JP7425619B2 - Image processing device and image processing method - Google Patents

Description

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

現在、Ｘ線による医療画像診断や非破壊検査に用いる撮影装置として、半導体材料によって形成された平面検出器（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ、以下ＦＰＤと略す）を用いた放射線撮像装置が普及している。このような放射線撮像装置は、例えば医療画像診断においては、一般撮影のような静止画撮影や、透視撮影のような動画撮影のためのデジタル撮像装置として用いられている。 2. Description of the Related Art Currently, radiation imaging devices using flat panel detectors (hereinafter abbreviated as FPD) made of semiconductor materials are in widespread use as imaging devices used for medical image diagnosis and non-destructive testing using X-rays. Such a radiation imaging device is used, for example, in medical image diagnosis as a digital imaging device for still image photography such as general photography or video photography such as fluoroscopic photography.

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

特開２０１９－１６２３５８号公報JP 2019-162358 Publication

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

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

本発明の一態様による画像処理装置は以下の構成を備える。すなわち、
互いに異なる放射線エネルギーに対応する第１の放射線画像と第２の放射線画像とを用いてエネルギーサブトラクション処理により分離画像を生成し、前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない第３の放射線画像と所定の制約条件とを用いて疑似的な分離画像を生成する生成手段と、
前記分離画像と前記疑似的な分離画像との合成に関する合成比率を、前記分離画像を用いて決定する決定手段と、を備える。
An image processing device according to one aspect of the present invention has the following configuration. That is,
A separated image is generated by energy subtraction processing using a first radiation image and a second radiation image corresponding to mutually different radiation energies , and a third radiation image to which the energy subtraction processing is not applied is generated. generating means for generating a pseudo separated image using a radiographic image and predetermined constraints;
The apparatus further includes determining means for determining a combination ratio for combining the separated image and the pseudo separated image using the separated image .

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

実施形態による放射線撮像システムの構成例を示す図。FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of a radiation imaging system according to an embodiment. Ｘ線撮像装置の二次元検出器が備える画素の等価回路図。FIG. 3 is an equivalent circuit diagram of pixels included in a two-dimensional detector of an X-ray imaging device. Ｘ線画像を取得するための動作を示すタイミングチャート。A timing chart showing operations for acquiring an X-ray image. エネルギーサブトラクション処理を説明する図。FIG. 3 is a diagram illustrating energy subtraction processing. 蓄積画像Ａを取得する処理を説明する図。FIG. 3 is a diagram illustrating a process of acquiring an accumulated image A. 蓄積画像と骨画像の例を示す図。The figure which shows the example of an accumulated image and a bone image. ノイズ低減処理に関わる画像処理のブロック図。A block diagram of image processing related to noise reduction processing. 第１実施形態に係る画像処理のブロック図。FIG. 2 is a block diagram of image processing according to the first embodiment. 軟部組織画像と厚み画像の例を示す図。The figure which shows the example of a soft tissue image and a thickness image. 蓄積画像と厚み画像の例を示す図。The figure which shows the example of an accumulation image and a thickness image. 第２実施形態に係る画像処理のブロック図。FIG. 3 is a block diagram of image processing according to a second embodiment. 第２実施形態に係る画像処理のブロック図。FIG. 3 is a block diagram of image processing according to a second embodiment. 第３実施形態に係る画像処理のブロック図。FIG. 7 is a block diagram of image processing according to a third embodiment. 制御用コンピュータのハードウエア構成例を示すブロック図。FIG. 2 is a block diagram showing an example of the hardware configuration of a control computer.

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

なお、以下では、放射線としてＸ線を用いた放射線撮像システムについて説明するが、これに限られるものではない。本発明における放射線には、放射線崩壊によって放出される粒子（光子を含む）の作るビームであるα線、β線、γ線などの他に、同程度以上のエネルギーを有するビーム、例えば粒子線、宇宙線なども、含まれるものとする。 Note that although a radiation imaging system using X-rays as radiation will be described below, the present invention is not limited to this. Radiation in the present invention includes not only alpha rays, beta rays, and γ rays, which are beams produced by particles (including photons) emitted by radioactive decay, but also beams with energy of the same level or higher, such as particle beams. Cosmic rays are also included.

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

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

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

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

図２は、二次元検出器１０６が備える画素２０の等価回路図である。画素２０は、光電変換素子２０１と、出力回路部２０２とを含む。光電変換素子２０１は、典型的にはフォトダイオードでありうる。出力回路部２０２は、増幅回路部２０４、クランプ回路部２０６、サンプルホールド回路部２０７、選択回路部２０８を含む。 FIG. 2 is an equivalent circuit diagram of the pixel 20 included in the two-dimensional detector 106. Pixel 20 includes a photoelectric conversion element 201 and an output circuit section 202. Photoelectric conversion element 201 can typically be a photodiode. The output circuit section 202 includes an amplifier circuit section 204, a clamp circuit section 206, a sample and hold circuit section 207, and a selection circuit section 208.

光電変換素子２０１は、電荷蓄積部を含み、該電荷蓄積部は、増幅回路部２０４のＭＯＳトランジスタ２０４ａのゲートに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ａのソースは、ＭＯＳトランジスタ２０４ｂを介して電流源２０４ｃに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ａと電流源２０４ｃとによってソースフォロア回路が構成されている。ＭＯＳトランジスタ２０４ｂは、そのゲートに供給されるイネーブル信号ＥＮがアクティブレベルになるとオンしてソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。 The photoelectric conversion element 201 includes a charge storage section, and the charge storage section is connected to the gate of the MOS transistor 204a of the amplifier circuit section 204. The source of MOS transistor 204a is connected to current source 204c via MOS transistor 204b. A source follower circuit is configured by the MOS transistor 204a and the current source 204c. The MOS transistor 204b is an enable switch that turns on when the enable signal EN supplied to its gate reaches an active level and puts the source follower circuit into an operating state.

図２に示す例では、光電変換素子２０１の電荷蓄積部およびＭＯＳトランジスタ２０４ａのゲートが共通のノードを構成していて、このノードは、該電荷蓄積部に蓄積された電荷を電圧に変換する電荷電圧変換部として機能する。即ち、電荷電圧変換部には、該電荷蓄積部に蓄積された電荷Ｑと電荷電圧変換部が有する容量値Ｃとによって定まる電圧Ｖ（＝Ｑ／Ｃ）が現れる。電荷電圧変換部は、リセットスイッチ２０３を介してリセット電位Ｖｒｅｓに接続されている。リセット信号ＰＲＥＳがアクティブレベルになると、リセットスイッチ２０３がオンして、電荷電圧変換部の電位がリセット電位Ｖｒｅｓにリセットされる。 In the example shown in FIG. 2, the charge storage section of the photoelectric conversion element 201 and the gate of the MOS transistor 204a constitute a common node, and this node is connected to the charge that converts the charge stored in the charge storage section into a voltage. Functions as a voltage converter. That is, a voltage V (=Q/C) appears in the charge-voltage conversion section, which is determined by the charge Q accumulated in the charge storage section and the capacitance value C of the charge-voltage conversion section. The charge voltage converter is connected to a reset potential Vres via a reset switch 203. When the reset signal PRES becomes active level, the reset switch 203 is turned on and the potential of the charge-voltage converter is reset to the reset potential Vres.

クランプ回路部２０６は、リセットした電荷電圧変換部の電位に応じて増幅回路部２０４によって出力されるノイズをクランプ容量２０６ａによってクランプする。つまり、クランプ回路部２０６は、光電変換素子２０１で光電変換により発生した電荷に応じてソースフォロア回路から出力された信号から、このノイズをキャンセルするための回路である。このノイズはリセット時のｋＴＣノイズを含む。クランプは、クランプ信号ＰＣＬをアクティブレベルにしてＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオン状態にした後に、クランプ信号ＰＣＬを非アクティブレベルにしてＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオフ状態にすることによってなされる。クランプ容量２０６ａの出力側は、ＭＯＳトランジスタ２０６ｃのゲートに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｃのソースは、ＭＯＳトランジスタ２０６ｄを介して電流源２０６ｅに接続されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｃと電流源２０６ｅとによってソースフォロア回路が構成されている。ＭＯＳトランジスタ２０６ｄは、そのゲートに供給されるイネーブル信号ＥＮ０がアクティブレベルになるとオンしてソースフォロア回路を動作状態にするイネーブルスイッチである。 The clamp circuit section 206 uses a clamp capacitor 206a to clamp the noise output by the amplifier circuit section 204 according to the reset potential of the charge-voltage conversion section. In other words, the clamp circuit unit 206 is a circuit for canceling noise from a signal output from the source follower circuit in response to charges generated by photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201. This noise includes kTC noise at reset. Clamping is performed by setting the clamp signal PCL to an active level to turn on the MOS transistor 206b, and then setting the clamp signal PCL to an inactive level to turn the MOS transistor 206b to an off state. The output side of the clamp capacitor 206a is connected to the gate of the MOS transistor 206c. The source of MOS transistor 206c is connected to current source 206e via MOS transistor 206d. A source follower circuit is configured by the MOS transistor 206c and the current source 206e. The MOS transistor 206d is an enable switch that turns on when the enable signal EN0 supplied to its gate reaches an active level to put the source follower circuit into operation.

光電変換素子２０１で光電変換により発生した電荷に応じてクランプ回路部２０６から出力される信号は、光信号として、光信号サンプリング信号ＴＳがアクティブレベルになることによってスイッチ２０７Ｓａを介して容量２０７Ｓｂに書き込まれる。電荷電圧変換部の電位をリセットした直後にＭＯＳトランジスタ２０６ｂをオン状態とした際にクランプ回路部２０６から出力される信号は、クランプ電圧である。このノイズ信号は、ノイズサンプリング信号ＴＮがアクティブレベルになることによってスイッチ２０７Ｎａを介して容量２０７Ｎｂに書き込まれる。このノイズ信号には、クランプ回路部２０６のオフセット成分が含まれる。スイッチ２０７Ｓａと容量２０７Ｓｂによって信号サンプルホールド回路２０７Ｓが構成され、スイッチ２０７Ｎａと容量２０７Ｎｂによってノイズサンプルホールド回路２０７Ｎが構成される。サンプルホールド回路部２０７は、信号サンプルホールド回路２０７Ｓとノイズサンプルホールド回路２０７Ｎとを含む。 A signal output from the clamp circuit unit 206 in response to the charge generated by photoelectric conversion in the photoelectric conversion element 201 is written as an optical signal to the capacitor 207Sb via the switch 207Sa when the optical signal sampling signal TS becomes active level. It will be done. The signal output from the clamp circuit section 206 when the MOS transistor 206b is turned on immediately after resetting the potential of the charge-voltage conversion section is a clamp voltage. This noise signal is written into the capacitor 207Nb via the switch 207Na when the noise sampling signal TN becomes active level. This noise signal includes an offset component of the clamp circuit section 206. The switch 207Sa and the capacitor 207Sb constitute a signal sample and hold circuit 207S, and the switch 207Na and the capacitor 207Nb constitute a noise sample and hold circuit 207N. The sample and hold circuit section 207 includes a signal sample and hold circuit 207S and a noise sample and hold circuit 207N.

駆動回路部が行選択信号をアクティブレベルに駆動すると、容量２０７Ｓｂに保持された信号（光信号）がＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａおよび行選択スイッチ２０８Ｓｂを介して信号線２１Ｓに出力される。また、同時に、容量２０７Ｎｂに保持された信号（ノイズ）がＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａおよび行選択スイッチ２０８Ｎｂを介して信号線２１Ｎに出力される。ＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａは、信号線２１Ｓに設けられた不図示の定電流源とソースフォロア回路を構成する。同様に、ＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａは、信号線２１Ｎに設けられた不図示の定電流源とソースフォロア回路を構成する。ＭＯＳトランジスタ２０８Ｓａと行選択スイッチ２０８Ｓｂによって信号用選択回路部２０８Ｓが構成され、ＭＯＳトランジスタ２０８Ｎａと行選択スイッチ２０８Ｎｂによってノイズ用選択回路部２０８Ｎが構成される。選択回路部２０８は、信号用選択回路部２０８Ｓとノイズ用選択回路部２０８Ｎとを含む。 When the drive circuit unit drives the row selection signal to an active level, the signal (optical signal) held in the capacitor 207Sb is output to the signal line 21S via the MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb. At the same time, the signal (noise) held in the capacitor 207Nb is output to the signal line 21N via the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb. The MOS transistor 208Sa forms a source follower circuit with a constant current source (not shown) provided on the signal line 21S. Similarly, the MOS transistor 208Na forms a source follower circuit with a constant current source (not shown) provided in the signal line 21N. The MOS transistor 208Sa and the row selection switch 208Sb constitute a signal selection circuit section 208S, and the MOS transistor 208Na and the row selection switch 208Nb constitute a noise selection circuit section 208N. The selection circuit section 208 includes a signal selection circuit section 208S and a noise selection circuit section 208N.

画素２０は、隣接する複数の画素２０の光信号を加算する加算スイッチ２０９Ｓを有してもよい。加算モード時には、加算モード信号ＡＤＤがアクティブレベルになり、加算スイッチ２０９Ｓがオン状態になる。これにより、隣接する画素２０の容量２０７Ｓｂが加算スイッチ２０９Ｓによって相互に接続されて、光信号が平均化される。同様に、画素２０は、隣接する複数の画素２０のノイズを加算する加算スイッチ２０９Ｎを有してもよい。加算スイッチ２０９Ｎがオン状態になると、隣接する画素２０の容量２０７Ｎｂが加算スイッチ２０９Ｎによって相互に接続されて、ノイズが平均化される。加算部２０９は、加算スイッチ２０９Ｓと加算スイッチ２０９Ｎを含む。 The pixel 20 may include an addition switch 209S that adds optical signals of a plurality of adjacent pixels 20. In the addition mode, the addition mode signal ADD becomes active level, and the addition switch 209S is turned on. Thereby, the capacitances 207Sb of adjacent pixels 20 are connected to each other by the addition switch 209S, and the optical signals are averaged. Similarly, the pixel 20 may include an addition switch 209N that adds the noise of a plurality of adjacent pixels 20. When the addition switch 209N is turned on, the capacitances 207Nb of adjacent pixels 20 are connected to each other by the addition switch 209N, and noise is averaged. Addition unit 209 includes an addition switch 209S and an addition switch 209N.

画素２０は、感度を変更するための感度変更部２０５を有してもよい。画素２０は、例えば、第１感度変更スイッチ２０５ａおよび第２感度変更スイッチ２０５'ａ、並びにそれらに付随する回路素子を含みうる。第１変更信号ＷＩＤＥがアクティブレベルになると、第１感度変更スイッチ２０５ａがオンして、電荷電圧変換部の容量値に第１付加容量２０５ｂの容量値が追加される。これによって画素２０の感度が低下する。第２変更信号ＷＩＤＥ２がアクティブレベルになると、第２感度変更スイッチ２０５'ａがオンして、電荷電圧変換部の容量値に第２付加容量２０５'ｂの容量値が追加される。これによって画素２０の感度が更に低下する。このように画素２０の感度を低下させる機能を追加することによって、より大きな光量を受光することが可能となり、ダイナミックレンジを広げることができる。第１変更信号ＷＩＤＥがアクティブレベルになる場合には、イネーブル信号ＥＮｗをアクティブレベルにして、ＭＯＳトランジスタ２０４ａに変えてＭＯＳトランジスタ２０４'ａをソースフォロア動作させてもよい。 The pixel 20 may include a sensitivity change unit 205 for changing sensitivity. The pixel 20 may include, for example, a first sensitivity change switch 205a, a second sensitivity change switch 205'a, and associated circuit elements. When the first change signal WIDE becomes active level, the first sensitivity change switch 205a is turned on, and the capacitance value of the first additional capacitor 205b is added to the capacitance value of the charge-voltage converter. This reduces the sensitivity of the pixel 20. When the second change signal WIDE2 becomes active level, the second sensitivity change switch 205'a is turned on and the capacitance value of the second additional capacitor 205'b is added to the capacitance value of the charge-voltage converter. This further reduces the sensitivity of the pixel 20. By adding the function of reducing the sensitivity of the pixel 20 in this way, it becomes possible to receive a larger amount of light, and the dynamic range can be expanded. When the first change signal WIDE becomes active level, the enable signal ENw may be set to active level, and the MOS transistor 204'a may be operated as a source follower instead of the MOS transistor 204a.

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

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

まず、光電変換素子２０１のリセットを行ってから、Ｘ線を曝射する。Ｘ線の管電圧は理想的には矩形波となるが、管電圧の立ち上がりと立下りには有限の時間がかかる。特に、パルスＸ線で曝射時間が短い場合は、管電圧はもはや矩形波とはみなせず、図３（ａ）に示すような波形となる。すなわち、Ｘ線の立ち上がり期、安定期、立下り期でＸ線のエネルギーが異なる。 First, the photoelectric conversion element 201 is reset and then exposed to X-rays. Ideally, the X-ray tube voltage is a rectangular wave, but it takes a finite amount of time for the tube voltage to rise and fall. In particular, when the exposure time is short with pulsed X-rays, the tube voltage can no longer be regarded as a rectangular wave, but has a waveform as shown in FIG. 3(a). That is, the energy of X-rays differs during the rising period, stable period, and falling period of the X-rays.

そこで、立ち上がり期のＸ線３０１が曝射された後に、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、さらに安定期のＸ線３０２が曝射された後に信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎには立ち上がり期のＸ線３０１の信号（Ｒ_１）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは安定期のＸ線３０２の信号（Ｂ）に対応した画像３０４が読み出される。 Therefore, after the X-rays 301 in the rising phase are irradiated, the noise sample and hold circuit 207N performs sampling, and after the X-rays 302 in the stable period are irradiated, the signal sample and hold circuit 207S performs sampling. Thereafter, the difference between the signal line 21N and the signal line 21S is read out as an image. At this time, the noise sample and hold circuit 207N holds the signal (R ₁ ) of the X-ray 301 in the rising period, and the signal sample and hold circuit 207S holds the signal of the X-ray 301 in the rising period and the signal of the X-ray 302 in the stable period. The sum (R ₁ +B) is held. Therefore, an image 304 corresponding to the signal (B) of the X-ray 302 in the stable period is read out from the X-ray imaging device 104.

次に、立下り期のＸ線３０３の曝射と、画像３０４の読み出しとが完了してから、再び信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、光電変換素子２０１のリセットを行い、再びノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７ＮにはＸ線が曝射されていない状態の信号が保持される。また、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２と立下り期のＸ線３０３の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは、立ち上がり期のＸ線３０１の信号と安定期のＸ線３０２の信号と立下り期のＸ線３０３の信号に対応した画像３０６が読み出される。その後、画像３０６と画像３０４の差分を計算することで、立ち上がり期のＸ線３０１と立下り期のＸ線３０３の和（Ｒ_１＋Ｒ_２）に対応した画像３０５が得られる。 Next, after the exposure of the X-ray 303 in the falling phase and the reading of the image 304 are completed, sampling is performed again by the signal sample and hold circuit 207S. Thereafter, the photoelectric conversion element 201 is reset, the noise sample and hold circuit 207N performs sampling again, and the difference between the signal line 21N and the signal line 21S is read out as an image. At this time, the noise sample and hold circuit 207N holds a signal in a state where no X-rays are irradiated. Further, the signal sample and hold circuit 207S holds the sum (R ₁ +B+R ₂ ) of the signal of the X-ray 301 in the rising period, the signal of the X-ray 302 in the stable period, and the signal of the X-ray 303 in the falling period. Therefore, an image 306 corresponding to the signal of the X-ray 301 in the rising phase, the signal of the X-ray 302 in the stable phase, and the signal of the X-ray 303 in the falling phase is read out from the X-ray imaging device 104. Thereafter, by calculating the difference between the image 306 and the image 304, an image 305 corresponding to the sum (R ₁ +R ₂ ) of the X-ray 301 in the rising phase and the X-ray 303 in the falling phase is obtained.

サンプルホールド回路２０７及び光電変換素子２０１のリセットを行うタイミングは、Ｘ線発生装置１０１からＸ線の曝射が開始されたことを示す同期信号３０７を用いて決定される。Ｘ線の曝射開始を検出する方法としては、Ｘ線発生装置１０１の管電流を測定し、電流値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成が好適に用いられる。また、光電変換素子２０１のリセットが完了した後、画素２０を繰り返して読み出し、画素値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成も好適に用いられる。さらには、Ｘ線撮像装置１０４に二次元検出器１０６とは異なるＸ線検出器を内蔵し、その測定値が予め設定された閾値を上回るか否かを判定する構成も好適に用いられる。いずれの方式の場合も、同期信号３０７の入力から予め指定した時間が経過した後に、信号サンプルホールド回路２０７Ｓのサンプリング、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎのサンプリング、光電変換素子２０１のリセットを行う。 The timing for resetting the sample and hold circuit 207 and the photoelectric conversion element 201 is determined using a synchronization signal 307 indicating that the X-ray generation device 101 has started emitting X-rays. As a method for detecting the start of X-ray exposure, a configuration is preferably used in which the tube current of the X-ray generator 101 is measured and it is determined whether the current value exceeds a preset threshold value. Furthermore, a configuration may also be suitably used in which, after the photoelectric conversion element 201 has been reset, the pixel 20 is repeatedly read out and it is determined whether the pixel value exceeds a preset threshold value. Furthermore, a configuration in which the X-ray imaging device 104 incorporates an X-ray detector different from the two-dimensional detector 106 and determines whether the measured value exceeds a preset threshold value may also be suitably used. In either method, after a predetermined time has elapsed from the input of the synchronization signal 307, sampling of the signal sample and hold circuit 207S, sampling of the noise sample and hold circuit 207N, and resetting of the photoelectric conversion element 201 are performed.

以上のようにして、パルスＸ線の安定期に対応した画像３０４と、立ち上がり期と立下り期の和に対応した画像３０５を得る。二枚の画像を形成する際に曝射されたＸ線のエネルギーが異なるため、画像間で演算を行うことでエネルギーサブトラクション処理を行うことができる。 In the manner described above, an image 304 corresponding to the stable period of pulsed X-rays and an image 305 corresponding to the sum of the rising and falling periods are obtained. Since the energies of the X-rays emitted when forming the two images are different, energy subtraction processing can be performed by performing calculations between the images.

図３（ｂ）に、第１実施形態に係る放射線撮像システムにおいてエネルギーサブトラクションを行った場合の駆動タイミングを示す。図３（ａ）とは、Ｘ線の管電圧を能動的に切り替えている点が異なる。 FIG. 3B shows drive timing when energy subtraction is performed in the radiation imaging system according to the first embodiment. The difference from FIG. 3A is that the X-ray tube voltage is actively switched.

まず、光電変換素子２０１のリセットを行ってから、低エネルギーのＸ線４０１を曝射する。その後、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行ってから、管電圧を切り替えて高エネルギーのＸ線４０２が曝射された後に、信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、管電圧を切り替えて低エネルギーのＸ線４０３の曝射を行う。さらに、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎには低エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｒ_１）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは、高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）に対応した画像４０４が読み出される。 First, the photoelectric conversion element 201 is reset, and then low-energy X-rays 401 are irradiated. Thereafter, the noise sample and hold circuit 207N performs sampling, and after the tube voltage is switched and high-energy X-rays 402 are irradiated, the signal sample and hold circuit 207S performs sampling. Thereafter, the tube voltage is changed and low-energy X-rays 403 are irradiated. Furthermore, the difference between the signal line 21N and the signal line 21S is read out as an image. At this time, the signal (R ₁ ) of the low energy X-ray 401 is held in the noise sample and hold circuit 207N, and the signal of the low energy X-ray 401 and the signal of the high energy X-ray 402 are held in the signal sample and hold circuit 207S. The sum (R ₁ +B) is retained. Therefore, an image 404 corresponding to the signal (B) of the high-energy X-ray 402 is read out from the X-ray imaging device 104.

次に、低エネルギーのＸ線４０３の曝射と、画像４０４の読み出しとが完了してから、再び信号サンプルホールド回路２０７Ｓでサンプリングを行う。その後、光電変換素子２０１のリセットを行い、再びノイズサンプルホールド回路２０７Ｎでサンプリングを行い、信号線２１Ｎと信号線２１Ｓの差分を画像として読み出す。このとき、ノイズサンプルホールド回路２０７ＮにはＸ線が曝射されていない状態の信号が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２と低エネルギーのＸ線４０３の信号の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは低エネルギーのＸ線４０１の信号と高エネルギーのＸ線４０２の信号と低エネルギーのＸ線４０３の信号に対応した画像４０６が読み出される。その後、画像４０６と画像４０４の差分を計算することで、低エネルギーのＸ線４０１と低エネルギーのＸ線４０３の和（Ｒ_１＋Ｒ_２）に対応した画像４０５が得られる。同期信号４０７については、図３（ａ）と同様である。このように、管電圧を能動的に切り替えながら画像を取得することで、図３（ａ）の方法に比べて低エネルギーと高エネルギーの画像の間のエネルギー差をより大きくすることが出来る。 Next, after the irradiation of the low energy X-rays 403 and the reading of the image 404 are completed, sampling is performed again by the signal sample and hold circuit 207S. Thereafter, the photoelectric conversion element 201 is reset, the noise sample and hold circuit 207N performs sampling again, and the difference between the signal line 21N and the signal line 21S is read out as an image. At this time, the noise sample and hold circuit 207N holds a signal in a state where no X-rays are irradiated, and the signal sample and hold circuit 207S holds the signal of the low energy X-ray 401, the high energy X-ray 402, and the low energy The sum (R ₁ +B+R ₂ ) of the signals of the X-rays 403 is held. Therefore, an image 406 corresponding to the low-energy X-ray 401 signal, the high-energy X-ray 402 signal, and the low-energy X-ray 403 signal is read out from the X-ray imaging device 104. Thereafter, by calculating the difference between the image 406 and the image 404, an image 405 corresponding to the sum (R ₁ +R ₂ ) of the low-energy X-ray 401 and the low-energy X-ray 403 is obtained. The synchronization signal 407 is the same as that in FIG. 3(a). In this way, by acquiring images while actively switching the tube voltage, it is possible to make the energy difference between low-energy and high-energy images larger than in the method of FIG. 3(a).

次に、図４を参照して、本実施形態のエネルギーサブトラクション処理について説明する。本実施形態におけるエネルギーサブトラクション処理は、補正処理、信号処理、画像処理の３段階に分かれている。以下、各段階の処理を説明する。 Next, with reference to FIG. 4, the energy subtraction process of this embodiment will be described. Energy subtraction processing in this embodiment is divided into three stages: correction processing, signal processing, and image processing. The processing at each stage will be explained below.

・補正処理の説明
図４（ａ）は、本実施形態に係るエネルギーサブトラクション処理における補正処理のブロック図を示す。まず、Ｘ線撮像装置１０４にＸ線を曝射せずに撮像を行い、図３（ａ）または図３（ｂ）に示した駆動で画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出されるが、１枚目の画像をＦ＿ＯＤＤ、２枚目の画像をＦ＿ＥＶＥＮとする。Ｆ＿ＯＤＤとＦ＿ＥＶＥＮは、Ｘ線撮像装置１０４の固定パターンノイズ（ＦＰＮ）に対応する画像である。次に、被写体がない状態でＸ線撮像装置１０４にＸ線を曝射して撮像を行い、図３（ａ）または図３（ｂ）に示した駆動で画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出されるが、１枚目の画像をＷ＿ＯＤＤ、２枚目の画像をＷ＿ＥＶＥＮとする。Ｗ＿ＯＤＤとＷ＿ＥＶＥＮは、Ｘ線撮像装置１０４のＦＰＮとＸ線による信号の和に対応する画像である。従って、Ｗ＿ＯＤＤからＦ＿ＯＤＤを、Ｗ＿ＥＶＥＮからＦ＿ＥＶＥＮを減算することで、Ｘ線撮像装置１０４のＦＰＮが除去された画像ＷＦ＿ＯＤＤとＷＦ＿ＥＶＥＮが得られる。これをオフセット補正と呼ぶ。 -Description of correction processing FIG. 4(a) shows a block diagram of correction processing in the energy subtraction processing according to this embodiment. First, imaging is performed without exposing the X-ray imaging device 104 to X-rays, and an image is acquired by driving as shown in FIG. 3(a) or FIG. 3(b). At this time, two images are read out, and the first image is assumed to be F_ODD and the second image is assumed to be F_EVEN. F_ODD and F_EVEN are images corresponding to fixed pattern noise (FPN) of the X-ray imaging device 104. Next, an image is taken by exposing the X-ray imaging device 104 to X-rays in a state where there is no object, and an image is acquired by driving as shown in FIG. 3(a) or FIG. 3(b). At this time, two images are read out, and the first image is assumed to be W_ODD and the second image is assumed to be W_EVEN. W_ODD and W_EVEN are images corresponding to the sum of FPN of the X-ray imaging device 104 and signals from X-rays. Therefore, by subtracting F_ODD from W_ODD and F_EVEN from W_EVEN, images WF_ODD and WF_EVEN from which the FPN of the X-ray imaging device 104 has been removed can be obtained. This is called offset correction.

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

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

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

Here, if the thickness of the subject is d, the linear attenuation coefficient of the subject is μ, the output of the pixel 20 when there is no subject is I ₀ , and the output of the pixel 20 when there is a subject is I, the following equation (1) is given. holds true.

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

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

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

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

まず、Ｘ線フォトンのエネルギーをＥ、エネルギーＥにおけるフォトン数をＮ（Ｅ）、骨の厚さをＢ、軟部組織の厚さをＳ、エネルギーＥにおける骨の線減弱係数をμ_Ｂ（Ｅ）、エネルギーＥにおける軟部組織の線減弱係数をμ_Ｓ（Ｅ）、減弱率をＩ／Ｉ_０とすると、以下の式（３）が成り立つ。

First, the X-ray photon energy is E, the number of photons at energy E is N (E), the bone thickness is B, the soft tissue thickness is S, and the linear attenuation coefficient of bone at energy E is μ _B (E). , the linear attenuation coefficient of the soft tissue at energy E is μ _S (E), and the attenuation rate is I/I ₀ , then the following equation (3) holds true.

エネルギーＥにおけるフォトン数Ｎ（Ｅ）は、Ｘ線のスペクトルである。Ｘ線のスペクトルは、シミュレーション又は実測により得られる。また、エネルギーＥおける骨の線減弱係数μ_Ｂ（Ｅ）とエネルギーＥおける軟部組織の線減弱係数μ_Ｓ（Ｅ）は、ＮＩＳＴなどのデータベースから得られる。すなわち、任意の骨の厚さＢ、軟部組織の厚さＳ、Ｘ線のスペクトルＮ（Ｅ）における減弱率Ｉ／Ｉ_０を計算することが可能である。 The number of photons N(E) at energy E is the spectrum of X-rays. The X-ray spectrum is obtained by simulation or actual measurement. Furthermore, the linear attenuation coefficient μ _B (E) of bone at energy E and the linear attenuation coefficient μ _S (E) of soft tissue at energy E are obtained from a database such as NIST. That is, it is possible to calculate the attenuation rate I/I ₀ at an arbitrary bone thickness B, soft tissue thickness S, and X-ray spectrum N(E).

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

Here, when the spectrum of low-energy X-rays is N _L (E) and the spectrum of high-energy X-rays is N _H (E), the following formula (4) holds true.

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

Bone thickness B and soft tissue thickness S can be determined by solving the nonlinear simultaneous equations of Equation (4). A case will be explained in which the Newton-Raphson method is used as a typical method for solving simultaneous nonlinear equations. First, when the number of repetitions of the Newton-Raphson method is m, the thickness of the bone after the m-th repetition is B ^m , and the thickness of the soft tissue after the m-th repetition is S ^m , the high energy after the m-th repetition is The attenuation rate is H ^m , and the low energy attenuation rate L ^m after the m-th repetition is expressed by the following equation (5).

また、厚みが微小に変化したときの減弱率の変化率を、以下の式（６）で表す。

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

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

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

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

The inverse matrix of a 2×2 matrix is expressed by the following equation (8) using Cramer's formula, where det is the determinant.

従って、式（７）に式（８）を代入すると、以下の式（９）が求まる。

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

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

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

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

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

以上、エネルギーサブトラクション処理について説明した。なお、以下では、エネルギーサブトラクション処理における信号処理と表示用画像処理を総称して画像処理という。以下の実施形態では、上述した画像処理において、蓄積画像を用いてノイズを効果的に低減する構成が説明される。まず、本実施形態が用いる蓄積画像について説明する。上述したように、本実施形態では、１回のＸ線の照射に対して、Ｘ線の照射中と照射終了後のタイミングを含む複数のタイミングのサンプルホールドにより取得された複数の放射線画像から高エネルギー画像と低エネルギー画像が生成される。例えば、Ｘ線の照射終了後のタイミングで取得されるＸ線画像が蓄積画像として用いられ得る。図５は、本実施形態に係る蓄積画像を取得するための補正処理を実現する構成の一例を示すブロック図である。ディスプレイ１４５に表示するための画像としては、エネルギー分解能を持たない画像、すなわち既存の放射線撮像システムで撮影した画像と互換性のある画像である、蓄積画像Ａも好適に用いられる。蓄積画像Ａは、例えば図５で示すように、画像ＸＦ＿ＥＶＥＮを画像ＷＦ＿ＥＶＥＮで除算することにより生成される。画像ＸＦ＿ＥＶＥＮおよび画像ＷＦ＿ＥＶＥＮは図４（ａ）で説明したとおりである。すなわち、画像ＸＦ＿ＥＶＥＮは、被写体がある場合の立ち上がり期のＸ線３０１、安定期のＸ線３０２、立下り期のＸ線３０３の和に対応する。画像ＷＦ＿ＥＶＥＮは、被写体がない場合の立ち上がり期のＸ線３０１、安定期のＸ線３０２、立下り期のＸ線３０３の和に対応する。 The energy subtraction process has been described above. Note that hereinafter, signal processing and display image processing in energy subtraction processing are collectively referred to as image processing. In the following embodiments, a configuration will be described in which noise is effectively reduced using accumulated images in the image processing described above. First, the accumulated images used in this embodiment will be explained. As described above, in this embodiment, for one X-ray irradiation, high-resolution images are obtained from multiple radiation images obtained by sample holding at multiple timings including during and after the X-ray irradiation. An energy image and a low energy image are generated. For example, an X-ray image acquired at a timing after the end of X-ray irradiation can be used as the accumulated image. FIG. 5 is a block diagram illustrating an example of a configuration for implementing correction processing for acquiring accumulated images according to this embodiment. As the image to be displayed on the display 145, the stored image A, which is an image without energy resolution, that is, an image compatible with images captured by existing radiation imaging systems, is also suitably used. Accumulated image A is generated by dividing image XF_EVEN by image WF_EVEN, as shown in FIG. 5, for example. Image XF_EVEN and image WF_EVEN are as described in FIG. 4(a). That is, the image XF_EVEN corresponds to the sum of the X-rays 301 in the rising phase, the X-rays 302 in the stable phase, and the X-rays 303 in the falling phase when there is a subject. Image WF_EVEN corresponds to the sum of X-rays 301 in the rising phase, X-rays 302 in the stable phase, and X-rays 303 in the falling phase when there is no subject.

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

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

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

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

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

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

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

Next, in block MD2, a noise-reduced bone image B' is generated from the filtered thickness image T' and the accumulated image A described above. Under the assumption (constraint condition) that the accumulated image A is composed of only bone and soft tissue, let the spectrum in the accumulated image A be N _A (E), the thickness of the soft tissue be S, and the thickness of the bone be B. , the following equation (11) holds.

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

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

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

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

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

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

Therefore, the inventors of the present application conducted a study and found that the standard deviation σ _A of the accumulated image A, that is, the quantum noise of X-rays, and the standard deviation σ _B of the bone image B, that is, the noise of the bone image B, are proportional coefficient ε It has been found that using _B , it is expressed by the following formula (13).

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

Furthermore, the inventors of the present application have found that the proportionality coefficient ε _B can be approximated by equation (14).

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

The proportionality coefficient ε _B indicates the rate of increase in noise due to the separation of two substances, and the spectrum N _L (E) for low-energy X-rays, the spectrum N H (E) for high-energy X-rays, and the spectrum N _H (E) for high-energy and low-energy X-rays. Determined by output ratio, type of material, etc. However, it does not depend on the X-ray dose. In other words, the rate of increase in noise due to separation of two substances and the quantum noise of X-rays are considered to be independent. Further, the inventors of the present application further investigated and found that the standard deviation σ _A (f) of X-ray quantum noise at spatial frequency f (f>0) and the bone image at spatial frequency f (f>0) It was found that the following equation (15) holds true between the noise standard deviation σ _B (f).

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

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

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

なお、図８（ａ）のように二重にノイズ低減を行うときは、二物質分離を行うブロックＭＤ１の前に適用するフィルタのブロックＦ２及びＦ３と、ブロックＭＤ１の後に適用するフィルタのブロックＦ１との、種類や強度を同時に最適化する必要がある。二つのフィルタを単独に最適化した結果が最適とは限らないからである。例えば、時間方向のフィルタ又は空間方向のフィルタを二重にかけると、Ｘ線の量子ノイズと二物質分離に伴うノイズの増加率が独立ではなくなり、二つのノイズ低減の効果が積算されなくなる場合がある。従って、例えば、二物質分離を行うブロックＭＤ１の前に適用されるフィルタであるブロックＦ２及びＦ３では、時間方向のフィルタを適用し、ＭＤ１の後に適用するフィルタのブロックＦ１では空間方向のフィルタを適用する構成を用いることができる。当然のことながら、ブロックＦ２及びＦ３において空間方向のフィルタを適用し、ブロックＦ１において時間方向のフィルタを適用するようにしてもよい。 Note that when noise reduction is performed in a double manner as shown in FIG. 8(a), filter blocks F2 and F3 are applied before the block MD1 that performs two-substance separation, and filter block F1 is applied after the block MD1. It is necessary to simultaneously optimize the type and strength of This is because the result of optimizing two filters independently is not necessarily optimal. For example, if a temporal filter or a spatial filter is applied twice, the increase rate of X-ray quantum noise and noise due to separation of two substances are no longer independent, and the two noise reduction effects may not be integrated. be. Therefore, for example, blocks F2 and F3, which are filters applied before block MD1 that performs two-substance separation, apply filters in the time direction, and block F1, which is a filter applied after MD1, applies a filter in the spatial direction. A configuration can be used. Naturally, a filter in the spatial direction may be applied in blocks F2 and F3, and a filter in the temporal direction may be applied in block F1.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

ブロックＳＥＬは、骨画像Ｂの画素値に基づいて骨の有無の判定を行い、その判定結果に従って厚み画像Ｔと厚み画像ｔのいずれかを選択し、ノイズ低減された厚み画像Ｔ'として出力する。厚み画像Ｔ'は、厚み画像Ｔと厚み画像ｔとから生成された合成画像である。本実施形態では、ブロックＭＤ４で生成された骨画像Ｂの画素値が骨の有無を判定する閾値Ｂ_ｔｈを上回る場合は、ブロックＳＥＬは骨があると判定し、厚み画像Ｔの画素値をノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値とする。他方、骨画像Ｂの画素値が閾値Ｂ_ｔｈを下回る場合は、ブロックＳＥＬは、骨が存在しないと判定し、骨の厚みが０であると仮定したときの厚み画像ｔの画素値をノイズ低減後の厚み画像Ｔ'の画素値とする。以上のような構成により、骨がない領域におけるノイズを大幅に低減することが可能である。また、特徴（２）より、軟部組織がある領域の大部分は骨がない領域である。従って、厚み画像Ｔ'の多くの領域でノイズを大幅に低減することができる。 The block SEL determines the presence or absence of bones based on the pixel values of the bone image B, selects either the thickness image T or the thickness image t according to the determination result, and outputs it as a noise-reduced thickness image T'. . The thickness image T' is a composite image generated from the thickness image T and the thickness image t. In this embodiment, when the pixel value of the bone image B generated in block MD4 exceeds the threshold value _Bth for determining the presence or absence of bone, the block SEL determines that there is a bone, and the pixel value of the thickness image T is noise Let it be the pixel value of the thickness image T' after reduction. On the other hand, if the pixel value of the bone image B is less than the threshold value B _th , the block SEL determines that there is no bone, and reduces the noise of the pixel value of the thickness image t assuming that the bone thickness is 0. This is the pixel value of the subsequent thickness image T'. With the above configuration, it is possible to significantly reduce noise in areas where there are no bones. Furthermore, according to feature (2), most of the area where soft tissue is present is an area where there is no bone. Therefore, noise can be significantly reduced in many areas of the thickness image T'.

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

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

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

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

FIG. 12 is a block diagram showing still another configuration example of image processing according to the second embodiment. Blocks MD1, MD3, MD4, and F4 are similar to those shown in FIG. 11(b). In the image processing shown in FIG. 12, a plurality of threshold values B _th are set for determining the presence or absence of bones. Then, in block ADD, the pixel value of the thickness image T and the pixel value of the thickness image t assuming that the bone thickness is 0 are combined to determine the pixel value of the thickness image T' after noise reduction. do. Here, the synthesis weight (composition ratio) is determined from the pixel value of the bone image B and a plurality of threshold values B _th for determining the presence or absence of bones. For example, the pixel value of the thickness image T' after noise reduction is expressed by the following equation (17).

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

なお、図１１（ａ）の構成において、Ｂ＞Ｂ_ｔｈの場合は合成画像（ブロックＳＥＬの出力）における疑似的な分離画像ｔの合成比を第１の値（０）、Ｂ≦Ｂ_ｔｈの場合は合成画像における疑似的な分離画像ｔの合成比を第２の値（１）としている。ここで、第１の値＝０、第２の値＝１に限られるものではなく、例えば、第１の値＝０．２、第２の値＝０．８などとしてもよい。図１１（ｂ）の構成についても同様である。また、図１２の構成では、骨画像Ｂ'の画素値が第１の閾値（Ｂ_ｔｈ０）から第２の閾値（Ｂ_ｔｈ１）へ変化するに従って、疑似的な分離画像ｔの合成画像（ブロックＡＤＤの出力）における比率を第１の値から第２の値へ変化させている。ここで、図１２では、第１の値＝１、第２の値＝０を例示しているが、これに限られるものではなく、例えば、第１の値＝０．８、第２の値＝０．２などとしてもよい。 In the configuration of FIG. 11(a), when B>B _th , the synthesis ratio of the pseudo separated image t in the composite image (output of block SEL) is set to the first value (0), and when B≦B _th , In this case, the composition ratio of the pseudo separated image t in the composite image is set as the second value (1). Here, the first value is not limited to 0 and the second value is not limited to 1. For example, the first value may be 0.2 and the second value may be 0.8. The same applies to the configuration in FIG. 11(b). In addition, in the configuration of FIG. 12, as the pixel value of the bone image B' changes from the first threshold value (B _th0 ) to the second threshold value (B _th1 ), the composite image (block ADD (output) is changed from the first value to the second value. Here, in FIG. 12, the first value = 1 and the second value = 0 are illustrated, but the invention is not limited to this. For example, the first value = 0.8 and the second value =0.2, etc.

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

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

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

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

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

なお、第１～第３実施形態では、Ｘ線撮像装置１０４は蛍光体を用いた間接型の放射線センサとしたが、このような形態に限定されない。例えばＣｄＴｅ等の直接変換材料を用いた直接型の放射線センサを用いてもよい。また、第１～第３実施形態ではＸ線発生装置１０１の受動的な管電圧変化を利用するか（図３（ａ））、能動的に管電圧を切り替える（図３（ｂ））などしていたが、このような形態に限定されない。Ｘ線発生装置１０１のフィルタを時間的に切り替えるなどして、Ｘ線撮像装置１０４に曝射される放射線のエネルギーを変化させてもよい。 In the first to third embodiments, the X-ray imaging device 104 is an indirect radiation sensor using fluorescent material, but the present invention is not limited to this type. For example, a direct radiation sensor using a direct conversion material such as CdTe may be used. Furthermore, in the first to third embodiments, passive tube voltage changes of the X-ray generator 101 are utilized (FIG. 3(a)), or tube voltages are actively switched (FIG. 3(b)). However, it is not limited to this form. The energy of the radiation irradiated to the X-ray imaging device 104 may be changed by, for example, changing the filter of the X-ray generating device 101 over time.

さらに、第１～第３実施形態ではＸ線撮像装置１０４に曝射される放射線のエネルギーを変化させることで、エネルギーサブトラクションを行っていたがこのような形態に限定されない。例えば、二次元検出器１０６（センサ）を２枚積層することで、前面のセンサと背面のセンサで検出する放射線のスペクトルを変化させる方式が用いられてもよい。また、放射線量子の個数をエネルギー別にカウントする、フォトンカウンティング方式のセンサを用いることで、互いにエネルギーが異なる複数の画像を取得するなどしてもよい。 Further, in the first to third embodiments, energy subtraction is performed by changing the energy of the radiation irradiated to the X-ray imaging device 104, but the present invention is not limited to this type. For example, a method may be used in which two two-dimensional detectors 106 (sensors) are stacked to change the spectrum of radiation detected by the front sensor and the back sensor. Alternatively, a plurality of images with different energies may be acquired by using a photon counting sensor that counts the number of radiation quanta by energy.

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

（その他の実施例）
本発明は、上述の実施形態の１以上の機能を実現するプログラムを、ネットワーク又は記憶媒体を介してシステム又は装置に供給し、そのシステム又は装置のコンピュータにおける１つ以上のプロセッサーがプログラムを読出し実行する処理でも実現可能である。また、１以上の機能を実現する回路（例えば、ＡＳＩＣ）によっても実現可能である。 (Other examples)
The present invention provides a system or device with a program that implements one or more of the functions of the embodiments described above via a network or a storage medium, and one or more processors in the computer of the system or device reads and executes the program. This can also be achieved by processing. It can also be realized by a circuit (for example, ASIC) that realizes one or more functions.

発明は上記実施形態に制限されるものではなく、発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、発明の範囲を公にするために請求項を添付する。 The invention is not limited to the embodiments described above, and various changes and modifications can be made without departing from the spirit and scope of the invention. Therefore, the following claims are hereby appended to disclose the scope of the invention.

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

Claims (12)

互いに異なる放射線エネルギーに対応する第１の放射線画像と第２の放射線画像とを用いてエネルギーサブトラクション処理により分離画像を生成し、前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない第３の放射線画像と所定の制約条件とを用いて疑似的な分離画像を生成する生成手段と、
前記分離画像と前記疑似的な分離画像との合成に関する合成比率を、前記分離画像を用いて決定する決定手段と、を備える画像処理装置。 A separated image is generated by energy subtraction processing using a first radiation image and a second radiation image corresponding to mutually different radiation energies , and a third radiation image to which the energy subtraction processing is not applied is generated. generating means for generating a pseudo separated image using a radiographic image and predetermined constraint conditions;
An image processing device comprising: determining means for determining a combination ratio for combining the separated image and the pseudo separated image using the separated image . 前記決定手段は、前記エネルギーサブトラクション処理により得られる第１の分離画像と第２の分離画像とを合成して得た第３の分離画像と前記疑似的な分離画像との合成に関する合成比率を、前記第２の分離画像を用いて決定する請求項１に記載の画像処理装置。 The determining means determines a synthesis ratio regarding the synthesis of a third separated image obtained by synthesizing the first separated image and the second separated image obtained by the energy subtraction process and the pseudo separated image , The image processing device according to claim 1, wherein the image processing device makes the determination using the second separated image . 前記第１の分離画像は第１の物質の厚み画像であり、前記第２の分離画像は第２の物質の厚み画像であり、
前記生成手段は、前記第２の物質の厚みを０と仮定することを前記所定の制約条件として用いて前記疑似的な分離画像を生成する請求項２に記載の画像処理装置。 The first separated image is a thickness image of a first substance, the second separated image is a thickness image of a second substance,
3. The image processing apparatus according to claim 2 , wherein the generating means generates the pseudo separated image using, as the predetermined constraint, that the thickness of the second material is assumed to be 0. 前記決定手段は、前記第２の分離画像の各画素値と閾値との比較に基づいて前記合成比率を決定する請求項２または３に記載の画像処理装置。 4. The image processing apparatus according to claim 2, wherein the determining means determines the combination ratio based on a comparison between each pixel value of the second separated image and a threshold value. 前記決定手段は、前記第２の分離画像の画素値が所定の閾値を越える場合に前記疑似的な分離画像の前記合成に関する合成比率を第１の値に決定し、その他の場合に前記疑似的な分離画像の前記合成に関する合成比率を前記第１の値とは異なる第２の値に決定する、又は、前記第２の分離画像の画素値が第１の閾値から第２の閾値へ変化するに従って、前記疑似的な分離画像の前記合成に関する合成比率を第１の値から前記第１の値とは異なる第２の値へ変化させる請求項２乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The determining means determines a synthesis ratio for the synthesis of the pseudo separation images to a first value when the pixel value of the second separation image exceeds a predetermined threshold; determining a synthesis ratio for the synthesis of the separated images to a second value different from the first value , or the pixel value of the second separation image changes from a first threshold value to a second threshold value. 5. A combination ratio for the combination of the pseudo separated images is changed from the first value to a second value different from the first value as the pseudo separated images change. The image processing device described in . 前記第２の分離画像にノイズ低減処理を適用する処理手段をさらに備え、
前記決定手段は、前記ノイズ低減処理の後の前記第２の分離画像に基づいて前記合成比率を決定する請求項２乃至５のいずれか１項に記載の画像処理装置。 further comprising processing means for applying noise reduction processing to the second separated image,
The image processing apparatus according to any one of claims 2 to 5, wherein the determining means determines the synthesis ratio based on the second separated image after the noise reduction process. １回の放射線の照射に対して、放射線の照射中と照射終了後のタイミングを含む複数のタイミングのサンプルホールドにより取得された複数の放射線画像を用いて、前記第１の放射線画像と前記第２の放射線画像とが生成され、
前記照射終了後のタイミングで取得される放射線画像が前記第３の放射線画像として用いられる請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像処理装置。 For one radiation irradiation, the first radiation image and the second A radiological image of
The image processing apparatus according to any one of claims 1 to 6 , wherein a radiation image acquired at a timing after the end of the irradiation is used as the third radiation image. 前記第１の放射線画像と前記第２の放射線画像を重みづけして合成することにより前記第３の放射線画像が生成される、又は、前記第１の放射線画像または前記第２の放射線画像が前記第３の放射線画像として用いられる請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像処理装置。 The third radiation image is generated by weighting and combining the first radiation image and the second radiation image, or the first radiation image or the second radiation image is The image processing device according to any one of claims 1 to 6 , which is used as a third radiation image. 互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成する第１生成手段と、 a first generation unit that generates a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies;
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成する第２生成手段と、 A pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image is created from a third radiation image based on the radiation image to which the energy subtraction processing is not applied, using predetermined constraint conditions. a second generating means for generating;
前記第１の分離画像、前記第２の分離画像、前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、前記疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する合成手段と、 combining the pseudo separated image with at least one of the first separated image, the second separated image, and a third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image; a composition means for generating a composite image;
前記第１の分離画像と前記第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいて前記合成手段における前記合成の合成比率を決定する決定手段と、を備える画像処理装置。 An image processing device comprising: determining means for determining a synthesis ratio of the synthesis in the synthesizing means based on at least one of the first separated image and the second separated image. 互いに異なる放射線エネルギーに対応する第１の放射線画像と第２の放射線画像とを用いてエネルギーサブトラクション処理により分離画像を生成し、
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない第３の放射線画像と所定の制約条件とを用いて疑似的な分離画像を生成し、
前記分離画像と前記疑似的な分離画像との合成に関する合成比率を、前記分離画像を用いて決定する、画像処理方法。 generating separated images by energy subtraction processing using a first radiation image and a second radiation image corresponding to mutually different radiation energies;
generating a pseudo separated image using the third radiation image to which the energy subtraction processing is not applied and predetermined constraint conditions;
An image processing method, wherein a combination ratio for combining the separated image and the pseudo separated image is determined using the separated image . 互いに異なるエネルギーの放射線により取得された第１の放射線画像と第２の放射線画像から、エネルギーサブトラクション処理により第１の分離画像と第２の分離画像を生成する第１生成工程と、 A first generation step of generating a first separated image and a second separated image by energy subtraction processing from a first radiation image and a second radiation image acquired by radiation of different energies;
前記エネルギーサブトラクション処理が適用されていない放射線画像に基づく第３の放射線画像から、所定の制約条件を用いて、前記第１の分離画像または前記第２の分離画像に対応する疑似的な分離画像を生成する第２生成工程と、 A pseudo separated image corresponding to the first separated image or the second separated image is created from a third radiation image based on the radiation image to which the energy subtraction processing is not applied, using predetermined constraint conditions. a second generation step of generating;
前記第１の分離画像、前記第２の分離画像、前記第１の分離画像と前記第２の分離画像を合成した第３の分離画像の少なくともいずれかと、前記疑似的な分離画像とを合成して合成画像を生成する合成工程と、 combining the pseudo separated image with at least one of the first separated image, the second separated image, and a third separated image obtained by combining the first separated image and the second separated image; a compositing step of generating a composite image;
前記第１の分離画像と前記第２の分離画像のうちの少なくとも一方に基づいて、前記合成工程における前記合成の合成比率を決定する決定工程と、を含む画像処理方法。 An image processing method comprising: a determining step of determining a combination ratio of the combination in the combining step based on at least one of the first separated image and the second separated image. コンピュータを、請求項１乃至９のいずれか１項に記載された画像処理装置の各手段として機能させるためのプログラム。 A program for causing a computer to function as each means of the image processing apparatus according to claim 1 .

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