here, based on the absorption characteristics of each substance recorded in advance by the NDD (Numerical Dose Determination) method and the energy spectrum of X-rays exposed from the tube voltage, the exposure dose of the subject cannot be directly measured. The incident surface dose (unit: Gy) calculated according to the tube voltage, the tube current, the time, the total filtration amount, and the imaging distance is used as a value for estimating the exposure dose of the subject. As shown in the figure, under the above default imaging conditions, the dose for the first 2 shots is around 40% of the dose for the 3rd shot, which means that the total dose for 3 shots (275μGy) is It does not exceed the exposure reduction target value (300 μGy) of X-ray simple radiography of the front of the chest in the medical exposure guidelines of the Society of Engineers. Here, although the radiation dose is defined by the subject incident surface dose, in practice, a mAs value given by the product of the tube current of the X-ray tube 11 and the exposure time may be used. It is also possible to replace with the dose that has reached the detector 2. In imaging, imaging at a low dose can be realized, for example, by reducing the tube current of the X-ray tube 11 or shortening the exposure time of the X-rays to be exposed. However, by adjusting the dose according to the exposure time, the time required for the first two shots for low-dose imaging can be shortened, which is more effective in reducing motion artifacts. However, since the X-ray absorption coefficient of the substance increases as the X-ray energy decreases, it is necessary to consider the tube voltage by using the above-mentioned NDD method.

さらに、上記のモーションアーチファクトの軽減の観点からは、画像信号を読み出す際にビニングを行うことによって高速に読み出す方が好ましい。一方、ビニングを行った場合、生成される画像は低画素のものとなってしまうので、診断用画像の取得の際にビニングを行うのは適切ではない。したがって、最初の２ショットでは、ビニングを行って、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像を生成し、第３ショットでは、ビニングを行わずに診断用の画像を生成することが好ましい。この場合、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像が低画素のものとなってしまうが、エネルギーサブトラクション処理では、前記の重みづけ係数の一部が負の値となり、実質的には減算が行われるため、処理後の画像の画素値は処理前よりも小さくなり、ＳＮ比が低下するだけでなく、上記の管電圧と線量についての説明で記載したとおり、第１ショットおよび第２ショットは低圧撮影であるため到達線量が少なく、ＳＮ比が悪くなることから、エネルギーサブトラクション処理による成分画像の生成のために用いられる放射線画像では、画素数よりもＳＮ比を重視した処理の方が望ましいといえる。   Furthermore, from the viewpoint of reducing the above-mentioned motion artifact, it is preferable to read out at high speed by performing binning when reading out the image signal. On the other hand, when binning is performed, the generated image is a low-pixel image, so it is not appropriate to perform binning when acquiring a diagnostic image. Therefore, in the first two shots, binning is performed to generate a radiation image used for generating a component image by energy subtraction processing, and in the third shot, diagnostic images are generated without performing binning. Is preferred. In this case, the radiation image used for generating the component image by the energy subtraction process becomes a low pixel one. However, in the energy subtraction process, a part of the weighting coefficient becomes a negative value, which is substantially Since the subtraction is performed, the pixel value of the processed image becomes smaller than that before the processing, and not only the SN ratio is lowered, but also as described in the description of the tube voltage and the dose, the first shot and Since the second shot is low-pressure imaging, the arrival dose is small and the S / N ratio deteriorates. Therefore, in the radiographic image used for generating the component image by the energy subtraction process, the S / N ratio is more important than the number of pixels. This is preferable.

図１０は、３ショットで生成される放射線画像の画素数の一例である。図に示したように、Ｘ線検出器２が1760x1760の検出素子２１ａを有しているとすると、第３ショット目ではビニングを行わずに1760x1760ピクセルとして画像信号を読み出し、第１および第２ショット目は2x2ビニングにより880x880ピクセルとして読み出すことが考えられる。   FIG. 10 is an example of the number of pixels of the radiation image generated by three shots. As shown in the figure, if the X-ray detector 2 has a detection element 21a of 1760x1760, the image signal is read as 1760x1760 pixels without binning in the third shot, and the first and second shots The eye can be read out as 880x880 pixels by 2x2 binning.

以上のことから、３ショットの胸部正面の一般撮影によって診断用画像・骨部画像・軟部画像・重元素画像を取得するという検査オーダに対しては、例えば、「管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし）」という撮影条件を設定することが好ましいといえる。すなわち、曝射するＸ線のエネルギー分布（管電圧）は、分離対象成分の減弱係数分布に応じて設定し、Ｘ線の線量は、最後のショットの線量が、他のショットの線量よりも高くなるように設定し、Ｘ線検出器２で生成される放射線画像の画素数は、最後のショットで生成される放射線画像が、他のショットで生成される放射線画像よりも高画素となるように設定し、最後のショットで生成される放射線画像を診断用の画像とすることが好ましいといえる。   From the above, for an examination order in which a diagnostic image, a bone image, a soft image, and a heavy element image are acquired by general imaging of the chest front of 3 shots, for example, “tube voltage = first time: 40 kV Second time: 80 kV, third time: 120 kV, tube current = first time: 200 mA, second time: 200 mA, third time: 200 mA, exposure time = first time: 50 msec, second time: 10 msec, third time: 10 msec, number of pixels = It is preferable to set the shooting conditions of "First: 880 x 880 pixels (2 x 2 binning), Second: 880 x 880 pixels (2 x 2 binning), Third: 1760 x 1760 pixels (no binning)" I can say that. That is, the energy distribution (tube voltage) of the X-rays to be exposed is set according to the attenuation coefficient distribution of the component to be separated, and the X-ray dose is higher than the dose of the other shots. The number of pixels of the radiographic image generated by the X-ray detector 2 is set so that the radiographic image generated in the last shot is higher than the radiographic images generated in other shots. It can be said that it is preferable to set the radiation image generated in the last shot to be a diagnostic image.

図１１Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅは、本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャートである。   11A, B, C, D, and E are flowcharts showing the flow of processing performed in the radiological image diagnostic system according to the embodiment of the present invention.

まず、撮影制御装置４の検査オーダ受信部４２が、上記の「３ショットの胸部正面の一般撮影によって診断用画像・骨部画像・軟部画像・重元素画像を取得する」という検査オーダを受信し、制御部４５が、撮影条件テーブルの参照によって、撮影条件のデフォルト値（管電圧＝１回目：40kV・２回目：80kV・３回目：120kV、管電流＝１回目：200mA・２回目：200mA・３回目：200mA、曝射時間＝１回目：50msec・２回目：10msec・３回目：10msec、画素数＝１回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・２回目：880×880ピクセル（2×2ビニング）・３回目：1760×1760ピクセル（ビニングなし））を取得し、ユーザが入力部４２を用いて撮影条件の修正指示を行った後、撮影条件を確定する(#4-1)。撮影条件の確定は、ユーザが入力部４２を用いて特定の操作を行うことによって行われる。なお、ここでは、ユーザによる撮影条件の修正は行われなかったものとする。   First, the inspection order receiving unit 42 of the imaging control device 4 receives the above-described inspection order “acquires a diagnostic image, a bone image, a soft image, and a heavy element image by general imaging of the three-chest front of the chest”. , By referring to the shooting condition table, the control unit 45 sets the shooting condition default values (tube voltage = first time: 40 kV, second time: 80 kV, third time: 120 kV, tube current = first time: 200 mA, second time: 200 mA, 3rd: 200mA, exposure time = 1st: 50msec • 2nd: 10msec • 3rd: 10msec, number of pixels = 1st: 880 × 880 pixels (2 × 2 binning) • 2nd: 880 × 880 pixels (2 X2 binning) · 3rd: 1760 x 1760 pixels (no binning)) is acquired, and after the user gives an instruction to correct the shooting conditions using the input unit 42, the shooting conditions are determined (# 4-1) . The shooting condition is determined by the user performing a specific operation using the input unit 42. In this case, it is assumed that the shooting conditions are not corrected by the user.

次に、撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を経由して、確定された撮影条件をＸ線発生装置１、Ｘ線検出器２、画像処理装置３に送信する(#4-2)。ここで、各機器には、撮影条件のうち、その機器で必要とされるもの、特に、処理全体に関するもの、あるいは、１回目の曝射に関するものが送信される。   Next, the control unit 45 of the imaging control device 4 transmits the determined imaging conditions to the X-ray generation device 1, the X-ray detector 2, and the image processing device 3 via the communication unit 44 (# 4- 2). Here, among the imaging conditions, the imaging conditions required by the device, particularly those related to the entire processing or those related to the first exposure are transmitted.

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から１回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-1)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-2)。設定完了後、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-3)。   The X-ray generator 1 receives information on the tube voltage and tube current in the first exposure from the imaging control device 4 (# 1-1), and the X-ray high voltage generator 12 is set ( # 1-2). After the setting is completed, a response indicating that preparation for the first exposure is completed is transmitted to the imaging control device 4 (# 1-3).

Ｘ線検出器２では、Ｘ線の曝射が行われる旨の情報を撮影制御装置４から受信し(2-1)、Ｘ線の検出のための前処理が行われる(#2-2)。前処理は、例えば、検出素子２１ａが直接変換方式の場合には、変換層に対するバイアス電圧の印加が行われる。前処理終了後、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-3)。   The X-ray detector 2 receives information to the effect that X-ray exposure is performed from the imaging control device 4 (2-1), and performs preprocessing for X-ray detection (# 2-2). . In the pretreatment, for example, when the detection element 21a is a direct conversion system, a bias voltage is applied to the conversion layer. After completion of the preprocessing, a response indicating that preparation for the first exposure is completed is transmitted to the imaging control device 4 (# 2-3).

画像処理装置３では、成分画像の生成を行う旨の情報、各曝射における管電圧、分離対象の成分、Ｘ線検出器２から送信される放射線画像の各々の画素数の情報を撮影制御装置４から受信し(#3-1)、エネルギーサブトラクション処理を実現するプログラムが起動される(#3-2)。このとき、重みづけ係数決定部３３は、受信した管電圧と分離対象成分の情報に基づいて重みづけ係数テーブル３２を参照し、入力画像毎、分離対象成分毎の重みづけ係数を取得する。プログラムが起動され、画像受信部３４による１回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなったら、１回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-3)。   In the image processing apparatus 3, information indicating that the component image is generated, tube voltage in each exposure, information on the component to be separated, and information on the number of pixels of each of the radiation images transmitted from the X-ray detector 2 are acquired. 4 is received (# 3-1), and the program for realizing the energy subtraction process is started (# 3-2). At this time, the weighting coefficient determination unit 33 refers to the weighting coefficient table 32 based on the received tube voltage and separation target component information, and acquires weighting coefficients for each input image and for each separation target component. When the program is started and the reception of the radiation image by the first exposure by the image receiving unit 34 is awaited, a response to the effect that preparation for the first exposure is completed is sent to the imaging control device 4 (# 3- 3).

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-3)、撮影開始指示の入力待ちとなり、ユーザが入力部４２を用いて撮影開始を指示し、その入力を受け付けたら(#4-4)、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-5)。   When the control unit 45 of the imaging control device 4 receives all responses from each device via the communication unit 44 (# 4-3), it waits for input of an imaging start instruction, and the user uses the input unit 42 to start imaging. When the input is accepted (# 4-4), the exposure signal is turned on and transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-5).

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-4)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から１回目のＸ線の曝射が開始される(#1-5)。   After the X-ray generator 1 receives the exposure signal in the ON state from the imaging control device 4 (# 1-4), the X-ray high-pressure generator 12 applies energy to the X-ray tube 11, and the X-ray tube The first X-ray exposure starts from 11 (# 1-5).

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-6)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-7)。   In the imaging control device 4, the control unit 45 monitors whether or not the exposure time set as the imaging condition has been reached, and when that exposure time is reached (# 4-6), the exposure signal is turned off. In this state, the data is transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-7).

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-6)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの１回目のＸ線の曝射が終了する(#1-7)。   After the X-ray generator 1 receives the exposure signal in the OFF state from the imaging control device 4 (# 1-6), the X-ray high-pressure generator 12 ends the application of energy to the X-ray tube 11, and the X-ray generator 1 The first X-ray exposure from the tube 11 is completed (# 1-7).

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、１回目のビニング条件での電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-8)。   In the imaging control apparatus 4, the control unit 45 further transmits information instructing readout of electric charges under the first binning condition to the X-ray detector 2 (# 4-8).

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、１回目のビニング条件での電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-4)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-5)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された１回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-6)。さらに、２回目の曝射によるＸ線の検出のための前処理を行い(#2-7)、前処理終了後、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-8)。   In the X-ray detector 2, the scanning control unit 22 receives an instruction to read out charges under the first binning condition from the imaging control device 4 (# 2-4), and receives a control signal corresponding to the condition as a scanning signal. The charges stored in the detection element 21a are sequentially read out, stored in the image memory 23c through amplification and A / D conversion (# 2-5), and the charges of all the detection elements 21a are read out. Is completed, the image data transmission unit 24 transmits the image data of the radiation image obtained by the first exposure stored in the image memory 23c to the image processing apparatus 3 (# 2-6). Further, pre-processing for X-ray detection by the second exposure is performed (# 2-7), and after completion of the pre-processing, a response to the effect that preparation for the second exposure is completed is sent to the imaging control device 4. Send it (# 2-8).

画像処理装置３は、画像受信部３４にて１回目の曝射による放射線画像の画像データＩ1を受信すると(#3-4)、画像受信部３４は２回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなり、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-5)。さらに、解像度変換部３５が、１回目の曝射による放射線画像Ｉ1を、ステップ#3-1において最初に受信した３回目の曝射による放射線画像の画素数に変換し(#3-6)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された１回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s1,b1,h1を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ1´に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s1・Ｉ1´、b1・Ｉ1´、h1・Ｉ1´を算出しておく(#3-3)。 The image processing apparatus 3 receives the image data I 1 of the radiation image by first exposure by the image receiving unit 34 (# 3-4), the image receiver 34 receives the radiation image by the second exposure It waits and transmits a response to the effect that preparation for the second exposure is completed to the imaging control device 4 (# 3-5). Further, the resolution conversion unit 35 converts the radiation image I 1 resulting from the first exposure into the number of pixels of the radiation image resulting from the third exposure received first in step # 3-1 (# 3-6). The component image generation unit 36 uses the weighting coefficients s 1 , b 1 , and h 1 for the radiation image by the first exposure acquired by the weighting coefficient determination unit 33 after step # 3-2, respectively. Weighting is performed on the converted radiation image I 1 ′, and weighted images s 1 , I 1 ′, b 1 , I 1 ′, h 1 , I 1 ′ are calculated (# 3- 3).

撮影制御装置４では、ステップ#4-8の後、さらに、２回目の曝射における管電圧および管電流の情報を、通信部４４を経由してＸ線発生装置１に送信する(#4-9)。   In step # 4-8, the imaging control device 4 further transmits information on the tube voltage and tube current in the second exposure to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4- 9).

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から２回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-8)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-9)。設定完了後、２回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-10)。   The X-ray generator 1 receives information on the tube voltage and tube current in the second exposure from the imaging control device 4 (# 1-8), and the X-ray high voltage generator 12 is set ( # 1-9). After the setting is completed, a response to the effect that preparation for the second exposure is completed is sent to the imaging control device 4 (# 1-10).

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-10)、２回目のＸ線の曝射を行わせるために、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-11)。   When the control unit 45 of the imaging control apparatus 4 receives all the responses from the respective devices via the communication unit 44 (# 4-10), an exposure signal is sent to cause the second X-ray exposure. The signal is turned on and transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-11).

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-11)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から２回目のＸ線の曝射が開始される(#1-12)。   After the X-ray generator 1 receives the exposure signal in the ON state from the imaging controller 4 (# 1-11), the X-ray high-pressure generator 12 applies energy to the X-ray tube 11, and the X-ray tube The second X-ray exposure is started from 11 (# 1-12).

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-12)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-13)。   In the imaging control device 4, the control unit 45 monitors whether or not the exposure time set as the imaging condition has been reached, and when the exposure time is reached (# 4-12), the exposure signal is turned off. In this state, the data is transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-13).

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-13)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの２回目のＸ線の曝射が終了する(#1-14)。   After receiving the exposure signal in the OFF state from the imaging control device 4 (# 1-13), the X-ray generator 1 ends the application of energy to the X-ray tube 11, and the X-ray generator 11 ends the application of energy. The second X-ray exposure from the tube 11 is completed (# 1-14).

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、２回目のビニング条件での電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-14)。   In the imaging control device 4, the control unit 45 further transmits information instructing reading of charges under the second binning condition to the X-ray detector 2 (# 4-14).

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、２回目のビニング条件での電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-9)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-10)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された２回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-11)。さらに、３回目の曝射によるＸ線の検出のための前処理を行い(#2-12)、前処理終了後、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#2-13)。   In the X-ray detector 2, the scanning control unit 22 receives an instruction to read out charges under the second binning condition from the imaging control device 4 (# 2-9), and sends a control signal corresponding to the condition to the scanning signal. The charges stored in the detection element 21a are sequentially read out, stored in the image memory 23c through amplification and A / D conversion (# 2-10), and the charges of all the detection elements 21a are read out. Is completed, the image data transmission unit 24 transmits the image data of the radiation image obtained by the second exposure stored in the image memory 23c to the image processing apparatus 3 (# 2-11). Further, pre-processing for X-ray detection by the third exposure is performed (# 2-12), and after the pre-processing is completed, a response to the effect that preparation for the third exposure is completed is sent to the imaging control device 4. Send it (# 2-13).

画像処理装置３は、画像受信部３４にて２回目の曝射による放射線画像の画像データＩ2を受信すると(#3-8)、画像受信部３４は３回目の曝射による放射線画像の受信待ちとなり、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#3-9)。なお、各回の曝射による放射線画像は、画像処理装置３の異なるメモリ領域に格納されるようにしているので、万が一、前回の曝射による放射線画像に対する解像度の変換や重みづけが完了していなかったとしても、今回の曝射による放射線画像の受信は影響を受けない。さらに、解像度変換部３５が、２回目の曝射による放射線画像Ｉ2を、ステップ#3-1において最初に受信した３回目の曝射による放射線画像の画素数に変換し(#3-10)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された２回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s2,b2,h2を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ2´に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s2・Ｉ2´、b2・Ｉ2´、h2・Ｉ2´を算出しておく(#3-11)。 The image processing apparatus 3 receives the image data I 2 of the radiographic image by the second exposure by the image receiving unit 34 (# 3-8), the image receiver 34 receives the radiation image by the third exposure It waits and transmits a response to the effect that preparation for the third exposure is completed to the imaging control device 4 (# 3-9). In addition, since the radiographic image by each exposure is stored in a different memory area of the image processing apparatus 3, the resolution conversion and weighting for the radiographic image by the previous exposure has not been completed. Even so, the reception of the radiation image by this exposure is not affected. Further, the resolution conversion unit 35 converts the radiation image I 2 resulting from the second exposure into the number of pixels of the radiation image resulting from the third exposure received first in step # 3-1 (# 3-10). The component image generation unit 36 uses the weighting coefficients s 2 , b 2 , and h 2 for the radiation image by the second exposure acquired by the weighting coefficient determination unit 33 after step # 3-2, respectively. Weighting is performed on the converted radiation image I 2 ′, and weighted images s 2 , I 2 ′, b 2 , I 2 ′, h 2 , I 2 ′ are calculated (# 3- 11).

撮影制御装置４では、ステップ#4-14の後、さらに、３回目の曝射における管電圧および管電流の情報を、通信部４４を経由してＸ線発生装置１に送信する(#4-15)。   In the imaging control device 4, after step # 4-14, information on the tube voltage and tube current in the third exposure is further transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4- 15).

Ｘ線発生装置１では、撮影制御装置４から３回目の曝射における管電圧および管電流の情報を受信し(#1-15)、Ｘ線高電圧発生器１２に対して設定が行われる(#1-16)。設定完了後、３回目の曝射の準備が完了した旨の応答を撮影制御装置４に送信する(#1-17)。   In the X-ray generator 1, information on the tube voltage and tube current in the third exposure is received from the imaging control device 4 (# 1-15), and settings are made for the X-ray high voltage generator 12 (# 1-15). # 1-16). After the setting is completed, a response indicating that preparation for the third exposure is completed is transmitted to the imaging control device 4 (# 1-17).

撮影制御装置４の制御部４５は、通信部４４を介して各機器からの応答をすべて受信したら(#4-16)、３回目のＸ線の曝射を行わせるために、曝射信号をＯＮの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-17)。   When the control unit 45 of the imaging control apparatus 4 receives all the responses from the respective devices via the communication unit 44 (# 4-16), the control unit 45 sends an exposure signal in order to perform the third X-ray exposure. The signal is turned on and transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-17).

Ｘ線発生装置１は、ＯＮの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-18)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーを印加し、Ｘ線管１１から３回目のＸ線の曝射が開始される(#1-19)。   After the X-ray generator 1 receives the exposure signal in the ON state from the imaging control device 4 (# 1-18), the X-ray high-pressure generator 12 applies energy to the X-ray tube 11, and the X-ray tube The third X-ray exposure starts from 11 (# 1-19).

撮影制御装置４では、制御部４５が、撮影条件として設定された曝射時間に達したかどうかを監視しており、その曝射時間に達したら(#4-18)、曝射信号をＯＦＦの状態にして、通信部４４を介してＸ線発生装置１に送信する(#4-19)。   In the imaging control device 4, the control unit 45 monitors whether or not the exposure time set as the imaging condition has been reached, and when the exposure time is reached (# 4-18), the exposure signal is turned off. In this state, the data is transmitted to the X-ray generator 1 via the communication unit 44 (# 4-19).

Ｘ線発生装置１は、ＯＦＦの状態の曝射信号を撮影制御装置４から受信した後(#1-20)、Ｘ線高圧発生器１２がＸ線管１１にエネルギーの印加を終了し、Ｘ線管１１からの３回目のＸ線の曝射が終了する(#1-21)。   After the X-ray generator 1 receives the exposure signal in the OFF state from the imaging control device 4 (# 1-20), the X-ray high-pressure generator 12 finishes applying energy to the X-ray tube 11, and the X-ray generator 1 The third X-ray exposure from the tube 11 is completed (# 1-21).

撮影制御装置４では、制御部４５が、さらに、３回目のビニングなしでの電荷の読出しを指示する情報をＸ線検出器２に送信する(#4-20)。   In the imaging control device 4, the control unit 45 further transmits to the X-ray detector 2 information instructing to read out the charge without the third binning (# 4-20).

Ｘ線検出器２では、走査制御部２２が、３回目のビニングなしでの電荷の読出しの指示を撮影制御装置４から受信し(#2-14)、その条件に応じた制御信号を走査信号線２５に送出し、検出素子２１ａに蓄積された電荷が順次読み出され、増幅、Ａ／Ｄ変換を経て画像メモリ２３ｃに格納され(#2-15)、すべての検出素子２１ａの電荷の読出しが終了したら、画像データ送信部２４が、画像メモリ２３ｃに格納された３回目の曝射による放射線画像の画像データを画像処理装置３に送信する(#2-16)。   In the X-ray detector 2, the scanning control unit 22 receives from the imaging control device 4 a charge readout instruction without binning for the third time (# 2-14), and receives a control signal corresponding to the condition as a scanning signal. The charges accumulated in the detection element 21a are sequentially read out, stored in the image memory 23c through amplification and A / D conversion (# 2-15), and the charges of all the detection elements 21a are read out. Is completed, the image data transmission unit 24 transmits the image data of the radiation image obtained by the third exposure stored in the image memory 23c to the image processing apparatus 3 (# 2-16).

画像処理装置３は、画像受信部３４にて３回目の曝射による放射線画像の画像データＩ3を受信すると(#3-12)、成分画像生成部３６が、ステップ#3-2の後に重みづけ係数決定部３３によって取得された３回目の曝射による放射線画像に対する重みづけ係数s3,b3,h3を各々用いて、変換後の放射線画像Ｉ3に対して重みづけを行い、重みづけ後の画像s3・Ｉ3、b3・Ｉ3、h3・Ｉ3を算出し(#3-13)、重みづけ総和ｓ1・Ｉ1´＋ｓ2・Ｉ2´＋ｓ3・Ｉ3、ｂ1・Ｉ1´＋ｂ2・Ｉ2´＋ｂ3・Ｉ3、ｈ1・Ｉ1´＋ｈ2・Ｉ2´＋ｈ3・Ｉ3を算出することによって、各々、軟部画像Ｉs、骨部画像Ｉb、重元素画像Ｉhを生成する(#3-14)。そして、画像表示部３７が、診断用画像Ｉ3、軟部画像Ｉs、骨部画像Ｉb、重元素画像Ｉhをディスプレイに表示する(#3-15)。 When the image receiving device 34 receives the image data I 3 of the radiation image obtained by the third exposure (# 3-12), the image processing device 3 performs weighting after step # 3-2. Using the weighting coefficients s 3 , b 3 , and h 3 for the radiation image obtained by the third exposure acquired by the weighting coefficient determination unit 33, the converted radiation image I 3 is weighted and weighted. The post-weighted images s 3 · I 3 , b 3 · I 3 , h 3 · I 3 are calculated (# 3-13), and the weighted sum s 1 · I 1 '+ s 2 · I 2 ' + s 3 · I 3, by calculating the b 1 · I 1 '+ b 2 · I 2' + b 3 · I 3, h 1 · I 1 '+ h 2 · I 2' + h 3 · I 3, respectively, the soft tissue image I s, The bone part image I b and the heavy element image I h are generated (# 3-14). Then, the image display unit 37 displays the diagnostic image I 3 , the soft part image I s , the bone part image I b , and the heavy element image I h on the display (# 3-15).

以上のように、本発明の実施形態では、撮影制御装置４の制御により、Ｘ線発生装置１が、エネルギー分布の異なる３パターンのＸ線による３枚の放射線画像を取得する際に、それら３パターンのＸ線を、３回のＸ線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の２回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して被写体に曝射するので、３回のＸ線の曝射による被写体の総被曝線量を低減することが可能になり、被写体への負担が軽減される。   As described above, in the embodiment of the present invention, when the X-ray generation device 1 acquires three radiation images with three patterns of X-rays having different energy distributions by the control of the imaging control device 4, those 3 Subject of the pattern X-rays successively in sequence so that the radiation dose in any one of the three X-ray exposures is greater than the radiation dose in the other two exposures Therefore, it is possible to reduce the total exposure dose of the subject due to the three X-ray exposures, thereby reducing the burden on the subject.

また、この任意の１回の高線量のＸ線の曝射による放射線画像を診断用の画像としたので、診断用の画像の画質も維持することができる。   Moreover, since the radiographic image by this arbitrary one-time high-dose X-ray exposure is used as a diagnostic image, the image quality of the diagnostic image can be maintained.

さらに、撮影制御装置４の制御により、この任意の１回を３回目としたので、Ｘ線発生装置１からは、１、２回目の曝射では相対的に低線量のＸ線が曝射され、Ｘ線検出器２では、検出されたＸ線によって形成される放射線画像のダイナミックレンジも相対的に小さくなる。これにより、検出されたＸ線に基づくデジタル画像化の処理時間が短縮されるので、１、２回目のＸ線の曝射間隔を短縮し、３回のＸ線の曝射に要する全体の時間を短縮することができる。したがって、その間の被写体の体動が少なくなるため、このようにして生成された画像データを入力としてエネルギーサブトラクションを行うことによって得られた画像は、モーションアーチファクトが軽減された、画質の向上したものとなる。なお、実際には、１，２回目の撮影におけるビニング読出しによる読出し時間の短縮との相乗効果により、３回のＸ線の曝射に要する全体の時間はさらに短縮される。   Furthermore, since the arbitrary one time is set to the third time under the control of the imaging control device 4, the X-ray generator 1 emits a relatively low dose of X-rays in the first and second exposures. In the X-ray detector 2, the dynamic range of the radiation image formed by the detected X-rays is also relatively small. As a result, the processing time for digital imaging based on the detected X-rays is shortened, so that the first and second X-ray exposure intervals are shortened, and the total time required for the third X-ray exposure. Can be shortened. Therefore, since the body movement of the subject in the meantime decreases, the image obtained by performing energy subtraction using the image data generated in this way as an input has reduced motion artifacts and improved image quality. Become. Actually, the total time required for the three X-ray exposures is further reduced by a synergistic effect with the reduction of the readout time by the binning readout in the first and second imaging.

また、別の観点から見ると、放射線量を少なくしてＸ線の曝射間隔を短縮するので、Ｘ線を発生させるＸ線管球に対する負荷が軽減され、装置の寿命を延ばすことができる。   From another point of view, since the radiation dose is reduced and the X-ray exposure interval is shortened, the load on the X-ray tube generating X-rays is reduced, and the life of the apparatus can be extended.

上記の実施形態では、撮影条件テーブルの参照によって、各回の曝射における撮影条件を決定していたが、撮影条件の決定方法はこの方法に限定されない。   In the above embodiment, the imaging condition for each exposure is determined by referring to the imaging condition table. However, the method for determining the imaging condition is not limited to this method.

例えば、読出し画素数の決定方法として、第１ショットの曝射開始から第Ｎショットの曝射終了までの時間（被写体の動きを最小限にしたい時間）を、検査オーダやユーザ入力によって指定し、その時間内に収まるように各ショットでの読出し時間を計算し，計算された読出し時間に応じて読出し画素数を決定するようにしてもよい。例えば，図１２の３ショットのＸ線の曝射と、それによって蓄積される電荷の読出しの各工程を表したタイムチャートのように、被写体の動きを制限したい時間、すなわち、１回目の曝射の開始から３回目の曝射の終了までの時間を300msecに指定した場合、３回の曝射による合計曝射時間が150msecになるように設定されていたとすると、最初の２回の読出しに用いることのできる時間は150msecとなり、１回当たりでは75msecとなる。一方、最高画素数で読み出しを行った場合の所要時間が300msecであったとすると、最初の２回の読出し時間は、最高画素数での読出し時間の１／４となるので、最初の２回の読出し画素数を最高画素数の１／４とし、2×2ビニングで読出しを行うと決定することができる。このように、Ｎ回の曝射の所要時間に基づいて、各曝射によって得られる放射線画像の画素数を決定するようにすれば、例えば被写体が体動（呼吸等）を止めておくことが困難である場合には、Ｎ回の曝射の所要時間を短くするといった柔軟な調整が可能になり、様々な状況に鑑みて設定された前記所要時間を基準にして、生成される放射線画像の画素数、ひいては画質を最適化することができる。   For example, as a method for determining the number of readout pixels, the time from the start of exposure of the first shot to the end of exposure of the Nth shot (time to minimize subject movement) is designated by an inspection order or user input, The readout time for each shot may be calculated so as to be within the time, and the number of readout pixels may be determined according to the calculated readout time. For example, as shown in the time chart in FIG. 12 showing three steps of the X-ray exposure and the reading of the charge accumulated thereby, the time when the movement of the subject is to be restricted, that is, the first exposure. If the time from the start of exposure to the end of the third exposure is specified as 300 msec, and the total exposure time for the three exposures is set to be 150 msec, it will be used for the first two readings The possible time is 150 msec, and 75 msec per one time. On the other hand, if the time required for readout with the maximum number of pixels is 300 msec, the first two readout times are 1/4 of the readout time with the maximum number of pixels. It can be determined that the number of readout pixels is 1/4 of the maximum number of pixels and readout is performed with 2 × 2 binning. Thus, if the number of pixels of the radiographic image obtained by each exposure is determined based on the time required for N exposures, for example, the subject may stop body movement (breathing or the like). When it is difficult, flexible adjustment such as shortening the time required for N exposures is possible, and the generated radiographic image is generated based on the time required in consideration of various situations. The number of pixels and thus the image quality can be optimized.

また、Ｎ回目はビニングなしで最高画素数での読出しを行い、１〜（Ｎ−１）回目の読出し画素数はユーザがビニングのサイズ（2×2、3×3、4×4等）を指定するようにするようにしてもよい。また、１〜（Ｎ−１）回目の読出し画素数をショット数Ｎの値に応じて決めるようにしてもよい。例えば、図１３のように、１〜（Ｎ−１）回目はＮ回目の画素数の１/（Ｎ−１）としたり、あるいは１/（Ｎ−１）2としたりすることが考えられる。このように、Ｎ回目の読出し画素数を最高画素数に固定しておけば、そのＮ回目の曝射で得られる診断用の画像の画素数は他の画像の画素数の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。 The Nth read is performed with the maximum number of pixels without binning, and the number of read pixels for the 1st to (N-1) th is determined by the user according to the binning size (2 × 2, 3 × 3, 4 × 4, etc.). You may make it designate. Further, the number of read pixels in the first to (N-1) th times may be determined according to the value of the shot number N. For example, as shown in FIG. 13, the 1st to (N-1) th time may be set to 1 / (N-1) of the number of pixels of the Nth time or 1 / (N-1) 2 . Thus, if the number of pixels read out at the Nth time is fixed to the maximum number of pixels, the number of pixels of the diagnostic image obtained by the Nth exposure may be influenced by the number of pixels of other images. Therefore, a diagnostic image having the image quality desired by the observer of the image can be obtained.

さらに、管電圧，管電流，曝射時間，撮影部位，検出器のサイズ・種類等の撮影条件に基づいて読出し画素数を決定するようにしてもよい。例えば、管電流が小さく、曝射時間が短い低線量撮影ではＳＮ比が悪化するため、より低画素数での読み出しを行うようにすることが考えられる。これにより、撮影時の条件から想定される放射線画像の画質（ＳＮ比等）に見合った画素数を決定することができるので、想定される画質を超える画素数のデジタル画像への変換が行われなくなり、処理時間の最適化に資する。   Furthermore, the number of readout pixels may be determined based on imaging conditions such as tube voltage, tube current, exposure time, imaging region, detector size and type. For example, in low-dose imaging with a small tube current and a short exposure time, the S / N ratio deteriorates. Therefore, it is conceivable to perform readout with a lower number of pixels. As a result, the number of pixels suitable for the image quality (S / N ratio, etc.) of the assumed radiation image can be determined from the conditions at the time of imaging, so that conversion to a digital image having a number of pixels exceeding the assumed image quality is performed. This contributes to optimization of processing time.

また、曝射時間や管電流等の放射線量に関連する曝射条件（以下、単に放射線量という）の決定方法についても、上記の実施形態のように撮影条件テーブルの参照によって決定するのではなく、図１４に示したように、第１〜第（Ｎ−１）回目の曝射では放射線量をa、第Ｎ回目の曝射での放射線量を3aというように固定的に決定してもよい。あるいは、図１４で、第Ｎ回目の曝射による放射線量をユーザが入力するようにし、その放射線量を3aとした場合に、第１〜第（Ｎ−１）回目の曝射での放射線量を第Ｎ回目の曝射による放射線量の１／３に決定するようにしてもよい。   Also, a method for determining an exposure condition related to radiation dose such as exposure time and tube current (hereinafter simply referred to as radiation dose) is not determined by referring to the imaging condition table as in the above embodiment. As shown in FIG. 14, even if the radiation dose is determined as a in the first to (N-1) th exposures, and the radiation dose in the Nth exposure is determined as 3a. Good. Alternatively, in FIG. 14, when the user inputs the radiation dose due to the N-th exposure and the radiation dose is 3a, the radiation dose in the first to (N−1) -th exposures. May be determined to be 1/3 of the radiation dose due to the Nth exposure.

さらに、上記実施形態において、第３ショット目の放射線量を決定・入力すると、その放射線量の半分の量を第１ショット目と第２ショット目のトータル線量に決定するようにしてもよい。さらに、ショット回数を一般化して、第Ｎショット目の放射線量aを決定・入力すると、その線量に所定の比率αを乗じた量を第１から第（Ｎ−１）ショット目までのトータル線量に決定するようにしてもよい。この場合、第１から第（Ｎ−１）ショット目の放射線量を同じにするのであれば、その線量はα・ａ／（Ｎ−１）となる。   Furthermore, in the above embodiment, when the radiation dose for the third shot is determined and input, half of the radiation dose may be determined as the total dose for the first shot and the second shot. Further, when the number of shots is generalized and the radiation dose a of the Nth shot is determined and input, the total dose from the first to the (N-1) th shot is obtained by multiplying the dose by a predetermined ratio α. You may make it decide to. In this case, if the radiation doses of the first to (N−1) th shots are made the same, the dose is α · a / (N−1).

このように第Ｎ回目の曝射の線量に基づいて、他の（Ｎ−１）回の曝射の線量を決定するようにすれば、診断用の画像の取得のための放射線量は、他の画像の取得のための放射線量の影響を受けることがないので、画像の観察者の希望通りの画質の診断用画像が得られる。   In this way, if the dose of the other (N-1) exposures is determined based on the dose of the Nth exposure, the radiation dose for acquiring the diagnostic image is Therefore, a diagnostic image having an image quality desired by the observer of the image can be obtained.

また、Ｎ回の曝射による総放射線量ＴおよびＸ線の連続曝射回数Ｎに基づいて、各回の放射線量を、例えば、Ｎ回目の放射線量はＴ／２、１から（Ｎ−１）回目までの放射線量はＴ／２（Ｎ−１）というように決定するようにしてもよい。この場合も、Ｎ回目の放射線量が最大になるように決定することが好ましい。   Further, based on the total radiation dose T by the N exposures and the number of consecutive X-ray exposures N, the radiation dose for each time, for example, the radiation dose for the Nth time is T / 2, 1 to (N-1). The radiation dose up to the second round may be determined as T / 2 (N-1). Also in this case, it is preferable to determine so that the Nth radiation dose is maximized.

また、上記実施形態の撮影条件テーブルでは、撮影分類、撮影部位、撮影方法、撮影方向、撮影方法、生成画像に応じて撮影条件を決定していたが、これ以外の情報、例えば、被検体の体型等も撮影条件の決定要因として追加することができる。   In the imaging condition table of the above embodiment, the imaging conditions are determined according to the imaging classification, imaging region, imaging method, imaging direction, imaging method, and generated image. However, other information such as the subject The body shape and the like can also be added as a determinant of shooting conditions.

なお、上記の開示内容におけるシステム構成、処理フロー、テーブル構成、ユーザインターフェース等に対して、本発明の趣旨から逸脱しない範囲で様々な改変を行ったものも、本発明の技術的範囲に含まれる。また、上記の各実施形態はあくまでも例示であり、上記のすべての説明が本発明の技術的範囲を限定的に解釈するために利用されるべきものではない。   In addition, the technical scope of the present invention includes various modifications made to the system configuration, processing flow, table configuration, user interface, and the like in the above disclosure without departing from the spirit of the present invention. . Moreover, each said embodiment is an illustration to the last, and all the above-mentioned description should not be utilized in order to interpret the technical scope of this invention restrictively.

例えば、上記実施形態では、Ｘ線のショット数を３としているが、４以上であってもよい。   For example, in the above embodiment, the number of X-ray shots is 3, but it may be 4 or more.

画像処理装置３では、エネルギーサブトラクション処理により成分画像を生成しているが、さらに、成分画像や診断用画像を用いて、診断に有効な画像を再構成したり，特定の組織に対して階調変換や周波数処理、着色処理等を行ってその組織を強調したり（例えば、特開平3-263982号公報参照）、組織毎に色分けして表示したり（例えば特開平5-161683号公報参照）するようにしてもよい。   In the image processing apparatus 3, component images are generated by energy subtraction processing. Further, using the component images and diagnostic images, an image effective for diagnosis is reconstructed, or gradation is applied to a specific tissue. Performs conversion, frequency processing, coloring processing, etc. to emphasize the tissue (for example, see Japanese Patent Laid-Open No. 3-263982), or displays it by color for each tissue (for example, see Japanese Patent Laid-Open No. 5-16683) You may make it do.

また、画像処理装置３において、解像度変換部３５が、３回目の曝射による高解像度の画像Ｉ3を１，２回目の曝射による低解像度の画像Ｉ1、Ｉ2と同じ解像度になるように変換して低解像度化し、成分画像生成部３６が、変換後の画像Ｉ3´と画像Ｉ1、Ｉ2とから成分画像を生成するようにしてもよい。さらに、予め学習によって得られたモデル等を用いて、低解像度の成分画像と高解像度の診断用画像とから高解像度の成分画像を推定することによって成分画像を高解像度に変換する処理部をさらに付加し、画像表示部３７が、変換後の成分画像と診断用画像Ｉ3とを表示するようにしてもよい。 Further, in the image processing apparatus 3, the resolution conversion unit 35 causes the high-resolution image I 3 obtained by the third exposure to have the same resolution as the low-resolution images I 1 and I 2 obtained by the first and second exposures. The resolution may be reduced to lower the resolution, and the component image generation unit 36 may generate a component image from the converted image I 3 ′ and the images I 1 and I 2 . Further, a processing unit for converting the component image to a high resolution by estimating the high resolution component image from the low resolution component image and the high resolution diagnostic image using a model or the like obtained by learning in advance is further provided. In addition, the image display unit 37 may display the converted component image and the diagnostic image I 3 .

さらに、撮影制御装置４をＸ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３から独立した筐体として構成せずに、Ｘ線発生装置１・Ｘ線検出器２・画像処理装置３の一部として分割して実装してもよい。   Furthermore, the X-ray generator 1, the X-ray detector 2, and the image processing device 3 are not configured as the housing independent of the X-ray generator 1, the X-ray detector 2, and the image processing device 3. It may be divided and mounted as a part of.

本発明の実施形態におけるＸ線画像診断システムの構成を模式的に表した図The figure which represented typically the structure of the X-ray-image diagnostic system in embodiment of this invention. Ｘ線検出器の構成を模式的に表した図Diagram showing the configuration of the X-ray detector 画像処理装置におけるエネルギーサブトラクション処理を実現する構成を模式的に示したブロック図Block diagram schematically showing a configuration for realizing energy subtraction processing in an image processing apparatus 重みづけ係数テーブルの一例を示す図The figure which shows an example of a weighting coefficient table エネルギーサブトラクション処理によって生成される画像を模式的に表した図A diagram schematically showing an image generated by energy subtraction processing 撮影制御装置の構成を模式的に表した図A diagram schematically showing the configuration of the shooting control device 軟部・骨・ヨード造影剤等の重元素の各々についての管電圧と減弱係数の関係を表した図Diagram showing the relationship between tube voltage and attenuation coefficient for each of heavy elements such as soft part, bone, and iodine contrast medium 管電圧が40kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図A figure showing an example of the irradiation X-ray spectrum when the tube voltage is 40 kV 管電圧が80kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図A diagram showing an example of the irradiated X-ray spectrum when the tube voltage is 80 kV 管電圧が120kVの場合の照射Ｘ線スペクトルの一例を表した図A diagram showing an example of the irradiated X-ray spectrum when the tube voltage is 120 kV ３ショットにおける線量の配分の一例を表した図Diagram showing an example of dose distribution in 3 shots ３ショットで生成される放射線画像の画素数の一例を表した図The figure showing an example of the number of pixels of the radiation image generated by 3 shots 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（１）The flowchart (1) showing the flow of the process performed with the radiographic image diagnostic system which becomes embodiment of this invention 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（２）The flowchart (2) showing the flow of processing performed in the radiographic image diagnosis system according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（３）The flowchart (3) showing the flow of processing performed in the radiographic image diagnosis system according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（４）The flowchart (4) showing the flow of processing performed in the radiographic image diagnosis system according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施形態となる放射線画像診断システムで行われる処理の流れを表したフローチャート（５）The flowchart (5) showing the flow of processing performed in the radiographic image diagnosis system according to the embodiment of the present invention. ３ショットのＸ線の曝射と読取りの各工程を時間軸上に表した図A diagram showing the processes of exposure and reading of 3 shots of X-ray on the time axis Ｎショットで生成される放射線画像の画素数の一例を表した図The figure showing an example of the number of pixels of the radiographic image produced | generated by N shot Ｎショットにおける線量の配分の一例を表した図A diagram showing an example of dose distribution in N shots

符号の説明Explanation of symbols

１ Ｘ線発生装置
２ Ｘ線検出器
３ 画像処理装置
４ 撮影制御装置
１１ Ｘ線管
１２ Ｘ線高電圧発生器
２１ 検出部
２１ａ 検出素子
２２ 走査制御部
２３ 画像変換部
２３ａ 増幅器
２３ｂ Ａ／Ｄ変換機
２３ｃ 画像メモリ
２４ 画像データ送信部
２５ 走査制御線
２６ 画像信号線
３１ 撮影条件受信部
３２ 重みづけ係数テーブル
３３ 重みづけ係数決定部
３４ 画像受信部
３５ 解像度変換部
３６ 成分画像生成部
３７ 画像表示部
４１ 検査オーダ受信部
４２ 入力部
４３ 表示部
４４ 通信部
４５ 制御部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray generator 2 X-ray detector 3 Image processing apparatus 4 Imaging control apparatus 11 X-ray tube 12 X-ray high voltage generator 21 Detection part 21a Detection element 22 Scan control part 23 Image conversion part 23a Amplifier 23b A / D conversion 23c Image memory 24 Image data transmission unit 25 Scan control line 26 Image signal line 31 Imaging condition reception unit 32 Weighting coefficient table 33 Weighting coefficient determination unit 34 Image reception unit 35 Resolution conversion unit 36 Component image generation unit 37 Image display unit 41 Inspection Order Reception Unit 42 Input Unit 43 Display Unit 44 Communication Unit 45 Control Unit

Claims (10)

エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線を連続して被写体に曝射する放射線発生装置と、
Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように前記各回の放射線の曝射条件を決定する制御手段とを備えたことを特徴とするエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。 A radiation generator that continuously exposes a subject to radiation of N patterns (N is a natural number of 3 or more) having different energy distributions;
The radiation exposure condition of each time is set so that the radiation dose in any one of the N radiation exposures is greater than the radiation dose in the other (N-1) exposures. An image capturing device for energy subtraction characterized by comprising control means for determining. 前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器をさらに備えたことを特徴とする請求項１記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   A radiation image detector that detects radiation transmitted through the subject for each of N patterns of radiation exposed from the radiation generation device, and generates digital image data of a radiation image representing the subject based on the detected radiation The image capturing device for energy subtraction according to claim 1, further comprising: 前記曝射条件が、前記放射線発生装置のＸ線管球の管電流・前記放射線発生装置における放射線の曝射時間・前記放射線発生装置と該放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器の放射線の受像面との間の距離の少なくとも１つであることを特徴とする請求項１または２記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   The exposure conditions are the tube current of the X-ray tube of the radiation generator, the exposure time of the radiation in the radiation generator, and the radiation of the N pattern emitted from the radiation generator and the radiation generator. At least one of a distance from a radiation receiving surface of a radiation image detector that detects radiation transmitted through the subject and generates digital image data of a radiation image representing the subject based on the detected radiation; The image capturing device for energy subtraction according to claim 1, wherein the image capturing device is provided. 前記制御手段が、前記任意の１回の放射線の曝射条件に基づいて、前記他の（Ｎ−１）回の放射線の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   The control means determines the other (N-1) radiation exposure conditions based on the arbitrary radiation exposure condition of one time. 4. The energy subtraction image capturing device according to any one of items 3 to 3. 前記曝射制御手段が、Ｎ回の曝射による総放射線量および放射線の連続曝射回数Ｎに基づいて、前記各回の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   The exposure control means determines the exposure conditions for each time based on the total radiation dose and the number of continuous exposures N of radiation by N times of exposure. The image capturing device for energy subtraction according to any one of the above. 前記曝射制御手段が、前記放射線発生装置・前記被写体・前記放射線発生装置から曝射されたＮパターンの放射線毎に、前記被写体を透過した放射線を検出し、検出された放射線に基づいて前記被写体を表す放射線画像のデジタル画像データを生成する放射線画像検出器の少なくとも１つについての条件を表す撮影情報を取得し、取得された撮影情報に基づいて、前記各回の曝射条件を決定するものであることを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   The exposure control means detects radiation transmitted through the subject for each of N patterns of radiation exposed from the radiation generation device, the subject, and the radiation generation device, and the subject is based on the detected radiation. Imaging information representing a condition for at least one of the radiation image detectors that generates digital image data of the radiation image representing the condition is acquired, and the exposure conditions for each time are determined based on the acquired imaging information. The energy subtraction image capturing device according to claim 1, wherein the image capturing device is an energy subtraction image capturing device. 前記放射線画像検出器で生成された放射線のパターン毎のＮ枚の放射線画像のうちの少なくともＭ枚（Ｍは２以上の自然数）の画像の相対応する画素毎に所定の重みづけ係数を用いた重みづけ総和を求めることによって、前記被写体中の所定の成分を表す成分画像を生成する成分画像生成手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２から６のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   A predetermined weighting coefficient is used for each corresponding pixel of at least M images (M is a natural number of 2 or more) of N radiation images for each radiation pattern generated by the radiation image detector. 7. The energy subtraction according to claim 2, further comprising component image generation means for generating a component image representing a predetermined component in the subject by obtaining a weighted sum. Image shooting device. 前記任意の１回の曝射がＮ回目の曝射であることを特徴とする請求項１から７のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   The image capturing apparatus for energy subtraction according to any one of claims 1 to 7, wherein the arbitrary one exposure is an N-th exposure. 前記任意の１回の放射線の曝射に基づいて生成される放射線画像が診断用の画像であることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載のエネルギーサブトラクション用画像撮影装置。   9. The energy subtraction image capturing apparatus according to claim 1, wherein the radiation image generated based on the arbitrary one-time radiation exposure is an image for diagnosis. 被写体を透過した放射線によって形成される、エネルギー分布の異なるＮパターン（Ｎは３以上の自然数）の放射線の各々の該被写体中の透過の程度を表すＮ枚の放射線画像を取得するためのエネルギーサブトラクション用画像撮影方法であって、
前記Ｎパターンの放射線を、Ｎ回の放射線の曝射のうちの任意の１回の曝射における放射線量が他の（Ｎ−１）回の曝射における放射線量よりも多くなるように、順次連続して前記被写体に曝射することを特徴とするエネルギーサブトラクション用画像撮影方法。 Energy subtraction for acquiring N radiation images representing the degree of transmission of each of N patterns (N is a natural number of 3 or more) of radiation having different energy distributions formed by radiation transmitted through the subject. Image shooting method for
The N patterns of radiation are sequentially applied so that the radiation dose in any one of the N radiation exposures is greater than the radiation dose in the other (N-1) exposures. An image capturing method for energy subtraction, wherein the subject is continuously exposed to the subject.
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