JP2014151009A - 医用診断装置および画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 異なるエネルギーのＸ線による複数のＸ線画像に基づく差分画像を生成する場合において、差分画像におけるノイズを低減する。
【解決手段】 実施形態の医用診断装置は、Ｘ線照射部から照射されたＸ線を検出するＸ線検出部が検出したＸ線に基づいて画像を生成可能な画像生成部と、前記画像生成部によって生成された画像のうち、第１のエネルギーのＸ線による画像に基づいてノイズ低減用のフィルタを生成するフィルタ生成部と、前記画像生成部によって生成された画像のうち、前記第１のエネルギーよりも低いエネルギーである第２のエネルギーのＸ線による画像に対して前記ノイズ低減用のフィルタを用いたフィルタ処理を行い、第一の画像を生成するフィルタ処理部と、前記第１のエネルギーのＸ線による画像に基づく第二の画像と、前記第一の画像との差分画像を生成する差分画像生成部と、を備える。
【選択図】図７

Description

本発明の実施形態は、医用診断装置および画像処理装置に関する。

Ｘ線撮影装置で行なう撮影において、Ｘ線のエネルギーが異なる２枚のＸ線画像を収集し、それらについて差分を取ることで差分画像を生成するデュアルエナジー（ＤＥ）撮影法がある。ＤＥ撮影法では、２枚のＸ線画像の差分を取る割合を変化させることで、骨のみあるいは軟部組織のみの差分画像を生成することが可能である。ＤＥ撮影法による差分画像では、通常の撮影画像では見えにくかった骨と重なった領域がより観察しやすくなり、これによる病変の発見精度の向上が期待されている。

特許第４１７０７６７号公報

しかしながら、ＤＥ撮影法は、高いエネルギーのＸ線を用いた撮影と低いエネルギーのＸ線を用いた撮影の計２回の撮影を行うことが必須であるため、通常の１回の撮影よりも患者の被曝量が多くなってしまう。それに加え、低いエネルギーのＸ線は患者の体内を透過しにくく、低いエネルギーのＸ線を用いた撮影による患者の被曝量は、高いエネルギーのＸ線を用いた撮影に比べて多くなる。また、差分を取る以前の２枚の画像自体がノイズを有しているため、それらの画像に基づいて差分を取ることによって得られた差分画像は、ノイズが更に増した画像になってしまう。なお、特許文献１は、画像一般のノイズ低減方法について説明している。

本発明が解決しようとする課題は、異なるエネルギーのＸ線を用いて撮影された複数のＸ線画像に基づく差分画像を生成する場合において、差分画像におけるノイズを低減することができる医用診断装置を提供することである。

上記課題を解決するために、実施形態の医用診断装置は、異なるエネルギーのＸ線を照射可能なＸ線照射部と、前記Ｘ線照射部から照射され患者を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部が検出したＸ線に基づいて画像を生成可能な画像生成部と、前記画像生成部によって生成された画像のうち、第１のエネルギーのＸ線による画像に基づいてノイズ低減用のフィルタを生成するフィルタ生成部と、前記画像生成部によって生成された画像のうち、前記第１のエネルギーよりも低いエネルギーである第２のエネルギーのＸ線による画像に対して前記ノイズ低減用のフィルタを用いたフィルタ処理を行い、第一の画像を生成するフィルタ処理部と、前記第１のエネルギーのＸ線による画像に基づく第二の画像と、前記第一の画像との差分画像を生成する差分画像生成部と、を備える。

実施形態における一般Ｘ線撮影装置の斜視図。 実施形態における一般Ｘ線撮影装置の側面図。 実施形態における一般Ｘ線撮影装置のブロック図。 実施形態における空間フィルタの概略図。 実施形態における画素の集合の概略図。 実施形態におけるフロー図。 実施形態における画像処理プロセスの概略図 実施形態の変形例におけるブロック図。

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。

本実施形態における医用診断装置は、例えば一般Ｘ線撮影装置である。以下、一般Ｘ線撮影装置の構成について簡単に説明する。図１は、本実施形態における一般Ｘ線撮影装置の撮影部１の斜視図である。本実施形態における一般Ｘ線撮影装置の撮影部１は、Ｘ線照射部２、基台部３、伸縮部４、第一のレール５、第二のレール６、撮影台７、Ｘ線検出部８、操作パネル９を備える。

第一のレール５は、第二のレール６を矢印ａの方向に移動可能に支持する。第二のレールは、基台部３を矢印ｂの方向に移動可能に支持する。基台部３は、伸縮部４を矢印Ｃの方向に回動可能なように支持する。伸縮部４は、Ｘ線照射部２を矢印ｄの方向に上下動可能なように支持し、Ｘ線照射部２を矢印ｅ及び矢印ｆの方向に回動可能なように支持する。第二のレール６、基台部３、伸縮部４、Ｘ線照射部２の移動及び回動は、例えばオペレータが手動で行う。

撮影台７は、図１に示すように、Ｘ線検出部８を外部から挿入可能であり、Ｘ線検出部８を矢印ｇの方向に移動可能なように支持する。

図２は、本実施形態における撮影部１の側面図である。Ｘ線照射部２から照射されたＸ線は患者Ｐを透過し、Ｘ線検出部８によって検出される。なお、図２における点線で囲まれた範囲（照射範囲１０１）はＸ線が照射される範囲であり、照射範囲１０１は後述するＸ線絞りによって変化する。また、Ｘ線照射部２で照射され患者Ｐを透過したＸ線がＸ線検出部８によって検出されるように、例えば、Ｘ線検出部８はＸ線照射部２の真下に位置される。

図３は本実施形態における一般Ｘ線撮影装置のブロック図である。本実施形態における一般Ｘ線撮影装置は、図１に示した撮影部１の他にコンソール１０を有し、コンソール１０は、画像処理部１１、表示部１２、操作部１３、フィルタ生成部１４、を備える。

Ｘ線照射部２はＸ線制御部２１、Ｘ線管２２、Ｘ線絞り２３を有する。Ｘ線制御部２１は、後述する操作パネル９を介したオペレータからの指示に従って、管電圧、管電流、Ｘ線の照射時間、Ｘ線絞り２３による照射範囲１０１を制御する。本実施形態においてＸ線制御部２１は、例えば、管電圧を１２０ｋＶ程度の電圧（高管電圧）に設定することで高エネルギーのＸ線による撮影を行うように制御し、管電圧を６０ｋＶ程度の電圧（低管電圧）に設定することで低エネルギーのＸ線による撮影を行うように制御する。また、本実施形態においてＸ線制御部２１は、例えば、高エネルギーのＸ線の照射時間を一般的な高エネルギーのＸ線の照射時間と同じとし、低エネルギーのＸ線の照射時間を一般的な低エネルギーのＸ線の照射時間の１／３〜１／２とすることで、低エネルギーのＸ線を用いた撮影における検出器で入射される線量（検出器入射線量）を、一般的な低エネルギーのＸ線を用いた撮影における検出器入射線量の１／３〜１／２に低減させる。

なお、通常、一般的な高エネルギーのＸ線の照射時間と一般的な低エネルギーのＸ線の照射時間は異なる時間であり、検出器入射量が一定になるようにそれぞれの照射時間は調整される。したがって、本実施形態の場合は、低エネルギーのＸ線の照射時間が一般的な低エネルギーのＸ線の照射時間の１／３〜１／２としているので、本実施形態の低エネルギーのＸ線を用いた撮影における検出器入射線量は、本実施形態の高エネルギーのＸ線を用いた撮影における検出器入射線量の１／３〜１／２に低減されたものとなる。

Ｘ線制御部２１は、後述する操作パネル９あるいは後述する操作部１３を介したオペレータの指示に従って、Ｘ線管２２とＸ線絞り２３を制御する。Ｘ線管２２は、Ｘ線制御部２１の制御に従って、Ｘ線を照射する。Ｘ線絞り２３は、Ｘ線制御部２１の制御に従ってＸ線管２２が照射したＸ線の照射範囲１０１を調整する。

図１に示す操作パネル９は、例えばタッチパネルであり、オペレータは、操作パネル９に映し出される所定の操作画面を操作することで、管電圧の設定、管電流の設定、Ｘ線の照射時間の設定、照射範囲１０１の設定を行う。なお、Ｘ線の照射は、後述するコンソール１０における操作部１３に設置された図示しない照射開始スイッチを押下することで開始され、操作パネル９で設定された照射時間が経過すると、Ｘ線の照射が終了される。

Ｘ線検出部８は、例えばＦＰＤ（Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）であり、Ｘ線照射部１から照射され、患者を透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出部８は、検出したＸ線をデジタル信号に変換し、検出データとして画像処理部１１に送信する。

画像処理部１１は、図示しない画像生成部、図示しない画像記憶部、フィルタ生成／処理部２４、差分画像生成部２５、を備える。なお、差分画像生成部２５については後述する。画像生成部は画像処理部１１が受け取った検出データに基づいて画像を生成する。画像記憶部は、画像生成部によって生成された画像を記憶する。また、画像記憶部は後述する差分画像生成部２５によって生成された差分画像を、操作部１３を介したオペレータの指示に従って記憶する。

本実施形態において画像記憶部には、高エネルギーのＸ線を用いて撮影された画像（高管電圧画像）と、Ｘ線管に低管電圧が印加されることで発生した低エネルギーのＸ線を用いて撮影された画像（低管電圧画像）とが記憶される。なお、これらの画像は、同じ患者に係る画像であり、同じ位置で撮影された画像であることが好適である。以下、低管電圧画像と高管電圧画像は同じ患者に係る画像であり、且つ同じ位置で撮影された画像であるとして説明する。ここで同じ位置とは、例えば、低管電圧画像と高管電圧画像の同じ画素に患者の同じ部位が位置する状態におけるＸ線照射部２とＸ線検出部８と患者の位置のことを指す。

一般的に、検出器入射線量が等しい場合において、低管電圧画像の撮影における患者の被曝量は、高管電圧画像の撮影における患者の被曝量より多い。これは、高管電圧画像の撮影に用いられるＸ線は高エネルギーであるため患者を透過しやすく、低管電圧画像の撮影に用いられるＸ線は低エネルギーであるため患者の体内を投下しにくいことに起因する。また、撮影に伴う検出器入射線量が少なければ、相対的にノイズが低減されるため生成された画像の輪郭の揺らぎは大きくなるが、当然、患者の被曝量は少なくなる。前述のように、本実施形態における高管電圧画像は一般的な照射時間で撮影された画像であり、低管電圧画像は例えば一般的な照射時間の１／３〜１／２で撮影された画像であるため、低管電圧画像の撮影に伴う検出器入射線量は一般的な撮影の１／３〜１／２に低減される。したがって、本実施形態における低管電圧画像は、高管電圧画像と比較して、ノイズによる画像の輪郭の揺らぎが大きい画像ではあるが、撮影における患者の被曝量が低減されている画像である。

表示部１２は、操作部１３を介したオペレータの指示に従って、画像記憶部が記憶している画像を表示する。表示部１２は、後述する差分画像生成部２４によって差分画像が生成されると、生成された差分画像を表示する。上記以外に、表示部１２は所定の操作画面を表示する。

操作部１３は、例えばマウスやキーボードである。オペレータは、操作部１３を介して所定の操作画面への入力を行う。一方で、操作部１３は、前述したようにＸ線の照射を指示する照射開始スイッチを有しており、オペレータが照射開始スイッチを押下することでＸ線の照射が開始される。なお、オペレータは、操作パネル９と同様に、操作部１３においても管電圧の設定、管電流の設定、Ｘ線の照射時間の設定などを行うことができる。

フィルタ生成／処理部１４は、画像記憶部に記憶された画像のノイズを低減させるためのフィルタを生成する。本実施形態において、フィルタ生成／処理部１４が生成するフィルタは、空間フィルタである。フィルタ生成／処理部１４は、高管電圧画像に基づいてフィルタ生成／処理部１４自身が生成した空間フィルタを用いて低管電圧画像と高管電圧画像の各画素をフィルタリングし、画像全体のノイズの低減処理を行う。

ここで、空間フィルタに関し、図４および図５を用いて説明する。

図４は、本実施形態における空間フィルタの概略図である。図４に示すように空間フィルタは、Ｎｉ×Ｎｊの格子状に分割されたセルとして表現でき、各セルは、（ｉ，ｊ）を用いて区別できる（ｉ、ｊは自然数）。通常、Ｎｉ及びＮｊは奇数であり、本実施形態では、Ｎｉ＝１１、Ｎｊ＝１１とする。（ｉ，ｊ）で表現される各セルは、フィルタ係数Ｆ（ｉ，ｊ）を有する。なお、フィルタ係数Ｆ（ｉ，ｊ）の算出方法については後述する。

図５は、本実施形態における画素の集合の概略図である。図５に示すように、各画素は、（ｘ，ｙ）を用いて区別できる（ｘ、ｙは自然数）。（ｘ，ｙ）で表現される各画素は、画素値Ｐ（ｘ，ｙ）を有する。

空間フィルタを用いて画像のフィルタリングを行う場合、フィタリング後の各画素値Ｐｆ（ｘ、ｙ）は次の数式で表される。

図４と図５と（１）式を用いて、各画素に対して行われるフィルタリングを具体的に説明する。例えば、図５における（ｘ，ｙ）＝（７，８）に位置する画素について、フィルタリング後の画素値Ｐｆ（７，８）を求める場合、まず、（ｘ，ｙ）＝（７，８）に位置する画素と、図４における空間フィルタの中心のセルである（ｉ，ｊ）＝（６，６）のセルを対応させる。これによって、例えば（ｘ，ｙ）＝（２，３）に位置する画素が、空間フィルタにおける（ｉ，ｊ）＝（１，１）のセルと対応するようになる。この場合、フィルタ係数Ｆ（１，１）は、画素値Ｐ（１，２）、Ｐ（２，２）、Ｐ（３，２）、Ｐ（１，３）、Ｐ（２，３）、Ｐ（３，３）、Ｐ（１，４）、Ｐ（２，４）、Ｐ（３，４）と、画素値Ｐ（６，７）、Ｐ（７，７）、Ｐ（８，７）、Ｐ（６，８）、Ｐ（７，８）、Ｐ（８，８）、Ｐ（６，９）、Ｐ（７，９）、Ｐ（８，９）との各画素値の差の大きさの平均値によって決まる。これら二つの差の平均値が大きい場合、画素値Ｐ（２，３）とＰ（７，８）の類似度が小さいと判断でき、フィルタ係数Ｆ（１，１）が大きく設定される。一方、これら二つの差の平均値が小さい場合、画素値Ｐ（２，３）とＰ（７，８）の類似度が大きいと判断でき、フィルタ係数Ｆ（１，１）が小さく設定される。以上のように各セルに対応するフィルタ係数Ｆ（ｉ，ｊ）を算出し（１）式に代入すると、Ｐｆ（７，８）が導出される。また、上記プロセスを全ての画素について適用すると、全ての画素のフィルタリング後の画素値が決まり、結果的に画像全体のノイズが低減される。なお、このフィルタ係数の決め方は、特許第４１７０７６７号公報をベースにしている。

本実施形態では、前述したように、例えば、高管電圧画像は一般的な照射時間で撮影され、低管電圧画像は一般的な照射時間の１／３〜１／２で撮影される。即ち、高管電圧画像の撮影における検出器入射線量の方が低管電圧画像の撮影における検出器入射線量より多いため、高管電圧画像の方が低管電圧画像よりもノイズによる画像の輪郭の揺らぎが小さい。フィルタ生成／処理部１４は、ノイズによる画像の輪郭の揺らぎが小さい高管電圧画像に基づいて空間フィルタを生成することで、ノイズによる揺らぎの影響を受けにくい空間フィルタを生成する。

差分画像生成部２４は、例えば、高管電圧画像のフィルタリング後の画素値から低管電圧画像のフィルタリング後の画素値を画素単位で引き去ることで差分画像を生成する。この場合、低管電圧画像のフィルタリング後の各画素値をＰｆｌ（ｘ，ｙ）、高管電圧画像のフィルタリング後の各画素値をＰｆｈ（ｘ，ｙ）とすると、差分画像における各画素値Ｐｓ（ｘ，ｙ）は次の数式で表現される。

（２）式において、Ａは任意の差分係数であり、全ての画素に対して共通の値である。差分画像生成部２４は、暫定的な差分係数Ａの値による暫定的な差分画像を表示部１２に自動的に表示させる。この差分画像が表示部１２に表示されると、図示しない差分係数入力画面が表示部１２に表示される。オペレータは、表示部１２に表示された暫定的な差分画像に不満がある場合は、差分係数入力画面に新たな差分係数Ａの値を入力することで所望の差分画像を得ることができる。

図６は、本実施形態のフロー図である。また、図７は、図６のフローに伴う画像処理プロセスの概略図である。

ステップＳ１において、差分画像の生成に係るプロセスが開始される。

ステップＳ２において、まず、オペレータは操作パネル９を操作し、高管電圧画像の撮影を１回、低管電圧画像の撮影を１回行うように設定する。オペレータは、高管電圧画像の撮影に伴うＸ線の照射時間を一般的な撮影の照射時間に設定する。オペレータは、低管電圧画像の撮影に伴うＸ線の照射時間を、一般的な撮影の照射時間の１／３〜１／２に設定する。オペレータは、患者における撮影を所望する部位が図２に示すような照射範囲１０１に入るように、Ｘ線照射部２とＸ線検出部８を移動させる。

ステップＳ３において、オペレータは、操作部１３に設定された照射開始スイッチを押下し、上記設定に基づいて高管電圧および低管電圧での撮影を開始する。なお、Ｓ１で設定した通り、低管電圧画像の撮影に伴うＸ線の照射時間は、一般的な撮影の照射時間の１／３〜１／２である。撮影によってＸ線検出部８が取得した高管電圧での撮影に係る検出データと低管電圧での撮影に係る検出データは画像処理部１１に送られ、画像処理部１１の画像生成部は、高管電圧での撮影に係る検出データに基づく高管電圧画像と低管電圧での撮影に係る検出データに基づく低管電圧画像を生成する。図７に示すように、このときの高管電圧画像の画素値はＰｈ（ｘ，ｙ）、低管電圧画像の画素値はＰｌ（ｘ，ｙ）である。なお、ここでの低管電圧画像は、例えば図７に示すように、軟部組織１０２が骨１０３に遮られている画像である。また、高管電圧画像は、例えば図７に示すように、軟部組織１０２が骨と重なって見えるような画像である。高管電圧画像および低管電圧画像は、画像処理部１１の画像記憶部に記憶される。

ステップＳ４において、フィルタ生成／処理部１４は、画像記憶部が記憶している高管電圧画像に基づいてフィルタ係数Ｆ（ｉ，ｊ）を算出し、各画素に対応する空間フィルタを生成する。なお、フィルタ係数Ｆ（ｉ，ｊ）の算出方法については前述した通りである。

ステップＳ５において、フィルタ生成／処理部１４は、ステップＳ４において生成した各画素に対応する空間フィルタを用いて、高管電圧画像および低管電圧画像を画素単位でフィルタリングする。なお、図７に示す通り、このときのフィルタリング後の高管電圧画像の画素値はＰｆｈ（ｘ，ｙ）、フィルタリング後の低管電圧画像の画素値はＰｆｌ（ｘ，ｙ）である。フィルタリング後の高管電圧画像とフィルタリング後の低管電圧画像はノイズによる揺らぎが低減された画像であり、フィルタリング前の画像より輪郭がはっきりした画像である。

ステップＳ６において、差分画像生成部２４は、（２）式に示すように、高管電圧画像のフィルタリング後の画素値Ｐｆｈ（ｘ，ｙ）から差分係数Ａが乗算された低管電圧画像のフィルタリング後の画素値Ｐｆｌ（ｘ，ｙ）を画素単位で引き去ることで、差分画像を生成する。この差分画像は、暫定的な差分係数Ａの値による暫定的な差分画像として、自動的に表示部１２に表示される。オペレータは、表示部１２に表示された暫定的な差分画像を確認しながら、同じく表示部１２に表示された差分係数入力画面に、操作部１３を介して、差分係数Ａの値を自由に入力することができる。新たに差分係数Ａの値が決定された差分画像は、操作部１３を介したオペレータの指示に従って、画像記憶部に記憶される。なお、差分係数Ａの値が決定された差分画像は、例えば、図７に示すような軟部組織１０２だけが抽出された画像や、骨１０３だけが抽出された画像である。

ステップＳ７において、差分画像の生成に係るプロセスが終了される。

以上のように、本実施形態では、高管電圧画像に基づいて生成されたノイズ低減用のフィルタを低管電圧画像にも適用させることで、ノイズを含む低管電圧画像を使用した場合においても、従来と比べてノイズが低減された差分画像を得ることができる。これによって、本来ノイズ低減のために患者の被曝量が多くなりがちな低管電圧画像の撮影において、Ｘ線の検出器入射線量を少なくすることが可能になり、患者の被曝量を低減することができる。

本実施形態では、高管電圧画像に基づいて生成されたノイズ低減用のフィルタを高管電圧画像と低管電圧画像の両方に適用し、差分画像を生成する場合について説明したが、低管電圧画像のみにノイズ低減用のフィルタを適用し、差分画像を生成しても良い。本実施形態において、低管電圧画像は、撮影に伴うＸ線の照射時間が一般的な撮影に比べて短く設定され、撮影に用いるＸ線の検出器入射線量を少なくされた画像であるため、ノイズによる揺らぎが高管電圧画像に比べて大きい。したがって、少なくとも低管電圧画像のノイズをフィルタによって低減すれば、差分画像のノイズは低減される。また、このように低管電圧画像のみにノイズ低減用のフィルタを適用すると、高管電圧画像のフィルタリングに係る時間が必要なくなるため、差分画像生成部２４が差分画像を生成するまでの時間が短縮される。

本実施形態では、Ｘ線の照射時間を調整することで検出器入射線量を少なくする場合について説明したが、管電流を調整することで検出器入射線量を少なくしても良い。

本実施形態では、Ｘ線の照射時間を調整することで検出器入射線量を制御する場合について述べたが、患者に入射されるときのＸ線の線量（患者表面線量）を制御するような仕様でも良い。

なお、本実施形態は、一般Ｘ線撮影装置に限らず、マンモグラフィやＸ線ＣＴ装置などの、異なるエネルギーのＸ線に基づいて画像を生成する医用診断装置であれば適用できる。

本実施形態は変形例として画像処理装置にも適用できる。図８は本実施形態の変形例におけるブロック図である。本変形例における画像処理装置は、フィルタ生成／処理部１４、差分画像生成部２４、画像取得部２５を備える。また、本変形例における医用診断装置は、Ｘ線照射部２とＸ線検出部８を有する撮影部１と、画像処理部１１、表示部１２、操作部１３を有するコンソール１０を備える。Ｘ線照射部２は本実施形態と同様に、Ｘ線制御部２１、Ｘ線管２２、Ｘ線絞り２３を備えており、機能は本実施形態と同様である。また、本変形例の画像処理部１１は、本実施形態と異なりフィルタ生成／処理部１４と差分画像生成部２４を備えておらず、図示しない画像生成部と図示しない画像記憶部を備える。例えば、画像処理装置と医用診断装置はネットワークを介して直接的に接続されており、画像データの送受信が可能である。本変形例における画像処理装置の画像取得部２５は、画像処理部１１の画像生成部で生成され、画像記憶部に記憶されている画像から高管電圧画像を取得する。フィルタ生成／処理部１４は画像取得部が取得した高管電圧画像に基づいてノイズ低減用のフィルタを生成する。フィルタ生成／処理部１４は、本実施形態と同様に、生成したフィルタを用いて高管電圧画像と低管電圧画像をフィルタリングする。差分画像生成部２４は、本実施形態と同様に、フィルタリング後の高管電圧画像とフィルタリング後の低管電圧画像に基づいて差分処理を行い、差分画像を生成する。差分画像生成部２５は生成した差分画像を医用診断装置の画像処理部１１に送り、画像記憶部に記憶させる。なお、その他の構成や機能は、本実施形態で説明したものと同様である。

上記のような変形例の場合、医用診断装置が差分画像生成部２４とフィルタ生成／処理部１４を備えていなくとも良いため、従来の医用診断装置でも本実施形態における画像処理が可能になる。なお、上記の変形例では、医用診断装置の画像記憶部から直接的に高管電圧画像及び低管電圧画像を取得する仕様について説明したが、ＵＳＢ（Ｎｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ）などの外部記憶装置を介して間接的に高管電圧画像及び低管電圧画像を読み込んでも良い。また、少なくともフィルタ生成／処理部１４と差分画像生成部２４の機能が医用診断装置と画像処理装置のいずれかに存在していれば、上記のような変形例と同様に機能させることができる。

なお、本実施形態において、管電圧が１２０ｋＶ程度であることを「高エネルギー」、管電圧が６０ｋＶ程度であることを「低エネルギー」として記述したが、これに限ることは無い。上記以外の管電圧においても、本実施形態は、それぞれ異なる管電圧によって生成された２枚の画像から差分画像を生成するときに適用することができる。

また、本実施形態において、低管電圧画像は一般的な照射時間の１／３〜１／２で撮影されるとして記述したが、これに限ることは無い。上記以外の照射時間においても、本実施形態は、低管電圧画像の撮影にかかるＸ線の照射時間を短縮させるときには適用することができる。

以上、本発明の実施形態を説明したが、これらの実施形態は例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の趣旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１・・・撮影部
２・・・Ｘ線照射部
３・・・基台部
４・・・伸縮部
５、６・・・レール
７・・・撮影台
８・・・Ｘ線検出部
９・・・操作パネル
１０・・・コンソール
１１・・・画像処理部
１２・・・表示部
１３・・・操作部
１４・・・フィルタ生成／処理部
２１・・・Ｘ線制御部
２２・・・Ｘ線管
２３・・・Ｘ線絞り
２４・・・差分画像生成部
２５・・・画像取得部
１０１・・・照射範囲
１０２・・・軟部組織
１０３・・・骨

Claims (10)

1. 異なるエネルギーのＸ線を照射可能なＸ線照射部と、
   前記Ｘ線照射部から照射され患者を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、
   前記Ｘ線検出部が検出したＸ線に基づいて画像を生成可能な画像生成部と、
   前記画像生成部によって生成された画像のうち、第１のエネルギーのＸ線による画像に基づいてノイズ低減用のフィルタを生成するフィルタ生成部と、
   前記画像生成部によって生成された画像のうち、前記第１のエネルギーよりも低いエネルギーである第２のエネルギーのＸ線による画像に対して前記ノイズ低減用のフィルタを用いたフィルタ処理を行い、第一の画像を生成するフィルタ処理部と、
   前記第１のエネルギーのＸ線による画像に基づく第二の画像と、前記第一の画像との差分画像を生成する差分画像生成部と、
   を備えた医用診断装置。
2. 前記第二の画像は、前記フィルタ処理部によって前記フィルタ処理が行われた前記第１のエネルギーのＸ線による画像である請求項１に記載の医用診断装置。
3. 前記第２のエネルギーのＸ線による画像は、前記第１のエネルギーのＸ線による画像より少ない線量で撮影された画像である請求項１又は２に記載の医用診断装置。
4. 前記線量は、検出器入射線量である請求項３に記載の医用診断装置。
5. 前記第１のエネルギーのＸ線による画像と前記第２のエネルギーのＸ線による画像は、同じ患者に係る画像であり、同じ位置で撮影された画像である請求項１乃至４のうちいずれか一つに記載の医用診断装置。
6. 第１のエネルギーのＸ線による画像と前記第１のエネルギーよりも低いエネルギーである第２のエネルギーのＸ線による画像が記憶されている記憶手段から、前記第１のエネルギーのＸ線による画像と前記第２のエネルギーのＸ線による画像を取得する画像取得手段と、
   前記画像取得手段が取得した前記第１のエネルギーのＸ線による画像に基づいてノイズ低減用のフィルタを生成するフィルタ生成部と、
   前記第２のエネルギーのＸ線による画像に対して前記ノイズ低減用のフィルタを用いたフィルタ処理を行い、第一の画像を生成するフィルタ処理部と、
   前記第１エネルギーのＸ線による画像に基づく第二の画像と、前記第一の画像との差分画像を生成する差分画像生成部と、
   を備えた画像処理装置
7. 前記第二の画像は、前記フィルタ処理部によって前記フィルタ処理が行われた前記第１のエネルギーのＸ線による画像である請求項６に記載の画像処理装置。
8. 前記第２のエネルギーのＸ線による画像は、前記第１のエネルギーのＸ線による画像より少ない線量で撮影された画像である請求項６又は７に記載の画像処理装置。
9. 前記線量は、検出器入射線量である請求項８に記載の画像処理装置。
10. 前記第１のエネルギーのＸ線による画像と前記第２のエネルギーのＸ線による画像は、同じ患者に係る画像であり、同じ位置で撮影された画像である請求項６乃至９のうちいずれか一つに記載の画像処理装置。

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