JP2022134547A - 画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラム - Google Patents

画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラム Download PDF

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Abstract

【課題】物質分離画像において所定物質を強調した画像を取得すること。【解決手段】画像処理装置は、互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像から分離した第１物質の厚みを示す第１画像と第２物質の厚みを示す第２画像とを生成し、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像から分離した第１物質の厚みを示す第３画像と第２物質の厚みを示す第４画像とを生成する。また、画像処理装置は、第１画像及び第２画像のいずれか一方の画像と、第３画像及び第４画像のいずれか一方の画像とを用いた画像情報の演算により第１物質及び第２物質とは異なる第３物質を強調した強調画像を取得する。【選択図】 図５

Description

本発明は、画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラムに関するものである。より具体的には、医療診断における一般撮影などの静止画撮影や透視撮影などの動画撮影に好適に用いられる画像処理装置、放射線撮像システム、画像処理方法及びプログラムに関する。
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デジタル撮像装置として用いられている。
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、異なる複数のエネルギーのＸ線に対応する複数の画像が取得され、物質のＸ線減弱率の違いを利用することによりそれら複数の画像から特定の物質の画像（例えば骨画像と軟部組織画像）が分離される。特許文献１ではでは軟部組織の画像を平滑化し、その画像を蓄積画像から減算することで、骨部画像の画質を改善する技術が開示されている。
特開平３－２８５４７５号公報
軟部組織や骨などの背景を抑制した画像において、造影剤や医療デバイスのコントラストは分離前のＸ線画像の線質の組み合わせにより変化し得る。したがって、造影剤や医療デバイスを強調したい場合は、コントラストが最大となる管電圧の組み合わせでＸ線画像を取得するのが好ましい。
しかしながら、放射線撮像装置は撮像環境等の制約から、最適な管電圧でＸ線画像を取得することができない場合が生じ得る。また、最適な管電圧で撮影できたとしても、十分なコントラストが得られない場合が生じ得る。
本発明は、上記の課題に鑑みて、物質分離画像において所定物質を強調した画像を取得することが可能な画像処理技術を提供する。
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、画像処理装置は、互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像から分離した第１物質の厚みを示す第１画像と第２物質の厚みを示す第２画像とを生成し、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像から分離した前記第１物質の厚みを示す第３画像と前記第２物質の厚みを示す第４画像とを生成する生成手段と、前記第１画像及び前記第２画像のいずれか一方の画像と、前記第３画像及び前記第４画像のいずれか一方の画像とを用いた画像情報の演算により前記第１物質及び前記第２物質とは異なる第３物質を強調した強調画像を取得する取得手段と、を備える。
本発明によれば、物質分離画像において所定物質を強調した画像を取得することができる。これにより、造影剤や医療用デバイスの視認性を向上させた画像を提供することができる。
実施形態による放射線撮像システムの構成例を示す図。 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。 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。 エネルギーサブトラクション処理を説明する図。 第１実施形態の画像処理装置の処理フローを示す図。 物質分離画像の画像例を示す図。 Ｘ線のエネルギーの組み合わせとコントラストの関係を示す図。 同じ物質の画像同士で画像演算を行う場合の画像例を示す図。 第２実施形態の画像処理装置の処理フローを示す図。 異なる物質の画像同士で画像演算を行う場合の画像例を示す図。
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。
なお、以下では、放射線としてＸ線を用いた放射線撮像装置（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。
（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１００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１００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。
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画像処理装置として機能する。なお、画像処理を実行する機能がＸ線撮像装置１０４に設けられていてもよい。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。
制御用コンピュータ１０３はハードウエア構成として、ＣＰＵを備え、内部の記憶部（ＲＯＭまたはＲＡＭ）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、制御用コンピュータ１０３のＣＰＵ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、ＣＰＵ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。内部の記憶部は、ＣＰＵにより実行されるプログラムや各種データを格納し、処理対象の放射線画像（Ｘ線画像）を格納する。制御用コンピュータ１０３は不図示のディスプレイを接続することが可能であり、ディスプレイはＣＰＵの制御下で画像処理により処理された画像を表示したり、各種表示を行う。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
次に本実施形態の放射線撮像システム１００の動作（Ｘ線撮像装置１０４の駆動）について説明する。図３は、放射線撮像システム１００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である。図３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。
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。
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（Ｇ）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（Ｂ＋Ｇ）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。
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、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には立ち上り期のＸ線３０１の信号（Ｇ）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには立ち上り期の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（Ｂ＋Ｒ＋Ｇ）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）と立下り期のＸ線３０３の信号（Ｒ）に対応した画像３０６が読み出される。
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には立ち上り期の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（Ｂ＋Ｒ＋Ｇ）が保持されている。従って、立ち上り期のＸ線３０１の信号（Ｇ）と安定期のＸ線３０２の信号（Ｂ）と立下り期のＸ線３０３の信号（Ｒ）に対応した画像３０８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、立下り期のＸ線３０３の信号（Ｒ）に対応した画像３０５が得られる。また、画像３０８と画像３０６の差分を計算することで、立ち上り期のＸ線３０１の信号（Ｇ）に対応した画像３０７が得られる。
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３０９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３０９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。
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（信号（Ｂ）に対応）と、安定期及び立下り期の和に対応した画像３０６（信号（Ｂ＋Ｒ）に対応）と、立ち上がり期及び安定期及び立下り期の和に対応した画像３０８（信号（Ｂ＋Ｒ＋Ｇ）に対応）を得る。三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。
図４に、第１実施形態に係る放射線撮像システム１００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４に示す駆動タイミングは、Ｘ線の管電圧を能動的に切り替えている点で図３の駆動タイミングと相違する。
まず、光電変換素子２０１のリセットを行ってから、中エネルギーの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には中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）と高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）の和（Ｂ＋Ｇ）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。
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、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には中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）が保持され、信号サンプルホールド回路２０７Ｓには中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）と高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）と低エネルギーのＸ線４０３の信号（Ｒ）の和（Ｂ＋Ｒ＋Ｇ）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）と立下り期のＸ線４０３の信号（Ｒ）に対応した画像４０６が読み出される。
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には中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）と、高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）と、低エネルギーのＸ線４０３の信号（Ｒ）の和（Ｂ＋Ｒ＋Ｇ）が保持されている。従って、Ｘ線撮像装置１０４からは、中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）と高エネルギーのＸ線４０２の信号（Ｂ）と低エネルギーのＸ線４０３の信号（Ｒ）に対応した画像４０８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４０３の信号（Ｒ）に対応した画像４０５が得られる。また、画像４０８と画像４０６の差分を計算することで、中エネルギーのＸ線４０１の信号（Ｇ）に対応した画像４０７が得られる。同期信号４０９については、図３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の方法に比べて、Ｘ線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。なお、Ｘ線のエネルギーの順番は入れ替えることができる。例えば、Ｘ線４０１が低エネルギー、Ｘ線４０２が高エネルギー、Ｘ線４０３が中エネルギーでもよい。
制御用コンピュータ１０３は、Ｘ線撮像装置１０４により撮像された放射線画像（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線画像に対して各種処理を行う。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。
まず、図３、図４で示した駆動で、Ｘ線撮像装置１０４にＸ線を曝射せずに画像を取得する。この画像は、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り、この画像の成分を減算することで固定パターンノイズ（ＦＰＮ）成分を除去する。この補正をオフセット補正と呼ぶ。
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、図４で示した駆動で画像（Ｘ線画像）を取得する。Ｘ線画像をオフセット補正した画像（白画像）を用意し、Ｘ線画像を白画像で除算することで画素２０の感度などの特性のばらつきを均一に補正する。この補正を白補正と呼ぶ。このとき、補正対象画像と白画像を同様のＸ線照射条件で取得すれば、白補正後の画像は減弱率Ｉ／Ｉ０の画像になる。
図５は第１実施形態の画像処理装置の処理フローを示す図である。制御用コンピュータ１０３は、互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像（５０１、５０２）から分離した第１物質の厚みを示す第１画像（以下、物質１画像５０４）と第２物質の厚みを示す第２画像（以下、物質２画像５０５）とを生成する。また、制御用コンピュータ１０３は、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像（５０２、５０３）から分離した第１物質の厚みを示す第３画像（以下、物質１画像'５０６）と第２物質の厚みを示す第４画像（以下、物質２画像'５０７）とを生成する。
互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像には、第１エネルギーで撮影された画像（以下、高エネルギー画像５０１）と、第１エネルギーに比べて低い第２エネルギーで撮影された画像（以下、中エネルギー画像５０２）が含まれる。また、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像には、第２エネルギーで撮影された画像（中エネルギー画像５０２）と、第２エネルギーに比べて低い第３エネルギーで撮影された画像（以下、低エネルギー画像５０３）が含まれる。
高エネルギー画像５０１、中エネルギー画像５０２、低エネルギー画像５０３は、図３、図４で示した駆動で取得したＸ線画像にオフセット補正、白補正を行った後の画像である。２物質分離の処理ブロック５１０、５１１では、異なるエネルギーの２枚の画像から、第１物質（以下、「物質１」）、第２物質（以下、「物質２」）の厚み画像を求める。便宜上、２枚の画像の内、エネルギーが高い方を画像Ｈとし、エネルギーが低い方を画像Ｌとする。また、物質１、物質２を軟部組織、骨として、軟部組織の厚さ画像Ｓ、骨の厚さ画像Ｂを求める場合について説明する。エネルギーＥにおける軟部組織の線減弱係数をμＳ（Ｅ）、エネルギーＥにおける骨の線減弱係数をμＢ（Ｅ）、高エネルギーのＸ線におけるスペクトルをＮＨ（Ｅ）、低エネルギーのＸ線におけるスペクトルをＮＬ（Ｅ）としたとき、以下の[数１]式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。
Figure 2022134547000002
Ｘ線のスペクトルＮＨ（Ｅ）、ＮＬ（Ｅ）は、シミュレーション又は実測により取得することができる。また、エネルギーＥおける骨の線減弱係数μＢ（Ｅ）とエネルギーＥおける軟部組織の線減弱係数μＳ（Ｅ）は、ＮＩＳＴ（National Institute of Standards and Technology）などのデータベースから得られる。なお、[数１]式の解法は、ニュートンラフソン法を用いてもよいし、最小二乗法や二分法などの反復法を用いてもよい。また、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に対する軟部組織の厚みＳや骨の厚みＢを事前に求めてテーブルを生成し、テーブルを参照することで軟部組織の厚みＳや骨の厚みＢを高速に求める構成を用いても良い。
物質１画像５０４と物質２画像５０５は、高エネルギー画像５０１と中エネルギー画像５０２を２物質分離することで求めた物質分離画像である。また、物質１画像'５０６と物質２画像'５０７は、中エネルギー画像５０２と低エネルギー画像５０３を２物質分離することで求めた物質分離画像である。
図６は、物質分離画像の画像例を示す図であり、物質１画像５０４、物質２画像５０５、物質１画像'５０６、物質２画像'５０７の画像例を示す。被写体は下肢（膝部分）であり、血管に造影剤を流し込んだ状態である。画像には、筋肉や脂肪といった軟物質（軟部組織）と骨と造影剤の３つの物質が存在する。物質１画像５０４、物質１画像'５０６は軟部組織の厚み画像であり、物質２画像５０５、物質２画像'５０７は骨の厚み画像である。筋肉や脂肪は軟部組織の厚み画像にのみに現れ、骨は骨の厚み画像のみに現れる。それに対し、造影剤は軟部組織の厚み画像と骨の厚み画像の両方に現れる。第３物質（以下、「物質３」）である造影剤の減弱係数は[数１]式に含まれず、一定の割合（Ｘ線のエネルギーに依存）で軟部組織の厚みと骨の厚みに換算されるため、一方のみに現れることはない。なお、軟部組織の厚み画像に骨のコントラストが現れるのは、骨の厚みの減少分があるためである。２物質分離が精度よく行われていれば、軟部組織の厚み画像（物質１画像５０４と物質１画像'５０６）、骨の厚み画像（物質２画像５０５と物質２画像'５０７）において、造影剤のない領域は値が一致する。それに対し、造影剤の領域は値が一致しない。Ｘ線のエネルギーを変えると、造影剤の厚みが、軟物質の厚みと骨の厚みに換算される割合が変わるためである。なお、エネルギーによっては、造影剤の領域の厚みは負の値を取り得る。
図７はＸ線のエネルギーの組み合わせとコントラストの関係を示す図であり、Ｘ線のエネルギーの組み合わせを変えて取得した物質１の厚み画像における造影剤のコントラストに関するグラフを示す。グラフの横軸は造影剤の厚みであり、縦軸は造影剤のコントラストである。組み合わせ７０１、７０２のようにＸ線のエネルギーの組み合わせが変わればコントラストが変化する（正方向に変化）。組み合わせ７０３のようにコントラストがつかない場合がある（変化なし）。組み合わせ７０４のようにコントラストの正負が変わる場合がある（負方向に変化）。
図８は同じ物質の画像同士で画像演算を行う場合の画像例を示す図であり、図５の処理フローにおいて、Ｘ線のエネルギーの組み合わせ７０１（第１の組み合わせ）と、Ｘ線のエネルギーの組み合わせ７０４（第２の組み合わせ）とで、物質分離画像として物質１画像５０４と物質１画像'５０６を取得し、画像演算５１２を行って取得した画像例を示す。ここで、物質１画像５０４と物質１画像'５０６は軟部組織の厚み画像であり、制御用コンピュータ１０３は、物質１画像５０４及び物質１画像'５０６に基づいて画像情報を減算する画像演算５１２を行い、物質３(造影剤)のコントラストを強調した画像８０１（強調画像５０８（図５））を取得する。
画像８０１は、物質１画像５０４と物質１画像'５０６で造影剤のコントラストの正負が異なるため（図６の５０４では白、５０６では黒）、画像演算５１２による処理前の厚み画像よりも造影剤のコントラストが強調される（高くなる）。また、物質１画像５０４と物質１画像'５０６で、物質１（軟部組織）の厚みがキャンセルされるため、造影剤だけが見える(動画で行えばマスクレスＤＳＡに近いことができる)。従って、造影剤のコントラストが向上し、軟部組織と骨の構造が除去されるため、視認性が向上する可能性がある。画像演算５１２により、物質３（造影剤）のコントラストは強調され、軟部組織・骨が除去された画像８０１を取得することができる。
なお、本実施形態において、同じ物質の画像同士で画像演算を行う処理は、この例に限定されず、骨の厚み画像に関して、物質２画像５０５及び物質２画像'５０７に基づいて画像演算５１２を行うことも可能である。この場合も、物質３（造影剤）のコントラストを強調し、軟部組織・骨が除去された画像８０１を取得することができる。
（第２実施形態）
次に第２実施形態の放射線撮像システム１００の処理について説明する。放射線撮像システム１００の構成例は第１実施形態で説明した構成と同様であり、重複する説明は省略する。
図９は第２実施形態の画像処理装置の処理フローを示す図である。制御用コンピュータ１０３は、互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像（９０１、９０２）から分離した第１物質の厚みを示す第１画像（以下、物質１画像９０４）と第２物質の厚みを示す第２画像（以下、物質２画像９０５）とを生成する。また、制御用コンピュータ１０３は、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像（９０２、９０３）から分離した第１物質の厚みを示す第３画像（以下、物質１画像'９０６）と第２物質の厚みを示す第４画像（以下、物質２画像'９０７）とを生成する。
ここで、互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像には、第１エネルギーで撮影された画像（以下、高エネルギー画像９０１）と、第１エネルギーに比べて低い第２エネルギーで撮影された画像（以下、中エネルギー画像９０２）が含まれる。また、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像には、第２エネルギーで撮影された画像（中エネルギー画像９０２）と、第２エネルギーに比べて低い第３エネルギーで撮影された画像（以下、低エネルギー画像９０３）が含まれる。
高エネルギー画像９０１、中エネルギー画像９０２、低エネルギー画像９０３は、図３、図４で示した駆動で取得したＸ線画像にオフセット補正、白補正を行った後の画像である。２物質分離の処理ブロック９１０、９１１では、異なるエネルギーの２枚の画像から、物質１の厚み画像（９０４、９０６）、及び物質２の厚み画像（９０５、９０７）を取得する。
図１０は異なる物質の画像同士で画像演算を行う場合の画像例を示す図である。図１０の画像例（物質１画像９０４、物質２画像９０５、物質１画像'９０６、物質２画像'９０７）において、被写体は下肢（膝部分）であり、血管に造影剤を流し込んだ状態である。画像には、筋肉や脂肪といった軟物質（軟部組織）と骨と造影剤の３つの物質が存在する。物質１画像９０４、物質１画像'９０６は軟部組織の厚み画像であり、物質２画像９０５、物質２画像'９０７は骨の厚み画像である。筋肉や脂肪は軟部組織の厚み画像にのみに現れ、骨は骨の厚み画像のみに現れる。それに対し、造影剤は軟部組織の厚み画像と骨の厚み画像の両方に現れる。物質３である造影剤の減弱係数は[数１]に含まれず、一定の割合（Ｘ線のエネルギーに依存）で軟部組織の厚みと骨の厚みに換算されるため、一方のみに現れることはない。なお、軟部組織の厚み画像に骨のコントラストが現れるのは、骨の厚みの減少分があるためである。２物質分離が精度よく行われていれば、軟部組織の厚み画像（物質１画像９０４と物質１画像'９０６）、骨の厚み画像（物質２画像９０５と物質２画像'９０７）において、造影剤のない領域は値が一致する。それに対し、造影剤の領域は値が一致しない。Ｘ線のエネルギーを変えると、造影剤の厚みが、軟物質の厚みと骨の厚みに換算される割合が変わるためである。なお、エネルギーによっては、造影剤の領域の厚みは負の値を取り得る。
物質１の厚み画像と物質２の厚み画像を加算することで、軟物質内の骨の構造を除去し、造影剤の視認性を向上させることが可能である（骨の埋め戻し画像）。しかしながら、前述のとおり造影剤の厚みは、軟部組織の厚みと骨の厚みに一定の割合で換算される。すなわち、物質画像の厚みが大きければ、もう一方の画像の厚みが小さくなる。したがって、物質１の厚み画像と物質２の厚み画像を加算しても、背景物質に対し十分なコントラストが得られない可能性がある（コントラスト白黒の加算）。そこで、本実施形態では、造影剤の厚みが大きい画像同士、又は造影剤の厚みが小さい画像同士を加算する。すなわち、制御用コンピュータ１０３は、物質１画像９０４と物質２画像'９０７の画像情報を加算（コントラスト白白の加算）、又は、物質２画像９０５と物質１画像'９０６の画像情報を加算（コントラスト黒黒の加算）して、物質３(造影剤)のコントラストを強調した画像１００１（強調画像９０８（図９））を取得する。
図１０に示す画像１００１は、物質２画像９０５と物質１画像'９０６の加算を行った際の画像例を示す。物質２画像９０５と物質１画像'９０６では、造影剤のコントラストの正負が一致するため（どちらも造影剤の厚みが小さい画像同士であり、コントラストは黒）、画像演算９１２による処理前の厚み画像よりも造影剤のコントラストが強調される（高くなる）。また、物質２画像９０５（骨）と物質１画像'９０６（軟部組織）との加算で、物質２（骨）の厚みが埋め戻されるため、連続的な厚みの軟部組織と造影剤だけが見える。従って、造影剤のコントラストが向上し、骨の構造が除去されるため、視認性が向上する可能性がある。画像演算９１２により、物質３（造影剤）のコントラストは強調され、骨が除去された画像１００１を取得することができる。
なお、図３～図１０で説明したＸ線曝射、駆動、及び処理を連続で繰り返せば、動画を作成することが可能である。さらに処理を高速で行えば、リアルタイム表示を行うことも可能である。制御用コンピュータ１０３は、放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像（５０１及び５０２、９０１及び９０２）として、１ショットの放射線の曝射の間に複数回のサンプルホールドを行って得られた画像を取得して第１画像（物質１画像５０４、９０４）と第２画像（物質２画像５０５、９０５）とを生成する。
また、制御用コンピュータ１０３は、放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像（５０２及び５０３、９０２及び９０３）として、１ショットの放射線の曝射の間に複数回のサンプルホールドを行って得られた画像を取得して第３画像（物質１画像'５０６、９０６）と第４画像（物質２画像'５０７、９０７）とを生成する。そして、制御用コンピュータ１０３は生成された画像に基づいた画像情報の演算により取得した強調画像を表示部に動画表示あるいはリアルタイム表示させるための表示制御を行うことが可能である。
第１実施形態、及び第２実施形態では、第１物質には、少なくとも、水、又は脂肪又はカルシウムを含まない軟物質が含まれ、第２物質には、少なくとも、カルシウム、ハイドロキシアパタイト、又は骨が含まれる。また、第１実施形態、及び第２実施形態では、第３物質（物質３）が造影剤の場合について説明したが、この例の他、医療デバイス（ステント、カテーテルやガイドワイヤーなど）のような金属を含む物質（材料）にも適用可能である。
厚み画像の演算を行う際に空間フィルタを適用したフィルタ処理によりノイズを低減してもよい。制御用コンピュータ１０３は、画像情報の演算を行う前に演算に用いる厚み画像に対して空間フィルタを適用したノイズ低減処理を行うことが可能である。
また、厚み画像に基づいた画像演算（減算または加算）を行う前に係数（補正係数）を乗じることで軟部組織や骨などによる不要な成分を除去することができる。制御用コンピュータ１０３は、画像情報の演算を行う前に当該演算に用いる厚み画像に補正係数を乗じて当該厚み画像に含まれる所定組織の成分を除去するための画像処理を行うことが可能である。
また、軟部組織や骨などによる構造をあえて見えるように調整することも可能である。例えば、制御用コンピュータ１０３は、画像情報の演算を行う前に当該画像演算に用いる厚み画像に含まれている所定組織の成分を強調して表示部に表示させる表示制御および画像処理を行うことが可能である。
また、Ｘ線のエネルギーの組み合わせ（例えば、図７の組み合わせ７０１、７０４など）は、厚み画像を減算した後の画像の造影剤のコントラストが大きくなる組み合わせを選択することが好ましい。Ｘ線のエネルギーに対する造影剤の減弱率に差があるほどコントラストがつきやすい。したがって、Ｘ線画像の中で少なくとも１枚の画像の平均エネルギーが、ヨウ素のＫ吸収端よりも低いエネルギーであることが好ましい。
コントラスト強調後の画像８０１、１００１に対して、閾値判定を行い造影剤の有無を判定し、造影剤の領域に対して画像処理による強調を行ってもよい。制御用コンピュータ１０３は、コントラスト強調後の画像８０１、１００１（強調画像）の画素値が予め設定された閾値を上回るか否かにより造影剤（第３物質）が存在する領域を判定し、造影剤が存在する領域を強調して表示部に表示させる画像処理を行う。領域の強調としては、例えば、造影剤に該当する領域をカラー化して強調表示してもよい。また、造影剤に該当する領域の画素値を特定の値に固定して強調表示してもよい。また、造影剤に該当する領域の画素値に係数を乗じるなどして他の領域と差をつけて強調表示してもよい。画像処理による強調は、コントラスト強調後の画像８０１、１００１に限られず、Ｘ線画像、厚み画像、演算後の厚み画像のいずれにも適用することができる。制御用コンピュータ１０３は、画像情報の演算（画像演算５１２、９１２）に用いる複数の厚み画像の間で厚みが異なる領域を造影剤（第３物質）が存在する領域と判定し、複数の厚み画像及びコントラスト強調後の画像８０１、１００１（強調画像）において領域を強調して表示部に表示させる画像処理を行うことが可能である。
第１実施形態、及び第２実施形態では、３つのエネルギーのＸ線画像から２組の２物質分離し演算する方法を示したが、さらに３組目の２物質分離画像を作り３画像で演算（画像情報の減算または加算）を行ってもよい。また、Ｘ線画像同士の加算や減算が行われた画像を２物質分離に用いてもよい。
第１実施形態、第２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Ｘ線センサとした。しかしながら本発明の実施形態は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Ｘ線センサを用いてもよい。
また、第１実施形態、第２実施形態では、Ｘ線発生装置１０１の管電圧を変化させていた。しかしながら本発明の実施形態はこのような形態に限定されない。例えば、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Ｘ線のエネルギーを変化させてもよい。
また、本発明の第１実施形態、第２実施形態では、Ｘ線のエネルギーを変化させることで、異なるエネルギーの画像を得ていた。しかしながら本発明の実施形態はこのような形態に限定されない。例えば、複数の蛍光体１０５および二次元検出器１０６（センサ）を２枚積層することで、Ｘ線の入射方向に対して前面の二次元検出器と背面の二次元検出器から、異なるエネルギーの画像を得る積層型の構成としてもよい。
また、第１実施形態、第２実施形態では、放射線撮像システム１００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。しながらこの本発明の実施形態は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を介して別のコンピュータ（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にしてもよい。
また、上記各実施形態では、制御用コンピュータ１０３は、Ｘ線撮像装置１０４から直接に画像を取得してエネルギーサブトラクション処理を行ったが、これに限られるものではない。Ｘ線撮像装置１０４で撮影された画像（静止画、動画）を外部の記憶装置に格納し、制御用コンピュータ１０３が記憶装置から画像を読み出してエネルギーサブトラクション処理を行うようにしてもよい。
以上説明したように、上述した各実施形態によれば、物質分離画像において所定物質を強調した画像を取得することが可能な画像処理技術（画像処理装置）或いは放射線撮像システムを提供することができる。
（その他の実施形態）
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。
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。
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

Claims (20)

  1. 互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像から分離した第１物質の厚みを示す第１画像と第２物質の厚みを示す第２画像とを生成し、互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像から分離した前記第１物質の厚みを示す第３画像と前記第２物質の厚みを示す第４画像とを生成する生成手段と、
    前記第１画像及び前記第２画像のいずれか一方の画像と、前記第３画像及び前記第４画像のいずれか一方の画像とを用いた画像情報の演算により前記第１物質及び前記第２物質とは異なる第３物質を強調した強調画像を取得する取得手段と、
    を備えることを特徴とする画像処理装置。
  2. 前記第１の組み合わせで取得された複数の画像には、第１エネルギーで撮影された画像と、前記第１エネルギーに比べて低い第２エネルギーで撮影された画像が含まれ、
    前記第２の組み合わせで取得された複数の画像には、前記第２エネルギーで撮影された画像と、前記第２エネルギーに比べて低い第３エネルギーで撮影された画像が含まれることを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
  3. 前記生成手段は、前記第１エネルギーで撮影された画像と前記第２エネルギーで撮影された画像とに基づいた物質分離の処理により前記第１画像及び前記第２画像を生成し、
    前記第２エネルギーで撮影された画像と前記第３エネルギーで撮影された画像とに基づいた物質分離の処理により前記第３画像及び前記第４画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の画像処理装置。
  4. 前記取得手段は、同一の物質の厚みを示す複数の画像に基づいて前記画像情報の減算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  5. 前記取得手段は、前記第１物質の厚みを示す第１画像と前記第１物質の厚みを示す第３画像に基づいて前記画像情報の減算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  6. 前記取得手段は、前記第２物質の厚みを示す第２画像と前記第２物質の厚みを示す第４画像に基づいて前記画像情報の減算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  7. 前記取得手段は、異なる物質の厚みを示す複数の画像に基づいて前記画像情報の加算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  8. 前記取得手段は、前記第１物質の厚みを示す第１画像と前記第２物質の厚みを示す第４画像に基づいて前記画像情報の加算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  9. 前記取得手段は、前記第２物質の厚みを示す第２画像と前記第１物質の厚みを示す第３画像に基づいて前記画像情報の加算を行うことにより前記強調画像を取得することをと特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  10. 前記取得手段は、前記画像情報の演算を行う前に当該演算に用いる厚み画像に補正係数を乗じて当該厚み画像に含まれる所定組織の成分を除去することを特徴する請求項１乃至９のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  11. 前記取得手段は、前記画像情報の演算を行う前に当該演算に用いる厚み画像に含まれている所定組織の成分を強調して表示手段に表示させる画像処理を行うことを特徴する請求項１０に記載の画像処理装置。
  12. 前記取得手段は、前記画像情報の演算を行う前に当該演算に用いる厚み画像に対して空間フィルタを適用したノイズ低減処理を行うことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  13. 前記取得手段は、前記強調画像の画素値が予め設定された閾値を上回るか否かにより前記第３物質が存在する領域を判定し、前記領域を強調して表示手段に表示させる画像処理を行うことを特徴する請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  14. 前記取得手段は、前記画像情報の演算に用いる複数の厚み画像の間で厚みが異なる領域を前記第３物質が存在する領域と判定し、
    前記複数の厚み画像及び前記強調画像において前記領域を強調して表示手段に表示させる画像処理を行うことを特徴する請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  15. 前記生成手段は、前記第１の組み合わせで取得された前記複数の画像として、１ショットの放射線の曝射の間に複数回のサンプルホールドを行って得られた画像を取得して前記第１画像と前記第２画像とを生成し、
    前記第２の組み合わせで取得された前記複数の画像として、１ショットの放射線の曝射の間に複数回のサンプルホールドを行って得られた画像を取得して前記第３画像と前記第４画像とを生成し、
    前記取得手段は、前記生成手段から入力された画像情報の演算により取得した前記強調画像を表示手段に動画表示あるいはリアルタイム表示させる
    ことを特徴とする請求項１乃至１４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  16. 前記第１物質には、少なくとも、水、又は脂肪が含まれ、前記第２物質には、少なくとも、カルシウム、ハイドロキシアパタイト、又は骨が含まれ、前記第３物質には、少なくとも、造影剤又は金属を含む物質が含まれることを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
  17. 前記放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された前記複数の画像のうち少なくとも一つの画像が取得された放射線のスペクトルの平均エネルギーが、ヨウ素のＫ吸収端よりも低いエネルギーであり、
    前記放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された前記複数の画像のうち少なくとも一つの画像が取得された放射線のスペクトルの平均エネルギーが、ヨウ素のＫ吸収端よりも低いエネルギーであることを特徴とする請求項１乃至１６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
  18. 請求項１乃至１７のいずれか１項に記載された画像処理装置を備えることを特徴とする放射線撮像システム。
  19. 画像処理装置で実行する画像処理方法であって、
    互いに異なる放射線エネルギーの第１の組み合わせで取得された複数の画像から分離した第１物質の厚みを示す第１画像と第２物質の厚みを示す第２画像とを生成し、
    互いに異なる放射線エネルギーの第２の組み合わせで取得された複数の画像から分離した前記第１物質の厚みを示す第３画像と前記第２物質の厚みを示す第４画像とを生成し、
    前記第１画像及び前記第２画像のいずれか一方の画像と、前記第３画像及び前記第４画像のいずれか一方の画像とを用いた画像情報の演算により前記第１物質及び前記第２物質とは異なる第３物質を強調した強調画像を取得することを特徴とする画像処理方法。
  20. コンピュータを、請求項１乃至１７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プログラム。
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