JP2023181859A - 放射線撮像装置、情報処理装置、情報処理方法及びプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】照射した放射線のエネルギースペクトルを取得すること。【解決手段】放射線撮像装置は、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理部を備える。【選択図】図８

Description

開示の技術は、放射線撮像装置、情報処理装置、情報処理方法及びプログラムに関する。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用いられる放射線撮像装置、情報処理装置、情報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。

ＦＰＤを用いた撮影方法として、エネルギーサブトラクション処理では、管電圧の異なるＸ線を照射して取得した、エネルギーの異なる複数の画像を処理することにより、コントラストを低減した物質分離画像、例えば、骨画像や軟部組織画像を取得することができる（特許文献１）。

しかしながら、複数の画像間の時間差は、ＦＰＤの撮影時間によって決まるため、この間に被写体が動いてしまうと、例えば、エネルギーサブトラクション処理により取得した画像に動きによるアーチファクトが生じ得る。

特許文献２には、ミリ秒の時間スケールにおいて異なるｋＶ値でＸ線パルスを生成して、第１ｋＶ値における第１副画像に対する信号積分がサンプルホールドされ、第１副画像の読出しと並列に、第２ｋＶ値における第２副画像に対応する信号積分を行うデュアルエネルギー撮影システムが記載されている。

国際公開ＷＯ２０１９／１８１２２９号 特表２００９-５０４２２１号公報

しかしながら、エネルギーサブトラクション処理では、Ｘ線エネルギーの異なる複数のＸ線スペクトルの情報が必要になるため、１パルスのＸ線照射期間内において極めて短い時間差でサンプリングすることで複数の副画像を取得する撮影手法（以下、時分割撮影ともいう）においては、各画像のＸ線スペクトルを実測することが困難であり、副画像の画素値等を基に推定したＸ線スペクトルを用いた処理を行っていたため、これがサブトラクション処理の精度を低下させる要因となっていた。

開示の技術は、照射した放射線のエネルギースペクトルを取得することが可能な技術を提供する。

開示の技術の一態様による放射線撮像装置は、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理手段を備える。

開示の技術によれば、照射した放射線のエネルギースペクトルを取得することができる。取得したエネルギースペクトルをエネルギーサブトラクション処理に用いることにより、処理の精度を向上させることが可能になる。

第１実施形態によるＸ線撮像システムの構成例を示す図。 第１実施形態によるＸ線撮像装置の画素等価回路図。 第１実施形態によるＸ線撮像装置のタイミングチャート。 第１実施形態によるＸ線撮像装置のタイミングチャート。 第１実施形態による補正処理を説明する図。 第１実施形態による信号処理のブロック図。 第１実施形態による画像処理のブロック図。 第１実施形態に係るＸ線スペクトルの時分割の原理を説明する図。 第１実施形態に係るＸ線スペクトルの取得とＸ線撮像システムの駆動タイミングの関係を示す図。 第１実施形態に係るＸ線撮像システムの処理の流れを示す図。 Ｘ線の波形を例示的に説明する図。 画質シミュレーションの原理を例示的に説明する図。 サンプルホールドのタイミングとエネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質との相関を例示的に示す図。 第２実施形態に係るＸ線撮像システムの処理の流れを示す図。 第３実施形態に係るＸ線撮像システムの処理の流れを示す図。

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、開示の技術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Ｘ線や粒子線、宇宙線なども、含まれるものとする。以下の実施形態では、放射線の一例としてＸ線を用いた装置を説明する。したがって、以下では、放射線撮像装置、放射線撮像システムとして、それぞれＸ線撮像装置、Ｘ線撮像システムとして説明する。

［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の一例としてのＸ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Ｘ線撮像システムは、Ｘ線発生装置１０１、Ｘ線制御装置１０２、撮像制御装置１０３、Ｘ線撮像装置１０４を備える。

Ｘ線発生装置１０１は、Ｘ線を発生し、被写体にＸ線を照射する。Ｘ線制御装置１０２は、Ｘ線発生装置１０１におけるＸ線の発生を制御する。撮像制御装置１０３は、例えば、１つまたは複数のプロセッサー（ＣＰＵ）とメモリを有し、プロセッサーがメモリに格納されたプログラムを実行してＸ線画像の取得及び画像処理を行う。なお、撮像制御装置１０３による画像処理を含む各処理は、専用のハードウエアにより実現されてもよいし、ハードウエアとソフトウエアの協働により実現されてもよい。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を有する。二次元検出器は、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。

撮像制御装置１０３は、上述したプロセッサーにより放射線画像を処理する情報処理装置として機能する。取得部１３１、補正部１３２、信号処理部１３３、画像処理部１３４は、情報処理装置としての機能構成例を示している。

取得部１３１は、被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得られた互いにエネルギーが異なる複数の放射線画像を取得する。取得部１３１は、複数の放射線画像として、１ショットの放射線の照射の間に複数回のサンプルホールドを行って得られた放射線画像を取得する。

補正部１３２は、取得部１３１により取得された複数の放射線画像を補正してエネルギーサブトラクション処理で用いられる複数の画像を生成する。

信号処理部１３３は、時系列に取得されたＸ線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う。信号処理部１３３は、エネルギー情報における時系列のフォトン数をカウント（計数）することによりエネルギースペクトルを取得する。また、信号処理部１３３は、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。エネルギースペクトルの取得をエネルギーサブトラクション処理に適用する場合、信号処理部１３３は、被写体にＸ線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数のＸ線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得されたＸ線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う。ここで、信号処理部１３３は、Ｘ線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、Ｘ線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する。

また、信号処理部１３３は、補正部１３２により生成された複数の画像を用いて物質特性画像を生成する。物質特性画像とは、例えば骨と軟部組織というように物質を分離して表す物質分離画像、実効原子番号とその面密度を表す物質識別画像など、エネルギーサブトラクション処理において取得される画像である。信号処理部１３３は、互いに異なる放射線エネルギーで撮影した複数の放射線画像に基づいて、例えば、第１物質の厚みを示す第１物質分離画像と、第２物質の厚みを示す第２物質分離画像とを生成する。また、信号処理部１３３は、第１物質の厚みと第２物質の厚みとを合わせた厚み画像を生成する。ここで、第１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、第２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る。信号処理部１３３の詳細は後述する。画像処理部１３４は、信号処理部１３３による信号処理によって取得された物質特性画像を用いて、表示用画像を生成する。

図２は、第１実施形態に係る画素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、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、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。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。

また、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、二次元検出器１０６から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、撮像制御装置１０３に画像を転送する。

次に、上述した構成を備えた第１実施形態のＸ線撮像システムの動作について説明する。図３は、第１実施形態に係るＸ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Ｘ線撮像装置１０４の駆動タイミングを示す。図３における波形は横軸を時間として、Ｘ線の照射、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、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。

リセット信号により光電変換素子２０１のリセットが行われてからＸ線が照射される。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線で照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、Ｘ線３０１～３０３に示すような波形となる。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ではそれぞれＸ線のエネルギーが異なる。したがって、サンプルホールドによって区切られる期間の放射線に対応したＸ線画像を得ることにより、互いにエネルギーが異なる複数種類のＸ線画像が得られる。

Ｘ線撮像装置１０４は、立ち上がり期のＸ線３０１が照射された後に、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が照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、Ｘ線撮像装置１０４は、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（Ｂ）の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、安定期のＸ線３０２の信号に対応した画像３０４が読み出される。

次に、Ｘ線撮像装置１０４は、立下り期のＸ線３０３の照射と、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、Ｘ線撮像装置１０４は、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線が照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（Ｒ_２）の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、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の和に対応した画像３０５が得られる。この計算は、Ｘ線撮像装置１０４で行われてもよいし、撮像制御装置１０３で行われてもよい。

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線の照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線の照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を用いることができるがこれに限られるものではない。例えば、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ことによりＸ線の照射開始を検出する構成が用いられてもよい。

あるいは、例えば、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ことによりＸ線の照射開始を検出する構成が用いられてもよい。いずれの方式の場合も、Ｘ線の照射開始を示す同期信号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のリセットが行われる。

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が得られる。これら二枚のＸ線画像を形成する際に照射されたＸ線のエネルギーは互いに異なるため、これらＸ線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は、第１実施形態に係るＸ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Ｘ線撮像装置１０４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線発生装置１０１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は異なる。

まず、光電変換素子２０１のリセットが行われた後、Ｘ線発生装置１０１は低エネルギーのＸ線４０１の照射を行う。この状態で、Ｘ線撮像装置１０４は、ノイズサンプルホールド回路２０７Ｎによりサンプリングを行う。その後、Ｘ線発生装置１０１は、管電圧を切り替えて高エネルギーのＸ線４０２の照射を行う。この状態で、Ｘ線撮像装置１０４は、信号サンプルホールド回路２０７Ｓによりサンプリングを行う。その後、Ｘ線発生装置１０１は、管電圧を切り替えて低エネルギーのＸ線４０３の照射を行う。Ｘ線撮像装置１０４は、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（Ｂ）の和（Ｒ_１＋Ｂ）が保持されている。従って、高エネルギーのＸ線４０２の信号に対応した画像４０４が読み出される。

次に、Ｘ線撮像装置１０４は、低エネルギーのＸ線４０３の照射と、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、Ｘ線撮像装置１０４は、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線が照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（Ｒ_２）の和（Ｒ_１＋Ｂ＋Ｒ_２）が保持されている。従って、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の和に対応した画像４０５が得られる。この計算は、Ｘ線撮像装置１０４で行われてもよいし、撮像制御装置１０３で行われてもよい。同期信号４０７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の方法に比べて低エネルギーと高エネルギーの放射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。

次に、撮像制御装置１０３によるエネルギーサブトラクション処理について説明する。第１実施形態におけるエネルギーサブトラクション処理は、補正部１３２による補正処理、信号処理部１３３による信号処理、画像処理部１３４による画像処理の３段階に分かれている。以下、それぞれの処理について説明する。

補正処理は、Ｘ線撮像装置１０４から取得された複数の放射線画像を処理してエネルギーサブトラクション処理における後述の信号処理で用いられる複数の画像を生成する処理である。図５に、第１実施形態に係るエネルギーサブトラクション処理のための補正処理のブロック図を示す。まず、取得部１３１は、Ｘ線撮像装置１０４にＸ線を照射しない状態での撮像を行わせ、図３または図４に示した駆動で画像を取得する。この駆動により２枚の画像が読み出される。以下、１枚目の画像（画像３０４または画像４０４）をＦ＿ＯＤＤ、２枚目の画像（画像３０６または画像４０６）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：Fixed Pattern Noise）に対応する画像である。

次に、取得部１３１は、被写体がない状態でＸ線撮像装置１０４にＸ線を照射して撮像を行わせ、図３又は図４に示した駆動によりＸ線撮像装置１０４から出力されるゲイン補正用の画像を取得する。この駆動により、上記と同様に２枚の画像が読み出される。以下、１枚目のゲイン補正用の画像（画像３０４または画像４０４）をＷ＿ＯＤＤ、２枚目のゲイン補正用の画像（画像３０６または画像４０６）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。補正部１３２は、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を得る。これをオフセット補正と呼ぶ。

ＷＦ＿ＯＤＤは安定期のＸ線３０２に対応する画像であり、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の和に対応する画像である。従って、補正部１３２は、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を得る。このように、複数枚の画像の減算により、サンプルホールドによって区切られる特定の期間のＸ線に対応した画像を得る処理を色補正と呼ぶ。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、色補正により、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。

次に、取得部１３１は、被写体がある状態でＸ線撮像装置１０４にＸ線を照射して撮像を行わせ、図３または図４に示した駆動によりＸ線撮像装置１０４から出力される画像を取得する。このとき２枚の画像が読み出される。以下、１枚目の画像（画像３０４または画像４０４）をＸ＿ＯＤＤ、２枚目の画像（画像３０６または画像４０６）をＸ＿ＥＶＥＮとする。補正部１３２は、被写体がない場合と同様のオフセット補正および色補正を行うことで、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を得る。

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［数１］式が成り立つ。

［数１］式を変形すると、以下の［数２］式が得られる。［数２］式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。

従って、補正部１３２は、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（以下、「低エネルギー画像Ｌ」ともいう）を得る。同様に、補正部１３２は、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を得る（以下、「高エネルギー画像Ｈ」ともいう）。このように、被写体ありの状態で得られた放射線画像に基づいて得られた画像を被写体なしの状態で得られた放射線画像に基づいて得られた画像で除算することにより、低エネルギーにおける減弱率又は高エネルギーにおける減弱率の画像（Ｌ，Ｈ）を取得する処理をゲイン補正と呼ぶ。

図６に、第１実施形態に係るエネルギーサブトラクション処理の信号処理のブロック図を示す。信号処理部１３３は、補正部１３２から得られる複数の画像を用いて物質特性画像を生成する。以下では、骨の厚みの画像Ｂ（以下、骨画像Ｂともいう）と軟部組織の厚みの画像Ｓ（以下、軟部組織画像Ｓともいう）からなる物質分離画像の生成処理を説明する。信号処理部１３３は、以下の処理により図５に示した補正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、骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを求める。

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）、骨の厚み画像における厚みをＢ、軟部組織の厚み画像における厚みを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［数３］式が成り立つ。

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、それぞれＮＩＳＴ（National Institute of Standards and Technology）などのデータベースから得られる。したがって、［数３］式によれば、任意の骨の厚み画像における厚みＢ、軟部組織の厚み画像における厚み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。

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、画像Ｌにおける減弱率、及び、画像Ｈの減弱率について、以下の［数４］式の各式が成り立つ。なお、以下の説明では、［数４］式に示す画像Ｌにおける減弱率を単に低エネルギーの減弱率Ｌともいい、画像Ｈにおける減弱率を単に高エネルギーの減弱率Ｈともいう。

［数４］式の非線形連立方程式を解くことで、骨の厚み画像における厚みＢと軟部組織の厚み画像における厚みＳが求まる。非線形連立方程式を解く代表的な方法として、ここでは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Ｈ^ｍ、ｍ回目の反復後の低エネルギーの減弱率Ｌ^ｍは以下の［数５］式で表される。

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［数６］式で表す。

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［数７］式で表す。

２ｘ２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［数８］式で表される。

従って、［数７］式に［数８］式を代入すると、以下の[数９]式が求まる。

以上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、［数４］式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［数４］式を計算することで、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、骨の厚みの画像Ｂ、軟部組織の厚みの画像Ｓを取得することができる。

なお、第１実施形態では、骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを算出していたが、開示の技術はこのような形態に限定されない。例えば、水の厚みＷと造影剤の厚みＩを算出してもよい。すなわち、任意の二種類の物質の厚みに分解してもよい。また、図５に示した補正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。

また、第１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いていた。しかしながら開示の技術はこのような形態に限定されない。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、第１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、開示の技術はこのような形態に限定されない。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。

図７に、第１実施形態に係るエネルギーサブトラクション処理の画像処理のブロック図を示す。第１実施形態の画像処理部１３４は、図６に示した信号処理によって得られた骨の厚さの画像Ｂ、軟部組織の厚さの画像Ｓから、仮想単色Ｘ線画像を得る画像処理を行う。仮想単色Ｘ線画像とは、単一のエネルギーのＸ線を照射した場合に得られることが想定される画像のことである。例えば、仮想単色Ｘ線のエネルギーをＥ_Ｖとしたとき、仮想単色Ｘ線画像Ｖは以下の［数１０］で求められる。
[数１０]
Ｖ＝exp{－μ_Ｂ（Ｅ_Ｖ）Ｂ－μ_Ｓ（Ｅ_Ｖ）Ｓ}
仮想単色Ｘ線画像は、エネルギーサブトラクションと三次元再構成とを組み合わせたＤｕａｌ Ｅｎｅｒｇｙ ＣＴで利用されている。このとき、仮想単色Ｘ線画像のコントラスト対ノイズ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ-Ｔｏ-Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ：ＣＮＲ）を向上させるために、仮想単色Ｘ線のエネルギーＥ_Ｖを変更する。例えば、骨の線減弱係数μ_Ｂ（Ｅ）は、軟部組織の線減弱係数μ_Ｓ（Ｅ）に比べて大きい。しかしながら、仮想単色Ｘ線のエネルギーＥ_Ｖが大きくなるほどその差は小さくなる。従って、骨画像のノイズによる仮想単色Ｘ線画像のノイズ増加が抑制される。一方で、仮想単色Ｘ線のエネルギーＥ_Ｖが小さくなるほど、μ_Ｂ（Ｅ）とμ_Ｓ（Ｅ）の差が大きくなるため、仮想単色Ｘ線画像のコントラストが大きくなる。すなわち、仮想単色Ｘ線画像のエネルギーＥ_Ｖには適切な値が存在する。

なお、本実施形態では骨の厚さＢと軟部組織の厚さＳから仮想単色Ｘ線画像を生成していたが、このような形態に限定されない。上述したように、実効原子番号Ｚと面密度Ｄとを算出してから、実効原子番号Ｚと面密度Ｄとを用いて仮想単色Ｘ線画像を生成してもよい。また、複数のエネルギーＥ_Ｖで生成した複数の仮想単色Ｘ線画像を合成することで、合成Ｘ線画像を生成してもよい。合成Ｘ線画像とは、任意のスペクトルのＸ線を照射した場合に得られることが想定される画像のことである。

また、本実施形態の画像処理では仮想単色Ｘ線画像を生成していたが、このような形態に限定されない。骨の厚さの画像Ｂや軟部組織の厚さの画像Ｓをそのまま表示してもよい。また、骨の厚さの画像Ｂや軟部組織の厚さの画像Ｓに、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得られた画像を表示するようにしてもよい。また、造影剤を注入する前後の低エネルギーの画像（減弱率）と高エネルギーの画像（減弱率）を用いて、骨のＤＳＡ画像（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）を得て、これを表示するようにしてもよい。すなわち、本実施形態における画像処理とは、信号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。

なお、ＤＳＡ画像は、例えば次のようにして取得される。まず、造影剤を注入する前に、Ｘ線撮像を行って低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌ_Ｍと高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈ_Ｍを得る。そして、画像Ｌ_Ｍと画像Ｈ_Ｍから骨の厚さのマスク画像Ｂ_Ｍと軟部組織の厚さのマスク画像Ｓ_Ｍを求める。次に、造影剤を注入した後に撮影した低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌ_Ｌと高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈ_Ｌから、骨の厚さのライブ画像Ｂ_Ｌと軟部組織の厚さのライブ画像Ｓ_Ｌを求める。骨の厚さのライブ画像Ｂ_Ｌから骨の厚さのマスク画像Ｂ_Ｍを引くことで骨のＤＳＡ画像Ｂ_ＤＳＡが得られる。

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、図５～図７で示したように、補正処理、信号処理、画像処理の３ステップで構成される。このとき、[数４]式を解くことで求めた骨の厚みＢや軟部組織の厚みＳを、厚みの推定値とする。また、計測装置等で計測した厚みを、厚みの真値とする。補正処理と信号処理が適切に行われれば、厚みの推定値と真値とが一致するはずである。しかしながら本願発明者が検討を行ったところ、上記のエネルギーサブトラクション処理により得られた厚みの推定値は、厚みの真値に必ずしも一致しないことが判明した。厚みの推定値と厚みの真値との誤差が大きくなると、画像処理後の画像にアーチファクトが生じ得る。

本願発明者が検討を行った結果、誤差の原因として、散乱線、減弱率の線量依存、減弱率の厚みとＸ線スペクトルなどがあることが判明した。本実施形態においては、Ｘ線スペクトルを原因とする誤差を低減する方法を提案する。

図８は、本実施形態に係るＸ線スペクトルの時分割の原理を説明する図である。Ｘ線フォトンエネルギー（放射線フォトンエネルギー）を時系列に取得し、取得したＸ線フォトンエネルギー（放射線フォトンエネルギー）を時間方向に分割することを、Ｘ線スペクトルの時分割という。また、時間方向に分割したＸ線フォトンエネルギーをエネルギー情報という。ここでは一例として、凸型Ｘ線パルスの波形を用いるものとする。Ｘ線発生装置１０１（放射線発生装置）は、管電圧を切り替えて放射線を発生する。凸型Ｘ線パルスを発生する場合に、Ｘ線発生装置１０１（放射線発生装置）は、第１管電圧と、第１管電圧よりも高い第２管電圧と、第１管電圧とを、切り替えてＸ線パルス（凸型Ｘ線パルス）を発生する。

図８（Ａ）は時間と管電圧との関係を示す図であり、図８（Ａ）において、８０１～８０３は、横軸を時間とし、縦軸を管電圧としたＸ線の波形を示している。区間８１１は低エネルギー区間を示し、区間８１２は高エネルギー区間を示し、区間８１３は低エネルギー区間を示す。

図８（Ｂ）は、時間とＸ線フォトンのエネルギーとの関係を示す図であり、図８（Ｂ）において、８０４～８０６は、横軸を時間とし、縦軸をＸ線フォトンのエネルギーとした、Ｘ線フォトン１つひとつのエネルギー情報を示している。信号処理部１３３は、第１の放射線エネルギー（低エネルギー）に対応した信号をサンプルホールドするタイミング（例えば、ＳＨ＿Ｎ）と、第１の放射線エネルギーよりも高い第２の放射線エネルギー（例えば、ＳＨ＿Ｓ）に対応した信号をサンプルホールドするタイミングとで、Ｘ線フォトンエネルギーを分割する。

８０４、８０６は凸型Ｘ線パルスの低エネルギー区間８１１、８１３におけるＸ線フォトン群（低エネルギーのＸ線フォトン群）を示す。同様に、８０５は凸型Ｘ線パルスの高エネルギー区間８１２におけるＸ線フォトン群（高エネルギーのＸ線フォトン群）を示す。

図８（Ｃ）は、Ｘ線のエネルギーとＸ線フォトン数との関係を示す図である。Ｘ線フォトン群８０４、８０６におけるＸ線フォトンのエネルギー情報を集計し、横軸をＸ線のエネルギー、縦軸をＸ線のフォトン数で示すと、図８（Ｃ）に示すような低エネルギーのＸ線スペクトル８０７を取得することができる。同様に、Ｘ線フォトン群８０５におけるＸ線フォトンのエネルギー情報を集計し、横軸をＸ線のエネルギー、縦軸をＸ線のフォトン数で示すと高エネルギーのＸ線スペクトル８０８を取得することができる。Ｘ線スペクトル８０７は集計区間（８１１、８１３）のＸ線エネルギー（８０１、８０３）に応じた形状になる。Ｘ線スペクトル８０８は集計区間（８１２）のＸ線エネルギー（８０２）に応じた形状になる。

以上のように、時間－Ｘ線フォトンエネルギー（時系列のＸ線フォトンエネルギー）のデータを時分割して集計すれば、１パルス内で時間的に変化するＸ線スペクトル８０７、８０８が得られる。

図９に、本実施形態に係るＸ線スペクトルの取得とＸ線撮像システムの駆動タイミングの関係を示す。Ｘ線撮像システムの駆動については図４で説明した通りであるが、図９においては、説明の重複を避けるため図４に示したリセットと読み出しタイミングの図示は省略する。また、参照符号について、図４と共通のものについては説明を省略するものとする。

図９の９０１では、横軸を時間として、Ｘ線、同期信号、サンプルホールドＳＨ＿Ｎ、ＳＨ＿Ｓ、Ｘ線フォトンのエネルギー（時間-Ｘ線フォトンエネルギー）の関係が示されている。また、図８に示したように、８０７、８０８では、横軸をＸ線のエネルギー、縦軸をＸ線のフォトン数として、Ｘ線スペクトルの分布が示されている。８０７は、低エネルギーのＸ線スペクトルの分布を示し、８０８は高エネルギーのＸ線スペクトルの分布を示す。

Ｘ線の照射期間中は同期信号に応じたサンプルホールドと、Ｘ線フォトン一つひとつのエネルギー（時間-Ｘ線フォトンエネルギー）の計測が行われる。取得した時間-Ｘ線フォトンエネルギーの時分割のタイミングは、点線に示したようにＸ線撮像装置１０４の駆動におけるサンプルホールドＳＨ＿Ｎ、ＳＨ＿Ｓと一致するように行われる。これにより、サンプルホールドにより得られた画像（副画像）のＸ線エネルギーと、時分割されたＸ線スペクトルのＸ線エネルギーとが一致する。すなわち、Ｘ線エネルギーの異なる複数の画像（副画像（Ｈ、Ｌ）の実測Ｘ線スペクトルが得られる。ここで、図４に示したように、低エネルギーのＸ線４０１と低エネルギーのＸ線４０３との和に対応した画像４０５を副画像４０５とする。また、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の信号とに対応した画像４０６を副画像４０６とする。

ここで、画像４０５（副画像４０５）は、[数４]式における低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌに対応し、画像４０６（副画像４０６）は高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈに対応する。また、図８、図９に示した低エネルギーのＸ線スペクトル８０７は、[数４]式における低エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｌ（Ｅ）に対応する。同様に、高エネルギーのＸ線スペクトル８０８は、[数４]式における高エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｈ（Ｅ）に対応する。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、それぞれＮＩＳＴなどのデータベースから得られる。

副画像４０５及びＸ線スペクトル８０７と、副画像４０６及びＸ線スペクトル８０８とを用いて、[数４]式の連立方程式を解くことで、精度の高いエネルギーサブトラクション画像が得られる。例えば、物質分離画像として、精度の高い骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを求めることができる。

なお、時間-Ｘ線フォトンエネルギーの計測には、例えば、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）等のＸ線フォトン検出器を用いることができる。また、ＣｄＴｅ検出器を内蔵したＸ線スペクトロメータを用いることも可能である。通常、Ｘ線スペクトロメータはＸ線フォトンのエネルギー情報を自動集計し、Ｘ線スペクトルを出力するが、格納された集計前のデータを取得することにより、時間-Ｘ線フォトンエネルギーのデータを得ることができる。本実施形態において、Ｘ線フォトン検出器やＸ線スペクトロメータは、Ｘ線フォトンエネルギー（放射線フォトンエネルギー）を時系列に取得する取得部として機能し得る。

Ｘ線フォトン群の時分割のタイミングとＸ線撮像装置１０４のサンプルホールドとのタイミングの一致性を高めるために、信号処理部１３３は、Ｘ線発生装置１０１とＸ線撮像装置１０４と、Ｘ線フォトン検出器との同期をとるための信号処理を行う。例えば、Ｘ線発生装置１０１とＸ線撮像装置１０４の同期をとるための同期信号４０７をＸ線フォトン検出の同期に用いてもよい。信号処理部１３３の信号処理により、Ｘ線フォトン検出器は、時間的に変化する管電圧に基づいた放射線の照射に同期してＸ線フォトンエネルギー（放射線フォトンエネルギー）を取得する。

Ｘ線スペクトルを取得する場合、Ｘ線発生装置１０１の管電圧、管電流、照射時間等の条件やＸ線フォトン検出器のパイルアップによる制約から、Ｘ線の強度は制限され得る。１パルスのＸ線から得られるＸ線フォトンのエネルギー情報は数十～数百個程度であり、より精度の高いＸ線スペクトルを得るにはエネルギー情報を増やすことが好ましい。

そこで、信号処理部１３３は、Ｘ線が複数回照射された場合に、Ｘ線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで分割されたＸ線フォトンエネルギーをＸ線エネルギー別に合計してエネルギー情報を取得する。

Ｘ線フォトン検出器は、Ｘ線が少なくとも１回または複数回照射されたＸ線フォトンエネルギーを時系列に取得することが可能である。信号処理部１３３は、Ｘ線が複数回照射された場合に、Ｘ線のエネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングで分割されたＸ線フォトンエネルギーを放射線のエネルギー別に合計してエネルギー情報を取得する。

例えば、図９の９０２、９０３に示したように複数回のＸ線パルスの情報をエネルギー別に合計してＸ線スペクトル８０７、８０８を生成してもよい。この時、Ｘ線パルスの時分割のタイミング（分割タイミング）は照射毎に一致させる必要がある。このため、信号処理部１３３は、Ｘ線が複数回照射された場合、照射毎に一致したタイミングでＸ線フォトンエネルギーを分割する。例えば、Ｘ線の照射毎にＸ線フォトン検出器のタイマーをリセットする等して、照射毎の時分割のタイミングを揃えるのが好ましい。複数回のＸ線パルスの情報をエネルギー別に合計してもＸ線フォトンのエネルギー情報が足りず、集計後のＸ線スペクトルの形状がざらつく場合は、平滑化補正（スムージング補正）により滑らかな形状に補正してもよい。

上記のＸ線スペクトルの取得方法により得られた複数のＸ線スペクトルは実測値であり、Ｘ線フォトン検出器のパイルアップによる誤ったＸ線フォトンのエネルギー情報を含み得る。そのため、パイルアップ補正により誤ったＸ線フォトンエネルギーの情報のみを除外してからエネルギーサブトラクションの演算に用いるのが好ましい。この時のパイルアップ補正は、時分割後の各スペクトルに対し行うのが好ましい。信号処理部１３３は、Ｘ線スペクトル（低エネルギースペクトル、高エネルギースペクトル）において、照射したＸ線のエネルギー領域を超えた超過領域のエネルギースペクトルが含まれている場合、超過領域のＸ線スペクトルを除外する補正（パイルアップ補正）を行うことができる。例えば、照射したＸ線のエネルギー領域の上限または下限を超えた超過領域で計数されたスペクトルの情報が含まれている場合に、信号処理部１３３は、この超過領域で計数されたスペクトルの情報をＸ線フォトン検出器のパイルアップにより生じた誤差として、Ｘ線スペクトルから超過領域のエネルギースペクトルを除外するパイルアップ補正を行う。なお、上記のスムージング補正はパイルアップ補正の後に行ってもよい。

図１０に、第１実施形態に係るＸ線撮像システムにおける処理の流れのフローチャートを示す。図１０のフローチャートでは、図８、図９で説明したＸ線スペクトルの取得を画像撮影の前に行う場合の一例を示す。なお、Ｘ線スペクトルの取得のタイミングは図１０における処理の流れに限定されるものではない。

（Ｓ１００１：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報取得）
Ｓ１００１において、Ｘ線フォトン検出器で時間-Ｘ線フォトンエネルギー（時系列のＸ線フォトンエネルギー）の情報を取得する。

（Ｓ１００２：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報の分割）
次に、Ｓ１００２において、信号処理部１３３は、Ｘ線フォトン検出器で取得された時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を分割する。信号処理部１３３は、時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を、例えば、図８で示したように、サンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ、ＳＨ＿Ｓ）のタイミングに同期して、Ｘ線フォトン群８０４、８０５、８０６に分割する。Ｘ線フォトン群８０４、８０６は凸型Ｘ線パルスの低エネルギー区間８１１、８１３に対応し、Ｘ線フォトン群８０５は凸型Ｘ線パルスの高エネルギー区間８１２に対応するものである。

（Ｓ１００３：集計、複数のスペクトルを取得）
Ｓ１００３において、信号処理部１３３は、分割したＸ線フォトンエネルギーの情報を集計し、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルを取得する。信号処理部１３３は、低エネルギー区間８１１、８１３に対応するＸ線フォトン群８０４、８０６のＸ線フォトンエネルギーの情報と、高エネルギー区間８１２に対応するＸ線フォトン群８０５のＸ線フォトンエネルギーの情報とを用いて、例えば、図８または図９に示したような、低エネルギーのＸ線スペクトル８０７、高エネルギーのＸ線スペクトル８０８を取得する。そして、信号処理部１３３は、取得したＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータを撮像制御装置１０３が有するメモリに格納する。

ここで、取得した複数のスペクトルのデータのうち、例えば、図８または図９に示したような低エネルギーのＸ線スペクトル８０７は、[数４]式における低エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｌ（Ｅ）に対応し、高エネルギーのＸ線スペクトル８０８は、[数４]式における高エネルギーのＸ線におけるスペクトルＮ_Ｈ（Ｅ）に対応する。

（Ｓ１００４：時分割撮影）
Ｓ１００４において、Ｘ線撮像システムを用いた時分割撮影により画像取得が行われる。Ｘ線撮像システムの信号処理部１３３は、例えば、図４または図９のタイミングチャートに基づいた時分割撮影により、放射線を照射して撮影を行い、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像：Ｈ、Ｌ）を取得する。

（Ｓ１００５：エネルギーサブトラクション処理）
そして、Ｓ１００５において、信号処理部１３３は、Ｓ１００４で得られた複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像：Ｈ、Ｌ）と、Ｓ１００３でメモリに格納されたＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータとを用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。

副画像４０５及びＸ線スペクトル８０７と、副画像４０６及びＸ線スペクトル８０８とを用いて、[数４]式の連立方程式を解くことで精度の高いエネルギーサブトラクション画像が得られる。例えば、物質分離画像として、精度の高い骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを求めることができる。

なお、Ｘ線スペクトルの取得までの手順は顧客に提供される前の段階で行われてもよい。例えば、出荷前にサービス部門が事前にデータを取得してメモリに格納してもよい。撮影条件を変えて複数パターンのＸ線スペクトルのデータを用意してメモリに格納しておき、撮影条件に応じてＸ線スペクトルのデータを変更してもよい。撮影条件として、例えば、顧客先での使用が想定される範囲のＸ線の照射条件（例えば、管電圧、管電流、蓄積時間等）や、サンプルホールド条件等が網羅されていることが好ましい。撮影条件の変更例は、Ｘ線の照射条件や、サンプルホールド条件等に限られず、種々の条件を設定してもよい。

本実施形態によれば、照射した放射線のエネルギースペクトルを取得することができる。取得したエネルギースペクトルをエネルギーサブトラクション処理に用いることにより、処理の精度を向上させることが可能になる。

[第２実施形態]
第２実施形態では、Ｘ線スペクトルを時分割する構成に加えて、撮影条件の最適化を行う構成について説明する。第２の実施形態のＸ線撮像システムの構成や駆動は第１実施形態と同様である。

図１１に、本実施形態で説明するＸ線の波形の例を示す。Ｘ線の波形としては種々の波形について本実施形態の処理を適用することが可能であるが、ここでは凸型Ｘ線の波形を例に説明する。凸型Ｘ線は、理想的には図１１（Ａ）の波形のように管電圧の切り替わりのタイミングで直角に電圧が変化し、それ以外は常に一定の値をとる。Ｘ線撮像システムにおけるエネルギーサブトラクション画像の画質は、副画像同士のＸ線エネルギー差ΔＥおよび線量比に依存する。電圧の切り替わりのタイミングでサンプルホールドを行えば、Ｘ線エネルギー差ΔＥおよび線量比は容易に求めることができ、想定した画質のエネルギーサブトラクション画像が得られる。

しかしながら、実際には図１１（Ｂ）の波形のように、管電圧の切り替わりのタイミングで直角に電圧が変化することはなく、電圧の立ち上がり、立下りが鈍っている。このように鈍った波形の場合、副画像のエネルギー差ΔＥおよび線量比の把握が困難になる場合が生じ得る。また、サンプルホールドのタイミングを数ｍｓ変えるだけでエネルギー差ΔＥおよび線量比が大きく変化するため、サンプルホールドをタイミングの設定も難しいものとなり得る。

そこで、本実施形態ではＸ線スペクトルを時分割し、そのときのエネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質をシミュレーションすることで、撮影条件として、例えば、サンプルホールドのタイミングを最適化する。以下、シミュレーションを画質シミュレーションともいう。

図１２に、画質シミュレーションの原理を示す。図１２において、１２０１～１２０３は、横軸を時間とし、縦軸をＸ線フォトンのエネルギーとした、Ｘ線フォトンのエネルギー情報とサンプルホールドタイミングを示した図である。１２０１～１２０３における違いは点線で示されたサンプルホールドＳＨ＿ＮとＳＨ＿Ｓのタイミングのみである。本実施形態では、画質シミュレーションにより取得した画像の画質を示す評価情報（指標）としてＣＮＲ／√線量を用いるものとする。ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅは、エネルギーサブトラクション処理により取得した画像において、ターゲット物質の存在する領域とターゲット物質が存在しない領域とのコントラストと、ノイズとの比（コントラスト対ノイズ比：ＣＮＲ）を線量（Ｄｏｅｓ）の平方根で除算した値である。ターゲット物質の視認性を示すことができ、エネルギーサブトラクション画像の指標として好適に用いることができる。ここで、ターゲット物質とは、被写体に含まれる物質であって、エネルギーサブトラクション処理により分離される物質（例えば、骨や軟部組織等が含まれ得る）を示す。

図１２において、評価情報１２０４～１２０６は、１２０１～１２０３の撮影条件で得た複数の副画像（高エネルギーの画像Ｈ、及び低エネルギーの画像Ｌの２枚）を用いたエネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質を示す。

Ｘ線フォトンのエネルギー情報があれば、サンプルホールドタイミングを変えた際の副画像のＸ線スペクトルだけでなく、Ｘ線のフォトン数、Ｘ線のエネルギーといった情報が得られる。評価情報（ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅ）を求める際に、ノイズ（Ｎ）及び線量（Ｄｏｓｅ）はＸ線のフォトン数とエネルギーから求めることができる。また、コントラストはＸ線スペクトルとＸ線のエネルギーの情報とを[数４]式に代入し連立方程式を解くことにより取得した画像において、ターゲット物質の存在する領域とターゲット物質が存在しない領域とにおけるコントラストを求めることができる。[数４]式の線減弱係数μ_Ｂ（Ｅ）、軟部組織の線減弱係数μ_Ｓ（Ｅ）、骨の厚さＢ、軟部組織の厚さＳ等の物質の種類と厚みは撮影のターゲットとなる被写体に合わせて任意に変更可能である。

以上より、Ｘ線フォトンのエネルギー情報があれば、エネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質をシミュレーションすることができる。撮影条件としてサンプルホールドのタイミングを、例えば、図１２の１２０１～１２０３のように変えて評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅを計算し（例えば、１２０４～１２０６）、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅが最大となるような撮影条件を用いれば、サンプルホールドのタイミングを最適化することができ、これにより良好な画質のエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。

図１３に、シミュレーションにより得られたサンプルホールドのタイミングとエネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質との相関を示す。横軸はＳＨ＿Ｓのタイミングを示し、縦軸は評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅを示す。また、グラフの系列１３０２は異なるＳＨ＿Ｎのタイミングである。縦軸方向の評価情報の最大値１３０１の条件が最適なサンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ、ＳＨ＿Ｓ）の条件となる。評価情報の最大値１３０１のサンプルホールドタイミングで画像取得を行い、かつ第１実施形態で説明した方法で取得した時分割のＸ線スペクトルを用いれば、エネルギーサブトラクション処理により良好な画質の画像を得ることができる。

図１４に、第２実施形態に係るＸ線撮像システムにおけるサンプルホールドタイミングの最適化処理のフローチャートを示す。図１４において、破線で囲んだＳ１４０２～Ｓ１４０５の処理は、シミュレーションによる処理である。

（Ｓ１４０１：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報取得）
Ｓ１４０１において、Ｘ線フォトン検出器で時間-Ｘ線フォトンエネルギー（時系列のＸ線フォトンエネルギー）の情報を取得する。

(Ｓ１４０２：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を分割、分割位置変更）
次に、Ｓ１４０２において、信号処理部１３３は、Ｘ線フォトン検出器で取得された時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を、設定されたサンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）のタイミングで分割する。ここで、添え字ｉ、ｊは、繰り返し処理においてサンプルホールドの設定を変更するパラメータである。パラメータをｉ＝ｉ＋１・・・、ｊ＝ｊ＋１・・・等と変更することにより、サンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_ｉ、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）のタイミングを変えることができる。繰り返し処理において、例えば、パラメータｉを変更すると、図１３の１３０２についてＳＨ＿Ｎの設定が変わり、パラメータｊを変更すると、図１３の横軸方向についてＳＨ＿Ｓの設定が変わる。

信号処理部１３３は、時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を、設定されたサンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）のタイミングに基づいて、Ｘ線フォトン群（例えば、８０４、８０５、８０６）に分割する。

（Ｓ１４０３：集計、複数のスペクトルを取得）
Ｓ１４０３において、信号処理部１３３は、分割したＸ線フォトンエネルギーの情報を集計し、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルを取得する。そして、信号処理部１３３は、取得したＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータを撮像制御装置１０３が有するメモリに格納する。

（Ｓ１４０４：画質評価）
Ｓ１４０４において、Ｘ線撮像システムを用いた時分割撮影により、放射線を照射して撮影を行い、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）を取得する。そして、信号処理部１３３は、取得した複数の画像（副画像：Ｈ、Ｌ）と、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータとを用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、取得した画像（エネルギーサブトラクション画像：エネサブ画像）の評価情報を計算し、メモリに記憶する。

信号処理部１３３は、サンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）の設定を変えてＳ１４０２～Ｓ１４０４の処理を繰り返し実行する。信号処理部１３３は、設定を変えたサンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）に基づいて、時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を分割し、分割したＸ線フォトンエネルギーの情報を集計し、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルを取得する。そして、信号処理部１３３は、エネルギーサブトラクション処理を行い、取得した画像（エネルギーサブトラクション画像：エネサブ画像）の評価情報を計算し、メモリに記憶する。

（Ｓ１４０５：最適なサンプルホールドタイミングを求める）
Ｓ１４０５において、信号処理部１３３は、撮影条件として、Ｘ線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングを変更して、評価情報が最大値となるタイミングを設定する。信号処理部１３３は、Ｓ１４０２～Ｓ１４０４の処理を繰り返し実行することにより取得した複数の評価情報を比較して、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅが最大となるサンプルホールドタイミングを、最適なサンプルホールドタイミングとして求める。シミュレーションにより取得した最適なサンプルホールドタイミングを用いて、以下の時分割撮影（Ｓ１４０６）を行う。

（Ｓ１４０６：時分割撮影）
Ｓ１４０６において、最適なサンプルホールドタイミングに基づいて、Ｘ線撮像システムを用いた時分割撮影により画像取得が行われる。Ｘ線撮像システムは、時分割撮影により放射線を照射して撮影を行い、信号処理部１３３は、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）を取得する。

（Ｓ１４０７：エネルギーサブトラクション処理）
Ｓ１４０７において、信号処理部１３３は、複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）と、最適なサンプルホールドタイミングで取得されたＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータとを用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌ（副画像）及び低エネルギーのＸ線スペクトルと、高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈ（副画像）及び高エネルギーのＸ線スペクトルとを用いて、[数４]式の連立方程式を解くことで、精度の高いエネルギーサブトラクション画像が得られる。例えば、物質分離画像として、精度の高い骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを求めることができる。

本実施形態によれば、照射した放射線のエネルギースペクトルを取得することができる。取得したエネルギースペクトルをエネルギーサブトラクション処理に用いることにより、処理の精度を向上させることが可能になる。

[第３実施形態]
第３実施形態では、Ｘ線スペクトルを時分割し、そのときのエネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質をシミュレーションすることで、撮影条件として、サンプルホールドのタイミングとＸ線の照射条件とを最適化する構成について説明する。第３の実施形態のＸ線撮像システムの構成や駆動は第１実施形態と同様であり、エネルギーサブトラクション処理により取得した画像の画質評価およびシミュレーションの構成は第２実施形態と同様である。

図１５に、第３実施形態に係るＸ線撮像システムにおけるサンプルホールドタイミングとＸ線の照射条件との最適化処理のフローチャートを示す。図１４のフローチャートとの違いは、Ｘ線の照射条件の変更のループが追加されている点であり、図１５の処理フローにおいて、サンプルホールドのタイミングに加え、Ｘ線の照射条件の最適化も行う。図１５において、破線で囲んだＳ１５０２～Ｓ１５０６の処理は、シミュレーションによる処理である。

（Ｓ１５０１：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報取得）
Ｓ１５０１において、Ｘ線フォトン検出器で時間-Ｘ線フォトンエネルギー（時系列のＸ線フォトンエネルギー）の情報を取得する。ここで、Ｘ線発生装置１０１におけるＸ線の照射条件（ｋ）を設定する。ここで、ｋは、繰り返し処理においてＸ線の照射条件の設定を変更するパラメータである。パラメータをｋ＝ｋ＋１・・・等と変更することにより、Ｘ線の照射条件を変えることができる。

(Ｓ１５０２：時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を分割、分割位置変更）
次に、Ｓ１５０２において、信号処理部１３３は、Ｘ線フォトン検出器で取得された時間-Ｘ線フォトンエネルギーの情報を、設定されたサンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）のタイミングで分割する。

（Ｓ１５０３：集計、複数のスペクトルを取得）
Ｓ１５０３において、信号処理部１３３は、分割したＸ線フォトンエネルギーの情報を集計し、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルを取得する。そして、信号処理部１３３は、取得したＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータを撮像制御装置１０３が有するメモリに格納する。

（Ｓ１５０４：画質評価）
Ｓ１５０４において、Ｘ線撮像システムを用いた時分割撮影により、放射線を照射して撮影を行い、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）を取得する。そして、信号処理部１３３は、取得した複数の画像（副画像：Ｈ、Ｌ）と、Ｘ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータとを用いてエネルギーサブトラクション処理を行い、取得した画像（エネルギーサブトラクション画像：エネサブ画像）の評価情報を計算し、メモリに記憶する。

信号処理部１３３は、サンプルホールド（ＳＨ＿Ｎ_i、ＳＨ＿Ｓ_ｊ）の設定を変えてＳ１５０２～Ｓ１５０４の処理を繰り返し実行する。

（Ｓ１５０５：最適なサンプルホールドタイミングを求める）
Ｓ１５０５において、信号処理部は、Ｓ１５０２～Ｓ１５０４の処理を繰り返し実行することにより取得した複数の評価情報を比較して、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅが最大となるサンプルホールドタイミングを、最適なサンプルホールドタイミングとして求める。

そして、信号処理部１３３は、処理をＳ１５０１に戻し、Ｘ線の照射条件（ｋ）を変更して同様の処理を繰り返す。信号処理部１３３は、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅが最大となるサンプルホールドタイミンを設定し、Ｘ線の照射条件（ｋ）を変更した条件の下に評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅを計算し、メモリに記憶する。

（Ｓ１５０６：最適なＸ線の照射条件を求める）
Ｓ１５０６において、信号処理部１３３は、撮影条件を変更したエネルギーサブトラクション処理のシミュレーションにより取得された画像の画質を評価情報に基づいて評価し、評価情報が最大値となる撮影条件を設定する。本ステップでは、信号処理部１３３は、撮影条件として、Ｘ線の照射条件を変更して、評価情報が最大値となる照射条件を設定する。信号処理部１３３は、Ｘ線の照射条件（ｋ）を変更する条件の下に、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅを計算する処理を繰り返し実行し、取得した複数の評価情報を比較して、評価情報ＣＮＲ／√Ｄｏｓｅが最大となるＸ線の照射条件（ｋ）を最適なＸ線の照射条件として求める。シミュレーションにより取得した最適なサンプルホールドタイミング（Ｓ１５０５）、及び最適なＸ線の照射条件（Ｓ１５０６）を用いて、以下の時分割撮影（Ｓ１５０７）を行う。

（Ｓ１５０７：時分割撮影）
Ｓ１５０７において、最適な撮影条件（Ｘ線の照射条件、サンプルホールドタイミング）で時分割撮影を行う。すなわち、最適なＸ線の照射条件及び最適なサンプルホールドタイミングに基づいて、Ｘ線撮像システムを用いた時分割撮影により画像取得が行われる。Ｘ線撮像システムは、時分割撮影により放射線を照射して撮影を行い、信号処理部１３３は互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）を取得する。

（Ｓ１５０８：エネルギーサブトラクション処理）
Ｓ１５０８において、信号処理部１３３は、複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像（副画像）と、最適な撮影条件（Ｘ線の照射条件、サンプルホールドタイミング）で取得されたＸ線エネルギーの異なる複数のスペクトルのデータとを用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。

低エネルギーにおける減弱率の画像Ｌ（副画像）及び低エネルギーのＸ線スペクトルと、高エネルギーにおける減弱率の画像Ｈ（副画像）及び高エネルギーのＸ線スペクトルとを用いて、[数４]式の連立方程式を解くことで、精度の高いエネルギーサブトラクション画像が得られる。例えば、物質分離画像として、精度の高い骨の厚みの画像Ｂと軟部組織の厚みの画像Ｓを求めることができる。

本実施形態によれば、照射した放射線のエネルギースペクトルを取得することができる。取得したエネルギースペクトルをエネルギーサブトラクション処理に用いることにより、処理の精度を向上させることが可能になり、より良好な画質のエネルギーサブトラクション画像が得られる。

（変形例）
第１実施形態～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Ｘ線センサとした。しかしながら開示の技術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。

第１実施形態～第３実施形態では、Ｘ線のエネルギーが第１のエネルギーレベルと第１のエネルギーレベルよりも高い第２のエネルギーレベルと、を有する高低２つのＸ線のエネルギーを用いる場合について説明した。しかしながら開示の技術は、このような実施形態に限定されない。例えば、Ｘ線のエネルギーのレベルが３つ以上の場合についても適用可能である。

第１実施形態～第３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。しかしながら開示の技術はこのような形態に限定されない。複数の蛍光体１０５および二次元検出器１０６を重ねる積層型とすることで、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構成としてもよい。二次元検出器１０６は医療用に限定されるものではなく、工業用の二次元検出器であってもよい。

第１実施形態～第３実施形態では、放射線撮影システムの撮像制御装置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。しながら開示の技術はこのような形態に限定されない。撮像制御装置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、処理の結果を放射線撮影システムで表示してもよい。

第１実施形態～第３実施形態では、Ｘ線の管電圧を能動的に切り替えた場合において、凸型のＸ線の例を説明した。しかしながら、実施の形態は、この例に限定されず、例えば、階段状に管電圧を切り替えてもよい。段数は２段の階段でもよいし、段数は３段以上の階段でもよい。また、上りの階段のように、管電圧が増加するように切り替えてもよいし、下りの階段のように、管電圧が減少するように切り替えてもよい。例えば、上りの階段のように、管電圧が増加する場合、Ｘ線発生装置１０１は、少なくとも、第１管電圧と、第１管電圧よりも高い第２管電圧と、切り替えてＸ線を発生する。また、下りの階段のように、管電圧が減少する場合、Ｘ線発生装置１０１は、少なくとも、第２管電圧と第１管電圧とを切り替えてＸ線を発生する。

サンプルホールドやＸ線フォトンエネルギーの時分割は階段の段数に合わせて増減させてもよい。例えば、図４で説明したように、最も高い管電圧を中央値に設定し、中央値に対して左側の管電圧を階段状に増加するように設定し、中央値に対して右側の管電圧を階段状に減少するように設定してもよい。

また、第１実施形態～第３実施形態では、Ｘ線発生装置１０１（放射線発生装置）の管電圧を変化させていた。しかしながら開示の技術は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に照射されるＸ線のエネルギーを変化させてもよい。

第１実施形態～第３実施形態では、骨と軟物質の分離といった医療用途を例に説明した。しかしながら、開示の技術は、このような形態に限定されない。例えば、回路基板の不良品検査などの工業用途にも適用することができる。

また、第２実施形態及び第３実施形態では、エネルギーサブトラクション画像の画質を評価するための指標としてＣＮＲ／√Ｄｏｓｅを用いた。しかしながら開示の技術は、この指標を用いた実施形態に限定されない。例えば、線量を考慮せずに、ＣＮＲを指標にしてもよい。あるいは、副画像（画像Ｈと画像Ｌ）のエネルギー差ΔＥや線量比など、画質の以外のパラメータを指標としてもよい。例えば、信号処理部１３３は、複数の画像（画像Ｈと画像Ｌ）を取得する際に照射されたX線エネルギーのエネルギー差を用いた評価情報、又は、複数の画像を取得する際に照射されたＸ線の線量比を用いた評価情報、が最大値となる撮影条件を設定してもよい。

本明細書の開示は、以下の放射線撮像装置、情報処理装置、情報処理方法（放射線撮像方法）及びプログラムを含む。

（項目１） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理手段を備える放射線撮像装置。

（項目２） 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備え、
前記処理手段は、
前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する放射線撮像装置。

（項目３） 前記処理手段は、前記エネルギー情報における時系列のフォトン数をカウントすることにより前記エネルギースペクトルを取得する項目１または２に記載の放射線撮像装置。

（項目４） 前記処理手段は、第１の放射線エネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングと、前記第１の放射線エネルギーよりも高い第２の放射線エネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングとで、前記放射線フォトンエネルギーを分割する項目１乃至３のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目５） 放射線が少なくとも１回または複数回照射された前記放射線フォトンエネルギーを時系列に取得する取得手段を更に備え、
前記処理手段は、前記放射線が複数回照射された場合に、前記放射線のエネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングで分割された前記放射線フォトンエネルギーを前記放射線のエネルギー別に合計して前記エネルギー情報を取得する項目１乃至４のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目６）
前記処理手段は、前記放射線が複数回照射された場合、照射毎に一致した前記タイミングで前記放射線フォトンエネルギーを分割する項目５に記載の放射線撮像装置。

（項目７） 時間的に変化する管電圧に基づいた放射線の照射に同期して前記放射線フォトンエネルギーを取得する取得手段を更に備える項目１乃至４のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目８） 前記処理手段は、前記エネルギースペクトルにおいて、放射線のエネルギー領域を超えた超過領域のエネルギースペクトルが含まれている場合、当該超過領域のエネルギースペクトルを除外するパイルアップ補正を行う項目１乃至７のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目９） 前記処理手段は、前記エネルギースペクトルの波形を、滑らかな形状に補正するスムージング補正を行う項目１乃至８のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目１０） 管電圧を切り替えて放射線を発生する放射線発生手段を更に備え、
前記放射線発生手段は、
第１管電圧と、前記第１管電圧よりも高い第２管電圧と、前記第１管電圧とを、切り替えて前記放射線を発生する、又は、
少なくとも、前記第１管電圧と第２管電圧とを切り替えて前記放射線を発生する、又は、
少なくとも、前記第２管電圧と前記第１管電圧とを切り替えて前記放射線を発生する項目１乃至９のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目１１） 前記処理手段は、撮影条件を変更した前記エネルギーサブトラクション処理のシミュレーションにより取得された画像の画質を評価情報に基づいて評価し、前記評価情報が最大値となる撮影条件を設定する項目２に記載の放射線撮像装置。

（項目１２） 前記処理手段は、前記撮影条件として、前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングを変更して、前記評価情報が最大値となる前記タイミングを設定する項目１１に記載の放射線撮像装置。

（項目１３）
前記処理手段は、前記撮影条件として、前記放射線の照射条件を変更して、前記評価情報が最大値となる前記照射条件を設定する項目１１に記載の放射線撮像装置。

（項目１４） 前記処理手段は、
前記画像のコントラストとノイズとの比を用いた評価情報、又は、
前記コントラストとノイズとの比を前記放射線の線量の平方根で除算した値を用いた評価情報、が最大値となる前記撮影条件を設定する項目１１乃至１３のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目１５） 前記処理手段は、
前記複数の画像を取得する際に照射された前記複数の放射線エネルギーのエネルギー差を用いた評価情報、又は、
前記複数の画像を取得する際に照射された前記放射線の線量比を用いた評価情報、が最大値となる前記撮影条件を設定する項目１１乃至１４のいずれか１項目に記載の放射線撮像装置。

（項目１６） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備える放射線撮像装置。

（項目１７） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理手段を備える情報処理装置。

（項目１８） 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備え、
前記処理手段は、
前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する情報処理装置。

（項目１９） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備える情報処理装置。

（項目２０） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理工程を備える情報処理方法。

（項目２１） 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理工程を備え、
前記処理工程では、
前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する情報処理方法。

（項目２２） 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理工程を備える情報処理方法。

（項目２３） コンピュータを、項目１乃至１６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置の処理手段として機能させるプログラム。

［その他の実施形態］
開示の技術は、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。

開示の技術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：撮像制御装置（情報処理装置）、１０４：Ｘ線撮像装置（放射線撮像装置）

Claims (23)

1. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理手段を備える放射線撮像装置。
2. 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備え、
   前記処理手段は、
   前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する放射線撮像装置。
3. 前記処理手段は、前記エネルギー情報における時系列のフォトン数をカウントすることにより前記エネルギースペクトルを取得する請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
4. 前記処理手段は、第１の放射線エネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングと、前記第１の放射線エネルギーよりも高い第２の放射線エネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングとで、前記放射線フォトンエネルギーを分割する請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
5. 放射線が少なくとも１回または複数回照射された前記放射線フォトンエネルギーを時系列に取得する取得手段を更に備え、
   前記処理手段は、前記放射線が複数回照射された場合に、前記放射線のエネルギーに対応した信号をサンプルホールドするタイミングで分割された前記放射線フォトンエネルギーを前記放射線のエネルギー別に合計して前記エネルギー情報を取得する請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
6. 前記処理手段は、前記放射線が複数回照射された場合、照射毎に一致した前記タイミングで前記放射線フォトンエネルギーを分割する請求項５に記載の放射線撮像装置。
7. 時間的に変化する管電圧に基づいた放射線の照射に同期して前記放射線フォトンエネルギーを取得する取得手段を更に備える請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
8. 前記処理手段は、前記エネルギースペクトルにおいて、放射線のエネルギー領域を超えた超過領域のエネルギースペクトルが含まれている場合、当該超過領域のエネルギースペクトルを除外するパイルアップ補正を行う請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
9. 前記処理手段は、前記エネルギースペクトルの波形を、滑らかな形状に補正するスムージング補正を行う請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
10. 管電圧を切り替えて放射線を発生する放射線発生手段を更に備え、
    前記放射線発生手段は、
    第１管電圧と、前記第１管電圧よりも高い第２管電圧と、前記第１管電圧とを、切り替えて前記放射線を発生する、又は、
    少なくとも、前記第１管電圧と第２管電圧とを切り替えて前記放射線を発生する、又は、
    少なくとも、前記第２管電圧と前記第１管電圧とを切り替えて前記放射線を発生する請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
11. 前記処理手段は、撮影条件を変更した前記エネルギーサブトラクション処理のシミュレーションにより取得された画像の画質を評価情報に基づいて評価し、前記評価情報が最大値となる撮影条件を設定する請求項２に記載の放射線撮像装置。
12. 前記処理手段は、前記撮影条件として、前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングを変更して、前記評価情報が最大値となる前記タイミングを設定する請求項１１に記載の放射線撮像装置。
13. 前記処理手段は、前記撮影条件として、前記放射線の照射条件を変更して、前記評価情報が最大値となる前記照射条件を設定する請求項１１に記載の放射線撮像装置。
14. 前記処理手段は、
    前記画像のコントラストとノイズとの比を用いた評価情報、又は、
    前記コントラストとノイズとの比を前記放射線の線量の平方根で除算した値を用いた評価情報、が最大値となる前記撮影条件を設定する請求項１１に記載の放射線撮像装置。
15. 前記処理手段は、
    前記複数の画像を取得する際に照射された前記複数の放射線エネルギーのエネルギー差を用いた評価情報、又は、
    前記複数の画像を取得する際に照射された前記放射線の線量比を用いた評価情報、が最大値となる前記撮影条件を設定する請求項１１に記載の放射線撮像装置。
16. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備える放射線撮像装置。
17. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理手段を備える情報処理装置。
18. 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備え、
    前記処理手段は、
    前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する情報処理装置。
19. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理手段を備える情報処理装置。
20. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計して、エネルギースペクトルを取得する処理を行う処理工程を備える情報処理方法。
21. 被写体に放射線を照射して撮影を行うことで得た互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像と、時系列に取得された放射線フォトンエネルギーに基づいて取得したエネルギースペクトルとを用いて、エネルギーサブトラクション処理を行う処理工程を備え、
    前記処理工程では、
    前記放射線エネルギーの信号をサンプルホールドするタイミングで、前記放射線フォトンエネルギーを分割したエネルギー情報を集計して、前記エネルギースペクトルを取得する情報処理方法。
22. 時系列に取得された放射線フォトンエネルギーを時間方向に分割して得たエネルギー情報を集計することで得られるエネルギースペクトルを用いて、被写体に放射線を照射して撮影を行うことにより、互いに異なる複数の放射線エネルギーに対応した複数の画像を取得し、前記複数の画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う処理工程を備える情報処理方法。
23. コンピュータを、請求項１、２、１６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置の処理手段として機能させるプログラム。

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