JP2011245117A - Ｘ線画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】短い時間でしかも精度の良い骨塩定量測定が可能なＸ線画像診断装置を提供すること。
【解決手段】エネルギーの異なるＸ線を発生するＸ線管と、このＸ線を単色化する線質フィルタと、このＸ線の照射範囲を制御するＸ線絞り器と、このＸ線を検出する平面状のＸ線検出器と、前記線質フィルタにより単色化された、高エネルギーと低エネルギーのＸ線に対してそれぞれ、広範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第1の画像取得手段と、狭範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第２の画像取得手段と、第1の画像取得手段で得られたＸ線画像に含まれる散乱線の影響を、前記第２の画像取得手段で得られた同一エネルギーのＸ線画像を用いて補正を行う散乱線補正手段と、前記散乱線補正手段で補正された高エネルギーと低エネルギーのＸ線画像に基づいて骨塩量を算出する骨塩量算出手段と、を有することを特徴とするＸ線画像診断装置。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線撮影による画像診断装置に関する。

骨粗鬆症とは骨の微細構造が劣化を起こし、骨の量が減少するために骨強度が低下し、骨折を起こしやすくなった疾患である。したがって骨粗鬆症の診断にあたっては、骨量の減少、骨の微細構造の劣化などの画像評価などが求められる。骨粗鬆症の診断は画像評価に加え、骨塩定量もしくは骨密度を測定することによって、疾患の診断指標とすることができる。

骨粗鬆症の診断指標となる骨塩定量もしくは骨密度は、骨塩（ヒドロキシアパタイト）が他の軟部組織に比べＸ線に対する透過率が低いため、Ｘ線の吸収率を求めることによりその量を知ることができる。

骨塩定量を測定する一般的な方法として、ファンビームあるいはペンシルビーム状の２つの異なるエネルギーのＸ線を被写体に照射し、このＸ線源と対向する半導体検出器で検出したＸ線透過量の差から骨塩定量を求めるものがある。

この方法の場合、必要な測定範囲をカバーするために、対向するＸ線管と半導体検出器が連動しながら移動して測定を行うため、検査時間も要するものになっている。

また、別の方法としてイメージングプレートを使用して、Ｘ線エネルギーの異なる複数枚の画像を取得し、それらの差分画像から骨塩定量を測定する方法もあるが、画像を得るためにイメージングプレートを画像読取装置ユニットに読み込ませる必要があるため、医師または検査技師がＸ線画像の確認を行ってから、骨塩定量の測定値を得るまでに時間を要していた。

Ｘ線を用いて骨塩定量を測定する方法の特許文献として以下のような文献がある。

特開２０００−２４５７２３号公報 特開２００８−７３１１５号公報

従来の一般的な骨塩定量測定装置においては、ファンビームあるいはペンシルビーム状のＸ線源とそれに対向する半導体検出器を移動させながら必要な範囲を撮影するため、撮影時間がかかる。また、撮影時間がかかるため測定中に被写体が動いてしまうことなどにより、画像のブレが生ずるという問題がある。

本発明は、上記問題を解決するためになされたもので、短い時間でしかも精度の良い骨塩定量測定が可能なＸ線画像診断装置を提供することを目的とする。

本発明の請求項１によれば、エネルギーの異なるＸ線を発生するＸ線管と、このＸ線を単色化する線質フィルタと、このＸ線の照射範囲を制御するＸ線絞り器と、このＸ線を検出する平面状のＸ線検出器と、前記線質フィルタにより単色化された、高エネルギーと低エネルギーのＸ線に対してそれぞれ、広範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第1の画像取得手段と、狭範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第２の画像取得手段と、第1の画像取得手段で得られたＸ線画像に含まれる散乱線の影響を、前記第２の画像取得手段で得られた同一エネルギーのＸ線画像を用いて補正を行う散乱線補正手段と、前記散乱線補正手段で補正された高エネルギーと低エネルギーのＸ線画像に基づいて骨塩量を算出する骨塩量算出手段と、を有することを特徴とするＸ線画像診断装置を提供する。

本発明の一実施形態に係るＸ線画像診断装置の全体構成図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の演算・画像処理部の構成図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置において撮影する４種類のＸ線画像例を示す図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置において骨塩定量を取得するまでのフローチャート図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第１の散乱線補正方法を示した図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第２の散乱線補正方法を示した図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第３および第４の散乱線補正方法を示した図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第５の散乱線補正方法を示した図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の骨塩定量算出のための各種パラメータを示す図である。 同実施形態に係るＸ線画像診断装置の被写体ありの差分画像データのヒストグラムを示す図である。

本発明の一実施形態について図面を参照しながら詳細に説明する。図１に、本発明の一実施形態に係るＸ線画像診断装置の全体構成図を示す。本発明の一実施形態におけるＸ線画像診断装置は、Ｘ線を発生するためのＸ線管保持装置１０と、被検体（被写体）１１が横臥し、透過したＸ線を検出するための寝台１２と、Ｘ線管に電圧を印加するためのＸ線高電圧装置１３、およびこれらを制御するための画像処理装置１４から構成されている。

Ｘ線管保持装置１０、寝台１２およびＸ線高電圧装置１３は、Ｘ線検査室に設置され、画像処理装置１４は操作室に設置される。

Ｘ線管保持装置１０は、Ｘ線を発生するＸ線管１０１と、Ｘ線のビーム形状を制御するＸ線絞り器１０２と、発生したＸ線のエネルギーを単色化するための線質フィルタ１０３から構成される。

寝台１１は、被検体１１を透過したＸ線を検出するＸ線検出部１２１、最適なＸ線露光量を自動的に制御するためのＡＥＣ（Auto Exposure Control）検出部１２２から構成される。このＡＥＣ検出部１２２は、自動制御のＯＮ／ＯＦＦが行え、ＯＮの場合は被検体１１の健康を害さないよう被爆量が考慮され最大撮影時間などが設定される。Ｘ線検出器１２１は、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）であることが好ましい。

Ｘ線高電圧装置１３は、Ｘ線管１０１に印加する高電圧を発生する高電圧発生器１３１と発生すべき高電圧を制御するＸ線制御部１３２から構成される。このＸ線制御部１３２は画像処理装置１４から制御される。

画像処理装置１４は、Ｘ線管保持装置１０、寝台１２、および高電圧装置１３を制御する制御部１４１を有する。この制御部１４１によって所定のエネルギーを持つＸ線を発生させるためＸ線制御部１３２を介して高電圧を発生し、この高電圧によって発生したＸ線を線質フィルタで単色化し、放射するＸ線のビーム形状をＸ線絞り器１０２で制御する。さらに被検体１１を透過したＸ線を検出するＸ線検出器１２１を制御して、Ｘ線画像を取得する。

この制御部１４１の配下には、Ｘ線検出器１２１の検出器出力が入力される入力部１４２、この検出器出力を演算し、画像処理を施す演算・画像処理部１４３、画像処理が施されたＸ線画像などを格納する記録装置１４４、Ｘ線画像を表示させるための表示出力部１４５と表示を行うモニタ１４６、またネットワークを介して外部へＸ線画像を出力するネットワーク出力部１４７が接続されて、この制御部１４１から各種制御が行われる。

図２は、演算・画像処理部１４３の構成を示した図である。演算・画像処理部１４３は、一般的な演算・画像処理機能の他に骨塩定量を測定するために必要な主要な３つの機能ブロック、すなわち散乱線補正処理部２０１、差分画像生成部２０２、骨塩定量算出部２０３を含んでいる。

散乱線補正処理部２０１では、撮影したＸ線画像に含まれる散乱線を除去するように補正処理を行う。差分画像生成部２０２では、後述するように、高エネルギーのＸ線条件で撮影したＸ線画像と、低エネルギーのＸ線条件で撮影したＸ線画像との差分画像データを生成する処理を行う。骨塩定量算出部２０３は、この差分画像を用いて骨塩定量を算出する処理を行う。

図３は、本発明の一実施形態に係るＸ線画像診断装置において撮影する４種類のＸ線画像例を示す図である。Ｘ線のエネルギーとして高エネルギーと低エネルギーの２種類の線質を用い、Ｘ線のビーム形状としては、狭い照射範囲と広い照射範囲の２種類のビーム形状のＸ線を用いる。従って計４種類のＸ線画像を取得することになる。

狭い照射範囲のビーム形状としては、例えばファンビームまたはペンシルビームを用いるのが好ましい。また、広い照射範囲のビーム形状としては、例えばコーンビームを用いることが好ましい。

図３は、被検体の腰椎に対してＸ線の照射範囲を設定した例である。ここで狭い照射範囲と広い照射範囲のＸ線照射範囲をそれぞれ四角で表す。

狭い照射範囲のビームを用いたＸ線画像は散乱線の影響をほとんど受けない画像が得られる。しかしながらＸ線ビームとそれに対向するＸ線検出器を移動させながら撮影し、得られたＸ線画像を複数繋ぎ合わせて、ある範囲の撮影画像を取得しようとすると、複数の画像の位置ずれによるアーチファクトが発生する。また、移動により撮影時間がかかるため測定中に被写体が動いてしまうことなどにより画像にブレが生ずるという問題がある。

一方、広い照射範囲のビームを用いたＸ線画像は、１回の撮影で取得できるため非常に短時間に画像が取得できるが、散乱線の影響を受けやすい画像となる問題がある。散乱線は雑音となるため、コントラストなどの画像品質が低下するなどの問題を生ずる。

従って、本発明の実施形態においては、散乱線の影響がほとんどない、狭い照射範囲のビームを用いたＸ線画像を用いて、広い照射範囲のビームを用いたＸ線画像の散乱線の影響を補正し、画像の位置ずれやボケ・ブレのない高品質なＸ線画像を非常に短時間に取得できる。

図４は、同実施形態において骨塩定量を取得するまでのフローチャート図である。尚、装置構成は図１を参照する。

ステップＳＴ４０１では、まず、骨塩定量を測定する被検体１１を寝台１２に横臥させる。本実施形態では腰椎の骨塩定量を測定することにする。その後、医師または検査技師等は、画像処理装置１４のモニタ１４６に表示される患者選択画面から骨塩定量測定を行なうべき患者を選択し、検査を開始する。

ステップＳＴ４０２では、医師または検査技師等は、モニタ１４６に表示される検査画面から、骨塩定量測定のプロトコルを選択する。骨塩定量測定のプロトコルには、例えば、図３に示した４種類の撮影条件に対して管電圧、管電流、撮影時間、ＡＥＣ設定、線質フィルタ等の項目が設定されているものとする。

ステップＳＴ４０３では、医師または検査技師等が被検体１１に微量のＸ線を照射して透視を行いながら、骨塩定量測定を行うための撮影範囲を決定する。ここでは、腰椎についての実施形態について述べるが、測定部位は骨部であればどこでも構わない。また、この撮影範囲の位置決めは、Ｘ線透視にかかわらず、他の方法、例えばレーザ測定などで範囲を決定してもよい。

狭い照射範囲の位置決めについては、例えば長手方向（Ｙ軸方向）に対して、測定対象の腰椎の個数分をカバーし、横手方向（Ｘ軸方向）はなるべく細く絞るようにしたファンビームとする。横手方向の位置は、腰椎の中心を通るようにし、長手方向の照射範囲は、通常、透視で決めた長手方向の撮影範囲と同じになるようにする。また、横手方向の（細い）照射幅は、骨塩定量測定のプロトコルに設定されていても良いし、据付時にシステムの設定として登録しておいても良い。

広い照射範囲の位置決めに関しては、例えば長手方向に対して、測定対象の腰椎の個数分をカバーし、横手方向は測定対象の腰椎の幅をカバーするように設定し、Ｘ線ビーム形状はコーンビームとする。通常、長手方向、横手方向の照射範囲は、ともに透視で決めた撮影範囲と同じにする。

ステップＳＴ４０４では、医師または検査技師等が高エネルギーＸ線条件を確認し、曝射スイッチを押すことによって図３に示したように狭い照射範囲と広い照射範囲のビームで２種類の撮影を行う。Ｘ線の照射範囲の変更は、制御部１４１によりＸ線絞り器１０２の絞り開度が変更されることにより行なわれる。

ステップＳＴ４０５では、ステップＳＴ４０４で設定した高エネルギー画像撮影条件から低エネルギー画像撮影条件にＸ線条件の変更を行う。このＸ線条件の変更も制御部１４１により行なうことができる。続いて医師または検査技師等は、低エネルギーＸ線条件を確認し、曝射スイッチを押すことによって図３に示したように狭い照射範囲と広い照射範囲のビームで２種類の撮影を行う。この照射範囲の変更も、制御部１４１によりＸ線絞り器１０２の絞り開度が変更されることにより行なわれる。

なお、本実施形態においては、最初に高エネルギーＸ線条件で撮影を行い、次に低エネルギーＸ線条件で撮影を行なったが、この逆でも構わない。すなわち、本特許の実施形態においては、図３に示した４種類のＸ線画像が取得できればよいので、広い照射範囲にＸ線絞り器１０２を設定した後、高電圧発生器１３１の電圧を変化させて高エネルギーと低エネルギーの撮影条件で撮影し、次に狭い照射範囲にＸ線絞り器１０２を設定した後、高電圧発生器１３１の電圧を変化させて高エネルギーＸ線条件と低エネルギーＸ線条件での撮影を行っても構わない。なお、図３に示した４種類の画像の撮影枚数はそれぞれ１枚またはそれ以上とする。特に、狭い照射範囲のＸ線画像は、ステップＳＴ４０６で後述するように散乱線の補正に使用するので、多ければ多いほど散乱線の補正を正確にすることが可能になる。

ステップＳＴ４０６では、図３で示す４種類のＸ線画像を収集後、画像処理装置１４の演算・画像処理部１４３において、高エネルギーＸ線条件と、低エネルギーＸ線条件のそれぞれについて、広い照射範囲のＸ線画像に対して散乱線の除去を目的とする補正処理を行なう。この補正には狭い照射範囲のＸ線画像を用いて行う。散乱線補正処理は、散乱線補正処理部２０１で行われ、具体的な処理方法については後述する。

ステップＳＴ４０７では、ステップＳＴ４０６で散乱線補正がなされた高エネルギーＸ線条件での広い照射範囲画像と、低エネルギーＸ線条件での広い照射範囲画像とで差分処理（サブストラクション）を行うことで軟部組織が除去され、骨のみが描出された差分画像データが生成される。差分画像データの生成は、差分画像生成部２０２で行われ、具体的な処理方法については後述する。

ステップＳＴ４０８では、ステップＳＴ４０７で得られた骨のみが描出された差分画像データに対して、骨塩定量を算出する。この骨塩定量を算出については、骨塩定量生成部２０３によって行われ、この具体的な処理方法については後述する。以上のステップにより、本発明の実施形態の骨塩定量の算出処理を終了する。

散乱線補正処理は、散乱線を含む画像データから散乱線だけの画像データを求め、（散乱線画像）散乱線を含む画像データから散乱線画像をサブトラクションすることで散乱線のないＸ線画像を得ることが可能である。以下散乱線補正処理の方法について記述する。

＜第１の散乱線補正方法＞
図５は、同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第１の散乱線補正方法を示す図である。（ａ）にフローチャートを、（ｂ）にフローチャートを説明するため参考図を示す。

まず、ステップＳＴ５０１では、撮影範囲において、狭い照射範囲と同じ位置の画像データを広い照射範囲の画像データから抜き出す。この抜き出した画像データには、骨などで散乱される散乱線が多く含まれる。この散乱線は雑音となるので画像のコントラスト低下や後述の骨塩定量の算出に誤差を生ずる。一方、狭い照射範囲の画像データは、照射範囲外から照射範囲内に散乱してくるＸ線は当然存在しないため散乱線成分はほとんど含まれない。

従って、ステップＳＴ５０２では、広い照射範囲の画像データから狭い照射範囲と同じ位置の画像データを抜き出した画像データから、狭い照射範囲の画像データの差分をとることで散乱線のみを抽出することが可能になる。

ステップＳＴ５０３では、ステップＳＴ５０２で得られたＹ軸方向に分布する散乱線の量（画素値）を平均し、広い照射範囲の画像データに含まれている散乱線を一様な画素値で表す。

ステップＳＴ５０４では、広い照射範囲の画像データからステップＳＴ５０３で得られた散乱線の平均画素値を一様に減算することで散乱線を除去した画像データを得ることができる。

以上のステップにより、高エネルギーＸ線条件と低エネルギーＸ線条件のそれぞれについて、広い照射範囲画像の画像データから散乱線を除去した画像データを取得し、その後は、図４のステップＳＴ４０７に示すように、それぞれの画像データ間で差分処理（サブストラクション）を行うことで軟部組織が除去され、骨のみが描出された差分画像データが作成される。さらにステップＳＴ４０８に示すように、得られた差分画像データから骨塩定量を算出する。

＜第２の散乱線補正方法＞
図６は、同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第２の散乱線補正方法を示す図である。

まず、ステップＳＴ６０１では、狭い照射範囲と同じ位置の画像データを広い照射範囲の画像データから抜き出す。この抜き出した画像データには、骨などで散乱する散乱線が多く含まれている。この散乱線は雑音となるので画像のコントラスト低下や後述の骨塩定量の算出に誤差を生ずる。一方、狭い照射範囲の画像データは、照射範囲外から照射範囲内に散乱してくるＸ線は当然存在しないため散乱線成分はほとんど含まれない。

従って、ステップＳＴ６０２では、広い照射範囲の画像データから狭い照射範囲と同じ位置の画像データを抜き出した画像データから狭い照射範囲の画像データの差分をとることでＹ軸方向散乱線のみを抽出することが可能になる。ここでは、Ｙ軸方向の数画素を単位として、この単位毎に平均をとっても構わない。

ステップＳＴ６０３では、ステップＳＴ６０２で得られたＹ軸方向に分布する散乱線に対してＸ軸方向の量は一定と仮定して、広い照射範囲の画像データに含まれている散乱線画像を求める。

ステップＳＴ６０４では、広い照射範囲の画像データからステップＳＴ６０３で得られた散乱線画像を画素ごとに減算することで散乱線を除去した画像データを得ることができる。

以上のステップにより、高エネルギーＸ線条件と低エネルギーＸ線条件のそれぞれについて、広い照射範囲画像の画像データから散乱線を除去した画像データを取得し、その後は、図４のステップＳＴ４０７に示すように、それぞれの画像データ間で差分処理（サブストラクション）を行うことで軟部組織が除去され、骨のみが描出された差分画像データが作成される。さらにステップＳＴ４０８に示すように、得られた差分画像データから骨塩定量を算出する。

この散乱線補正方法の場合、Ｘ軸方向の散乱線は一定と仮定し、狭い撮影範囲の画像データはＹ軸方向を長手方向としたもの１枚を取得する場合について記載したが、さらにＸ軸方向（例えばＹ方向の中心位置において）にビームを照射する狭い照射範囲の画像データを取得し、狭い撮影範囲の画像データとしてＸ軸方向とＹ軸方向の計２枚を取得すれば、Ｘ軸方向とＹ軸方向の散乱線分を考慮した散乱線画像を取得することが可能である。

＜第３の散乱線補正方法＞
広い照射範囲の画像データには散乱線が多く含まれており、また狭い照射範囲の撮影画像には、散乱の広がり方の情報（散乱成分）が含まれている。従って狭い照射範囲の画像データから、散乱成分を推定し、広い照射範囲の画像データに含まれる散乱線を補正することを行う。

図７（ａ）（ｂ）は、同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第３および第４の散乱線補正方法を示した図である。ステップＳＴ７０１では、狭い照射範囲の画像データの代表的な1ライン（例えばＹ軸の中心値）を選択する。

ステップＳＴ７０２では、Ｘ軸方向沿ってプロファイル曲線を求める。図示するように狭い照射範囲の部分に直接線のピークを持ち、それ以外の部分には散乱成分が存在する。したがってステップＳＴ７０３では、このプロファイルから直接線のピークを除去することで散乱成分のみを推定する。この散乱成分を広がり関数（Spread Function）という。この例では、一次元（Ｘ軸方向）の広がり関数であるので線広がり関数（ＬＳＦ：Linear Spread Function）という。

ステップＳＴ７０４では、このＬＳＦがＸＹ平面上で等方的と仮定することで２次元フィルタを作成する。

ステップＳＴ７０５では、広い照射範囲の撮影画像とこの２次元フィルタとのコンボリューション積分を行うことで散乱線画像を取得する。

＜第４の散乱線補正方法＞
図７（ｂ）に示す本補正方法は、図７（ａ）に示す第３の散乱線補正方法のように代表的な1ラインのプロファイルを求めるのではなく、Ｙ軸方向に対して各プロファイルの平均を取るようにする。

ステップＳＴ７０６では、狭い照射範囲の画像データの各画素のＹ軸値に対して、プロファイルを作成する。また、Ｙ軸の各画素全部についてプロファイルを求めるのでなくＹ軸方向の照射範囲をＮ等分し（Ｎは２以上の整数）、プロファイルを作成する複数のラインを選択して行ってもよい。

ステップＳＴ７０７では、ステップＳＴ７０６で求めた各プロファイルを平均することにより、平均化したプロファイルを求める。ステップＳＴ７０２と同様に、このプロファイルも狭い照射範囲の部分に直接線のピークを持ち、それ以外の部分に散乱成分が存在するのでステップＳＴ７０８では、このプロファイルから直接線のピークを除去することで散乱成分の一次元（Ｘ軸方向）の広がり関数（ＬＳＦ）のみを推定する。

ステップＳＴ７０９では、このＬＳＦがＸＹ平面上で等方的に分布すると仮定することで２次元フィルタを作成する。

ステップＳＴ７１０では、広い照射範囲の撮影画像とこの２次元フィルタとのコンボリューション積分を行うことで散乱線画像を取得する。

なお、第３および第４の散乱線補正方法で述べたような２次元フィルタは、Ｘ線の照射範囲をペンシルビームのような点状のビーム形状にすることにより、点広がり関数（ＰＳＦ：Point Spread Function）を求めて作成することもできる。

＜第５の散乱線補正方法＞
図８は、同実施形態に係るＸ線画像診断装置の第５の散乱線補正方法を示す図である。本補正方法は各ラインにおいてコンボリューション積分を行い、各ラインの散乱線を求め、各ラインを足し合わせていくことにより、最終的に広い照射範囲の画像データに含まれる散乱線画像を生成する方法である。

ステップＳＴ８０１では、狭い照射範囲の画像データのあるＹ軸の1ライン（ここでは広い照射範囲の最上部）を選択する。ステップＳＴ８０２では、選択したＹ軸値に対して、Ｘ方向に沿ってプロファイルを作成する。

ステップＳＴ７０２と同様であるが、このプロファイルは狭い照射範囲に対応する部分に直接線のピークを持ち、それ以外の部分に散乱成分が存在するものとなる。したがって、ステップＳＴ８０３では、このプロファイルから直接線のピークを除去することで散乱成分の線広がり関数（ＬＳＦ）のみを推定できる。

ステップＳＴ８０４では、このＬＳＰと広い照射範囲の対応するＹ軸座標値の画像データと、コンボリューション積分を実行する。これにより選択したＹ軸値のラインにおける散乱線が求められる。

ステップＳＴ８０５では、選択するＹ軸座標値を所定量シフトする。ステップＳＴ８０６では、このシフトしたＹ軸座標に対してＸ方向にプロファイルを求める。ステップＳＴ８０７では、ステップＳＴ８０３と同様、直接線のピークを除去したＬＳＦを求める。

ステップＳＴ８０８では、ステップＳＴ８０４と同様、このＬＳＰと広い照射範囲の画像データ対応するＹ軸座標値の画像データとのコンボリューション積分を実行する。これによりシフトしたＹ軸値のラインにおける散乱線が求められる。

ステップＳＴ８０９では、ステップＳＴ８０５からステップＳＴ８０８までを広い照射範囲のＹ方向にわたって繰り返し、各散乱線を足し合わすことによって広い照射範囲に対応する散乱線画像を求める。

以上、散乱線補正方法の例を述べたが、このほかにも同様な考え方や組み合わせにより、他の散乱線補正方法が考えられる。

次に、ＳＴステップ４０７の差分画像の生成について詳細に述べる。図９は同実施形態に係るＸ線画像診断装置の骨塩定量算出のための各種パラメータを示す図である。パラメータは、高エネルギーＸ線条件、低エネルギーＸ線条件のそれぞれに対して、被写体がない時の検出器入射光子数Ｉ_0h 、Ｉ_0l 、骨密度ρ_b 、骨の厚さｔ_b 、骨部の質量減弱係数μ_bh 、μ_bl 、軟部組織密度ρ_s、軟部組織の厚さｔ_s 、軟部組織の質量減弱係数μ_sh 、μ_slをパラメータとして、被写体を透過する光子数に対して次のような関係式が成り立つ。

高エネルギーＸ線条件での透過光子数I_h は、式（１）で表される。

I_h = I_0h exp(−μ_bhρ_bt_b − μ_shρ_st_s) ・・・（１）
また、低エネルギーＸ線条件での透過光子数I_l は、式（２）で表される。

I_l = I_0l exp(−μ_blρ_bt_b − μ_slρ_st_s) ・・・（２）
上記の式（１）、（２）であらわされる透過光子数がＸ線検出器１２１に入射することになる。ここでは、線質フィルタ１０２等の手段により、Ｘ線のエネルギーが単色化されるので、透過光子がＸ線検出器１２１に入射することによって得られるデジタル出力Ｓ（以後、画素値と呼ぶ）は、Ｘ線検出器１２１に入射する光子数に線形的に比例すると仮定できる。これにより、Ｘ線検出器１２１から得られる画素値について、式(１)、(２)は以下のように変形される。

高エネルギーＸ線条件
S_h = S_0h exp(−μ_bhρ_bt_b − μ_shρ_st_s) ・・・（３）
低エネルギーＸ線条件
S_l = S_0l exp(−μ_blρ_bt_b − μ_slρ_st_s) ・・・（４）
まず、式（３）、（４）の両辺の対数をとることにより、下記の式（５）、（６）を得る。

高エネルギーＸ線条件
ln(S_h) = ln(S_0h) −μ_bhρ_bt_b − μ_shρ_st_s・・・（５）
低エネルギーＸ線条件
ln(S_l) = ln(S_0l) −μ_blρ_bt_b − μ_slρ_st_s・・・（６）
次に、式（５）−μ_sh／μ_sl×式（６）を実行すると、軟部組織の成分をキャンセルすることができ、下記式（７）（μ_sh／μ_slを差分係数ｗと表す）が得られる。これにより骨のみが描出された画像を得ることができる。

ln(S_h) − w×ln(S_l) = ln(S_0h) − w×ln(S_0l) − (μ_bh− w×μ_bl)ρ_bt_b ・・・（７）
ここで、ln(S_h) − w×ln(S_l)を差分画像データと呼ぶことにする。

次に式（７）で用いた差分係数ｗの求め方について記述する。

＜第１の差分係数の算出方法＞
Ｘ線管１０１に印加する管電圧毎に軟部組織の減弱係数を定めておき、高エネルギーＸ線条件と低エネルギーＸ線条件に対する軟部組織の質量減弱係数の比を差分係数ｗとする。

＜第２の差分係数の算出方法＞
高エネルギーＸ線条件で得られたＸ線画像、低エネルギーＸ線条件で得られたＸ線画像のヒストグラムの情報を用いて、メインヒストグラムの幅の比を差分係数とする。本手法は、特願2009−089960に記載されている。

最後に、ステップＳＴ４０８の骨塩定量の算出方法について記述する。

骨塩定量は、単位面積当たりの骨密度Ｍｂに測定対象面積を乗じたもので評価できる。従ってＭｂは、ρ_b t_bに相当し、式（８）が得られる。

Mb = ρ_bt_b = {(ln(S_0h) − w×ln(S_0l) − (ln(S_h) − w×ln(S_l))} ／ (μ_bh− w×μ_bl)
・・・（８）
ln(S_h) − w×ln(S_l)は、式（７）で定義した差分画像データに相当する。また、ln(S_0h) − w×ln(S_0l)は、被写体なしの時の差分画像データに相当することがわかる。したがって、被写体ありの差分画像データを、被写体なしの差分画像データと質量減弱係数の情報 (μ_bh−w×μ_bl)で補正することにより、単位面積当たりの骨密度Ｍｂを得ることができる。

被写体なしの時の差分画像データの算出の例を以下に説明する。

＜第１の被写体なしの時の差分画像データの算出方法＞
被写体撮影後、被写体なしの状態で高エネルギーＸ線条件でのＸ線画像と低エネルギーＸ線条件でのＸ線画像を取得し、それらの画像から差分画像データを得る。この時のＸ線撮影条件は、被写体ありの時のＸ線撮影条件と同じとする。また、被写体が存在しないため散乱線が発生しないので、撮影された画像データの補正を行う必要はなく、高エネルギーＸ線条件、低エネルギーＸ線条件ともに広い照射範囲でのみ撮影を行なえばよい。（狭い照射範囲での撮影は必要ない。）差分画像データを得る時に採用する差分係数ｗは、被写体ありの時に使用した値を使用するものとする。

＜第２の被写体なしの時の差分画像データの算出方法＞
高エネルギーＸ線条件、および低エネルギーＸ線条件で、被写体なしの時に得られる画素値を予め定めておく。具体的には、Ｘ線管１０１に印加する管電圧毎に、管電流と撮影時間の積（ｍＡｓ）と画素値の関係式を定めておき、この関係式から実際に撮影で用いた管電流と撮影時間の積（ｍＡｓ）に対応する画素値を、高エネルギーＸ線条件の管電圧と低エネルギーＸ線条件の管電圧の場合のそれぞれに対して求める。そして、それぞれの画素値より差分画像データを得る。

＜第３の被写体なしの時の差分画像データの算出方法＞
被写体ありの差分画像データにおいて、骨のない軟部組織領域に対応する画素値は、骨の厚さt_bが0となるため、被写体なしの差分画像データに相当すると考えてよい。このため、図１０に示すように、被写体ありの差分画像データのヒストグラムを求め、これから、たとえば骨のない軟部組織領域に対応する代表画素値Ｐｓを決めることができる。図１０において、分布Ａは骨のない軟部組織領域を示す分布であり、分布Ｂは骨と軟部組織領域の両方を示す分布である。このように決まった代表画素値Ｐｓを被写体なしの差分画像データとする。

以上、述べたように、従来の一般的な骨塩定量測定装置においては、ファンビームあるいはペンシルビーム状のＸ線源とそれに対向する半導体検出器を移動させて測定に必要な範囲を撮影していたので、移動により撮影時間がかかるため測定中に被写体が動いてしまうことなどにより画像にブレが生ずるという問題が生じていた。

本発明の一実施形態によれば、散乱線の影響がほとんどない、狭い照射範囲のビームを用いたＸ線画像を用いて、広い照射範囲のビームを用いたＸ線画像に含まれる散乱線の影響を補正することができるので、画像の位置ずれやボケ・ブレのないＸ線画像を非常に短時間に取得できる。したがって、骨塩定量の算出においても短時間で精度のよい値を得ることが可能である。

また、Ｘ線検出器にＦＰＤを用いているので、従来のようにイメージングプレートを別の画像読取装置で読み取るような手順を必要としないので時間の無駄を生じない。さらに、骨塩定量が、取得したＸ線画像の画素間の演算によって求めることができる。従って、ボケやブレのない高コントラストな骨画像が取得できるとともに対応する画素毎に骨塩定量を表示することが可能となる。

また、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。本発明の技術思想を用いる限りこれらの変形例も本発明に含まれる。

１０…Ｘ線管保持装置、
１１…被検体、
１２…寝台、
１３…Ｘ線高電圧装置、
１４…画像処理装置、
１０１…Ｘ線管、
１０２…Ｘ線絞り器、
１０３…線質フィルタ、
１２１…Ｘ線検出器、
１２２…ＡＥＣ検出器、
１３１…高電圧発生器、
１３２…Ｘ線制御部、
１４１…制御部、
１４２…入力部、
１４３…演算・画像処理部、
１４４…記憶装置、
１４５…表示出力部、
１４６…モニタ、
１４７…ネットワーク出力部。

Claims (12)

1. エネルギーの異なるＸ線を発生するＸ線管と、
   このＸ線を単色化する線質フィルタと、
   このＸ線の照射範囲を制御するＸ線絞り器と、
   このＸ線を検出する平面状のＸ線検出器と、
   前記線質フィルタにより単色化された、高エネルギーと低エネルギーのＸ線に対してそれぞれ、広範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第1の画像取得手段と、
   狭範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第２の画像取得手段と、
   第1の画像取得手段で得られたＸ線画像に含まれる散乱線の影響を、前記第２の画像取得手段で得られた同一エネルギーのＸ線画像を用いて補正を行う散乱線補正手段と、
   前記散乱線補正手段で補正された高エネルギーと低エネルギーのＸ線画像に基づいて骨塩量を算出する骨塩量算出手段と、を有することを特徴とするＸ線画像診断装置。
2. 線質フィルタにより単色化された、高エネルギーと低エネルギーのＸ線に対してそれぞれ、広範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第1の画像取得手段と、
   狭範囲なＸ線照射領域を設定してＸ線画像を取得する第２の画像取得手段と、
   第1の画像取得手段で得られたＸ線画像に含まれる散乱線の影響を、前記第２の画像取得手段で得られた同一エネルギーのＸ線画像を用いて補正を行う散乱線補正手段と、を有することを特徴とするＸ線画像診断装置。
3. 線質フィルタにより単色化された、高エネルギーと低エネルギーのＸ線に対してそれぞれ、所定のＸ線照射領域を設定して照射するＸ線照射手段と、
   このＸ線のエネルギーに比例する画素値を出力する平面状のＸ線検出器と、
   この平面状のＸ線検出器で得られたＸ線画像に対して、差分係数で重み付けされた差分画像を生成するための差分画像生成手段と、
   この差分画像から骨塩量を算出する骨塩量算出手段と、
   を有することを特徴とするＸ線画像診断装置。
4. 前記散乱線補正手段は、第２の画像取得手段で得られたＸ線画像と同位置の領域を第1の画像取得手段で得られたＸ線画像の差分から散乱線量を求めることを特徴とする請求項１または２記載のＸ線画像診断装置。
5. 前記散乱線補正手段は、第２の画像取得手段で得られたＸ線画像の広がり関数を求め、
   第1の画像取得手段で得られたＸ線画像と、この広がり関数との畳み込み積分から散乱線画像を取得することを特徴とする請求項１または２記載のＸ線画像診断装置。
6. 前記差分係数は、前記Ｘ線管に印加する管電圧毎に被検体の軟部組織の減弱係数を定めておき、撮影時の高エネルギーＸ線と低エネルギーＸ線に対する軟部組織の減弱係数の比とすることを特徴とする請求項１または３記載のＸ線画像診断装置。
7. 前記差分係数は、高エネルギーの画像と低エネルギーの画像のヒストグラムの幅の比とすることを特徴とする請求項１または３記載のＸ線画像診断装置。
8. 前記骨塩定量算出手段は、被写体なしの場合のＸ線差分画像データと被写体ありの場合のＸ線差分画像を用いて算出することを特徴とする請求項１、３から７のいずれかに記載のＸ線画像診断装置。
9. 被写体なしの場合のＸ線差分画像データは、被写体なしの状態で高エネルギーＸ線画像と低エネルギーＸ線画像を取得し、これらの画像から差分画像データを得ること特徴とする請求項８記載のＸ線画像診断装置。
10. 被写体なしの場合のＸ線差分画像データは、Ｘ線条件毎に前記検出器の画素値を定めておき、撮影時のＸ線条件に対応する画素値から差分画像データを得ること特徴とする請求項８記載のＸ線画像診断装置。
11. 被写体なしの場合のＸ線差分画像データは、被写体ありの差分画像データのヒストグラムから軟部組織に対応する画素値を求め、この画素値を用いること特徴とする請求項８記載のＸ線画像診断装置。
12. 前記平面状の検出器は、ＦＰＤであることを特徴とする請求項１または３記載のＸ線画像診断装置。