JP6815273B2 - 放射線画像撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム - Google Patents

放射線画像撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム Download PDF

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Description

本開示は、放射線画像撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムに関する。
従来、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を各々含んで構成される複数の画素が配置された放射線検出器を用いて放射線画像データを生成する場合、放射線画像データに含まれる暗電流の成分等を補正する技術が知られている（特許文献１及び特許文献２参照）。
国際公開第２０１１／０９３１４５号公報 国際公開第２０１２／０３２８０１号公報
ところで、放射線の照射方向に積層され、各々異なるエネルギーの放射線が照射される２つの放射線検出器を備えた放射線画像撮影装置において、各放射線検出器の検出結果を用いて被検体に関する情報を導出する技術が知られている。この放射線画像撮影装置では、放射線が照射される側（放射線源に近い側）に配置された第１放射線検出器等により放射線が吸収されるため、第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に配置された第２放射線検出器に到達する放射線量が少なくなる。
上記従来の技術では、このような第２放射線検出器により生成される放射線画像データに対する補正の精度を向上するには十分ではなかった。
本開示は、上記事情を考慮して成されたものであり、第２放射線検出器により生成された放射線画像データの補正の精度を向上することができる、放射線画像撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理装置を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本開示の放射線画像撮影装置は、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び第１の撮影の後から第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、補正用画像データに含まれる第１成分を補正する第１補正部と、第１補正部により補正された補正用画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正する第２補正部と、放射線が非照射の状態で第１放射線検出器により生成され、かつ第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する第３補正部と、を備える。
また、本開示の放射線画像撮影装置の補正用画像データは、第１成分と、複数の画素に残留する電荷において温度に依存して変化する第２成分と、を含んでもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置の補正用画像データを生成するタイミングは、前回補正用画像データを生成してからの温度の変化が、第２成分の温度に対する変化量に応じて予め定められた許容範囲内のタイミングであってもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置は、第２の撮影において第２放射線検出器の画素に残留する電荷の第１成分の量が、予め定められた閾値以下の場合は、第２補正部は、第１補正部により補正された補正用画像データに代えて、第２の撮影に最も近いタイミングで生成された補正用画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正してもよい。
また、本開示の放射線画像撮影総理は、第３補正部が補正に用いる補正用画像データは、第１の撮影に最も近いタイミングで生成された補正用画像データであってもよい。
２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正してもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置の補正用画像データを生成する間隔は、第１成分の時間変化に応じて予め定められた、第１成分の変化量が閾値以上変化する間隔であってもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置の第１補正部は、第２の撮影に最も近いタイミングで第２放射線検出器により生成された補正用画像データに含まれる第１成分を補正してもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置は、第２補正部により補正された第２放射線検出器により生成された放射線画像データと、第３補正部により補正された第１放射線検出器により生成された放射線画像データとを用いて撮影対象である被検体の情報を導出する導出部をさら備えてもよい。
また、本開示の放射線画像撮影装置の第１放射線検出器及び第２放射線検出器の各々は、複数の画素が形成された基板と、放射線が照射されることにより光を発する発光層と、を備え、第１放射線検出器及び第２放射線検出器の各々の発光層は、各発光層の厚み、各発光層に充填され、放射線が照射されることにより発光する粒子の粒径、粒子の重層構造、粒子の充填率、付活剤のドープ量、各発光層の材料、及び各発光層の層構造の少なくとも１つの変更、並びに各発光層の基板と非対向の面への光を反射する反射層の形成の何れかが行われていてもよい。
一方、上記目的を達成するために、本開示の画像処理装置は、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する画像処理装置であって、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び第１の撮影の後から第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、補正用画像データに含まれる第１成分を補正する第１補正部と、第１補正部により補正された補正用画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正する第２補正部と、放射線が非照射の状態で第１放射線検出器により生成され、かつ第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する第３補正部と、を備える。
一方、上記目的を達成するために、本開示の画像処理方法は、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する画像処理方法であって、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び第１の撮影の後から第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、補正用画像データに含まれる第１成分を補正し、補正された補正用画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正し、放射線が非照射の状態で第１放射線検出器により生成され、かつ第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する、処理を含む。
また、上記目的を達成するために、本開示の画像処理プログラムは、照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する処理をコンピュータに実行させる画像処理プログラムであって、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び第１の撮影の後から第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、補正用画像データに含まれる第１成分を補正し、補正された補正用画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正し、放射線が非照射の状態で第１放射線検出器により生成され、かつ第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する、処理を含む。
本開示によれば、第２放射線検出器により生成された放射線画像データの補正の精度を向上することができる。
実施形態の放射線画像撮影システムの構成の一例を示すブロック図である。 実施形態の放射線画像撮影装置の構成の一例を示す側面断面図である。 シンチレータのＴＦＴ基板と反対側の面に反射層を形成した場合の構成の一例を示す断面図である。 実施形態の放射線画像撮影装置における第１放射線検出器の電気系の要部構成の一例を示すブロック図である。 実施形態の放射線画像撮影装置における第２放射線検出器の電気系の要部構成の一例を示すブロック図である。 実施形態のコンソールの電気系の要部構成の一例を示すブロック図である。 放射線検出器及び第２放射線検出器の各々に到達する放射線量の説明に供するグラフである。 骨密度の導出に用いるＤＸＡプロファイルの導出対象とする領域の一例を示す正面図である。 骨密度の導出処理の説明に供するグラフである。 ラグ成分の説明に供するグラフである。 オフセット画像データに対する暗電流成分とラグ成分との変化の説明に供する図である。 骨密度を導出するための画像データに対するラグ成分の影響の説明に供するグラフである。 実施形態の放射線画像撮影装置の第１放射線検出器の制御部で実行される第１画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。 実施形態の放射線画像撮影装置の第２放射線検出器の制御部で実行される第２画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。 実施形態のコンソールの制御部で実行される骨密度導出処理の流れの一例を示すフローチャートである。
以下、図面を参照して、本開示の技術を実施するための形態例を詳細に説明する。
まず、図１を参照して、本実施形態の放射線画像撮影システム１０の構成について説明する。図１に示すように、放射線画像撮影システム１０は、放射線照射装置１２、放射線画像撮影装置１６、及びコンソール１８を備えている。なお、本実施形態のコンソール１８が、本開示の画像処理装置の一例である。
本実施形態の放射線照射装置１２は、例えばエックス線（Ｘ線）等の放射線Ｒを撮影対象の一例である被検体Ｗに照射する放射線源１４を備えている。放射線照射装置１２の一例としては、回診車等が挙げられる。なお、放射線照射装置１２に対して放射線Ｒの照射を指示する方法は、特に限定されない。例えば、放射線照射装置１２が照射ボタン等を備えている場合は、放射線技師等のユーザが照射ボタンにより放射線Ｒの照射の指示を行うことで、放射線照射装置１２から放射線Ｒを照射してもよい。また、例えば、放射線技師等のユーザが、コンソール１８を操作して放射線Ｒの照射の指示を行うことで、放射線照射装置１２から放射線Ｒを照射してもよい。
放射線照射装置１２は、放射線Ｒの照射の指示を受け付けると、設定された管電圧、管電流、及び照射期間等の曝射条件に従って、放射線源１４から放射線Ｒを照射する。なお、以下では、放射線Ｒの線量を、「放射線量」という。
次に、図２を参照して、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の構成について説明する。図２に示すように、放射線画像撮影装置１６は、放射線Ｒを透過する平板状の筐体２１を備え、防水性、抗菌性、及び密閉性を有する構造とされている。筐体２１内には、被検体Ｗを透過した放射線Ｒを各々検出する第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂが設けられている。また、筐体２１内には、放射線制限部材２４、制御基板２６Ａ、制御基板２６Ｂ、及びケース２８が設けられている。放射線画像撮影装置１６は、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂを用いて、被検体Ｗの放射線画像を撮影する。なお、以下では、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂを区別せずに総称する場合は、「放射線検出器２０」という。
第１放射線検出器２０Ａは、放射線画像撮影装置１６における放射線Ｒの入射側に配置され、第２放射線検出器２０Ｂは、第１放射線検出器２０Ａの放射線Ｒが透過されて出射される側に積層されて配置されている。また、第１放射線検出器２０Ａは、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）基板３０Ａ、及び放射線Ｒが照射されることにより光を発する発光層の一例としてのシンチレータ２２Ａを備えている。また、ＴＦＴ基板３０Ａ及びシンチレータ２２Ａは、放射線Ｒの入射側からＴＦＴ基板３０Ａ及びシンチレータ２２Ａの順番で積層されている。なお、上記「積層」とは、放射線画像撮影装置１６における放射線Ｒの入射側又は出射側から視認した場合に、第１放射線検出器２０Ａと第２放射線検出器２０Ｂとが重なって視認される状態のことをいい、具体的にどのように重なっているかは問わない。例えば、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂ、又は、第１放射線検出器２０Ａ、放射線制限部材２４、及び第２放射線検出器２０Ｂが、互いに接触した状態で重なっていてもよいし、積層方向に空間を有した状態で重なっていてもよい。
また、第２放射線検出器２０Ｂは、ＴＦＴ基板３０Ｂ、及び上記発光層の一例としてのシンチレータ２２Ｂを備えている。また、ＴＦＴ基板３０Ｂ及びシンチレータ２２Ｂは、放射線Ｒの入射側からＴＦＴ基板３０Ｂ及びシンチレータ２２Ｂの順番で積層されている。
すなわち、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂは、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂ側から放射線Ｒが照射される表面読取方式（所謂ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）方式）の放射線検出器である。
本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、第１放射線検出器２０Ａのシンチレータ２２Ａと、第２放射線検出器２０Ｂのシンチレータ２２Ｂとは、シンチレータの組成が異なる。具体的には、一例として、シンチレータ２２Ａは、ＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を主成分として含んでおり、シンチレータ２２Ｂは、ＧＯＳ（ガドリニウム硫酸化物）を主成分として含んでいる。ＧＯＳは、ＣｓＩよりも高エネルギー側の放射線Ｒに対する感度が高い。なお、シンチレータ２２Ａの組成及びシンチレータ２２Ｂの組成の組み合わせは、上記の例に限定されず、例えば、他の組成の組み合わせでもよいし、同じ組成の組み合わせでもよい。
また、例えば、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、厚みによっても発光特性が変化し、厚くなる程、発光量が多く、感度が高くなるが光散乱等で画質が低下する。
また、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、例えば、上記ＧＯＳ等、放射線Ｒが照射されることにより発光する粒子を充填して形成する場合、粒子の粒径が大きい程、発光量が多く、感度が高くなるが、光散乱が多くなって隣接する画素３２に影響を与えるため、画質が低下する。
また、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、小粒子と大粒子の重層構造とすることができる。例えば、本実施形態の放射線画像撮影装置１６と異なり、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの各々において、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂ側からＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂ側に向けて放射線Ｒが照射される場合、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは放射線Ｒの照射側に近い側を小粒子が充填された領域とし、放射線Ｒが出射する側であるＴＦＴ基板３０側を大粒子が充填された領域とした方が画像のボケが少ないが、小粒子で放射状に発した光の斜め成分がＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂまで届き難く感度が低下する。また、小粒子が充填された領域と大粒子が充填された領域との比率を異ならせて、小粒子が充填された領域による層に対して大粒子が充填された領域による層を多くすることにより感度が高くなるが、光散乱が隣接する画素３２に影響を与えるので、画質が低下する。
また、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、上記粒子の充填率が高いほど感度が高くなるが、光の散乱が多くなり画質が低下する。ここで、充填率とは、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂの粒子の総体積の各々をシンチレータ２２Ａ、２２Ｂの体積で除した後、１００を乗じた値（シンチレータ２２Ａ、２２Ｂの粒子の総体積／シンチレータ２２Ａ、２２Ｂの体積×１００）である。なお、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、粉体を取り扱う上、充填率が８０％を超えると製造上困難であるため、充填率が５０体積％〜８０体積％であることが好ましい。
また、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、付活剤のドープ量によっても発光特性が変化し、付活剤のドープ量が多くなるほど発光量が増加する傾向があるが、光の散乱が多くなり画質が低下する。
また、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、用いる材料を変えることにより、放射線Ｒに対する発光特性が異なる。例えば、本実施形態の放射線画像撮影装置１６と異なり、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの各々において、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂ側からＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂ側に向けて放射線Ｒが照射される場合、シンチレータ２２ＡをＧＯＳで形成し、シンチレータ２２ＢをＣｓＩ（Ｔｌ）で形成することにより、シンチレータ２２Ａは感度重視となり、シンチレータ２２Ｂは画質重視となる。
また、シンチレータ２２A、２２Ｂは、平板状や柱状分離の層構造とすることにより、放射線Ｒに対する発光特性が異なる。
例えば、シンチレータ２２Ａを平板状の層構造とし、シンチレータ２２Ｂを柱状分離の層構造とすることにより、シンチレータ２２Ａは感度重視となり、シンチレータ２２Ｂは画質重視となる。
また、図３に示すように、シンチレータ２２Ａ、２２ＢのＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂと反対側の面に放射線Ｒ線を透過し、可視光を反射する反射層２３Ａ、２３Ｂを形成することにより、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂにより発生した光をより効率的にＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂへ導けるため、感度が向上する。なお、反射層２３Ａ、２３Ｂを設ける方法は、スパッタ法、蒸着法、及び塗布法のいずれでもよく、特に限定されない。反射層２３Ａ、２３Ｂとしては、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、Ａｌ、Ｎｉ、及びＴｉ等、使用するシンチレータ２２Ａ、２２Ｂの発光波長領域での反射率の高い物質が好ましい。例えば、シンチレータ２２Ａ、２２ＢがＧＯＳ：Ｔｂの場合、波長は４００ｎｍ〜６００ｎｍにおいて反射率の高いＡｇ、Ａｌ、及びＣｕ等がよく、厚さは、０．０１μｍ未満では反射率が得られず、３μｍを超えても反射率の向上で更なる効果得られないため、０．０１μｍ〜３μｍが好ましい。
そのため、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂは、粒子の粒径、粒子の重層構造、粒子の充填率、付活剤のドープ量、材料、層構造の変更、及び反射層２３Ａ、２３Ｂの形成に応じて、特性を異ならせてもよいことはいうまでもない。
また、第１放射線検出器２０Ａと第２放射線検出器２０Ｂとの間には、放射線Ｒの透過を制限する放射線制限部材２４が設けられている。放射線制限部材２４の一例としては、銅及び錫等の板状部材が挙げられる。また、放射線制限部材２４は、放射線の制限（透過率）を均一とするため、放射線Ｒの入射方向における厚みのばらつきが１％以下であることが好ましい。なお、第１放射線検出器２０Ａで十分に放射線Ｒが吸収される場合は、放射線制限部材２４は設けなくてもよい。
制御基板２６Ａは、第１放射線検出器２０Ａに対応して設けられ、後述する画像メモリ５６Ａ及び制御部５８Ａ等の電子回路が形成された基板である。また、制御基板２６Ｂは、第２放射線検出器２０Ｂに対応して設けられ、後述する画像メモリ５６Ｂ及び制御部５８Ｂ等の電子回路が形成された基板である。また、制御基板２６Ａ及び制御基板２６Ｂは、第２放射線検出器２０Ｂにおける放射線Ｒの入射側の反対側に配置されている。
ケース２８は、筐体２１内の一端側の放射線検出器２０とは重ならない位置（すなわち、撮影領域の範囲外）に配置され、後述する電源部７０等が収容される。なお、ケース２８の設置位置は特に限定されず、例えば、第２放射線検出器２０Ｂの放射線の入射側の反対側の位置であって、放射線検出器２０と重なる位置に配置されてもよい。
次に、図４及び図５を参照して、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の電気系の要部構成について説明する。図４は、第１放射線検出器２０Ａにかかわる放射線画像撮影装置の電気系の要部構成の一例を示すブロック図であり、図５は、第２放射線検出器２０Ｂにかかわる放射線画像撮影装置の電気系の要部構成の一例を示すブロック図である。
図４に示すように、ＴＦＴ基板３０Ａには、画素３２が一方向（図４の行方向）及び一方向に交差する交差方向（図４の列方向）に２次元状に複数設けられている。画素３２は、センサ部３２Ａ、及び電界効果型薄膜トランジスタ（ＴＦＴ、以下、単に「薄膜トランジスタ」という。）３２Ｂを含む。
センサ部３２Ａは、図示しない上部電極、下部電極、及び光電変換膜等を含み、シンチレータ２２Ａが発する光を吸収して電荷を発生させ、発生させた電荷を蓄積する。薄膜トランジスタ３２Ｂは、センサ部３２Ａに蓄積された電荷を制御信号に応じて読み出して出力する電気信号に変換して出力する。なお、センサ部３２Ａが放射線量の増加に伴い、発生する電荷が増加する変換素子の一例である。
また、ＴＦＴ基板３０Ａには、上記一方向に延設され、各薄膜トランジスタ３２Ｂをオン及びオフさせるための複数本のゲート配線３４が設けられている。また、ＴＦＴ基板３０Ａには、上記交差方向に配設され、オン状態の薄膜トランジスタ３２Ｂを介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６が設けられている。
また、ＴＦＴ基板３０Ａの隣り合う２辺の一辺側にゲート配線ドライバ５２Ａが配置され、他辺側に信号処理部５４Ａが配置されている。ＴＦＴ基板３０Ａの個々のゲート配線３４はゲート配線ドライバ５２Ａに接続され、ＴＦＴ基板３０Ａの個々のデータ配線３６は信号処理部５４Ａに接続されている。
ＴＦＴ基板３０Ａの各薄膜トランジスタ３２Ｂは、ゲート配線ドライバ５２Ａからゲート配線３４を介して供給される制御信号により各ゲート配線３４毎（本実施形態では、図４に示した行単位）で順にオン状態とされる。そして、オン状態とされた薄膜トランジスタ３２Ｂによって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて信号処理部５４Ａに入力される。これにより、電荷が各ゲート配線３４毎（本実施形態では、図４に示した行単位）で順に読み出され、二次元状の放射線画像を示す画像データが取得される。
信号処理部５４Ａは、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路及びサンプルホールド回路（何れも図示省略）を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、及びＡ／Ｄ（Analog／Digital）変換器が順に接続されている。そして、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、マルチプレクサにより順次選択された電気信号がＡ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
信号処理部５４Ａには後述する制御部５８Ａが接続されており、信号処理部５４ＡのＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは制御部５８Ａに順次出力される。制御部５８Ａには画像メモリ５６Ａが接続されており、信号処理部５４Ａから順次出力された画像データは、制御部５８Ａによる制御によって画像メモリ５６Ａに順次記憶される。画像メモリ５６Ａは所定の枚数分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６Ａに順次記憶される。
制御部５８Ａは、ＣＰＵ（Central Processing Unit）６０、ＲＯＭ（Read Only Memory）とＲＡＭ（Random Access Memory）等を含むメモリ６２、及びフラッシュメモリ等の不揮発性の記憶部６４を備えている。制御部５８Ａの一例としては、マイクロコンピュータ等が挙げられる。本実施形態では、メモリ６２に、後述する第１画像処理のプログラムが記憶されている。
通信部６６は、制御部５８Ａに接続され、無線通信及び有線通信の少なくとも一方により、放射線照射装置１２及びコンソール１８等の外部の装置との間で各種情報の送受信を行う。電源部７０は、前述した各種回路や各素子(ゲート配線ドライバ５２Ａ、信号処理部５４Ａ、画像メモリ５６Ａ、制御部５８Ａ、及び通信部６６等）に電力を供給する。なお、図４では、錯綜を回避するために、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線の図示を省略している。
なお、図５に示すように、第２放射線検出器２０ＢのＴＦＴ基板３０Ｂ、ゲート配線ドライバ５２Ｂ、信号処理部５４Ｂ、画像メモリ５６Ｂ、及び制御部５８Ｂの各構成部品については、制御部５８Ｂの記憶部６４にラグ成分時間変化情報６５（詳細後述）が格納されており、またメモリ６２に、後述する第２画像処理が記憶されている点が異なる以外は、各々第１放射線検出器２０Ａの対応する構成部品と同様であるため、ここでの説明を省略する。なお、制御部５８Ａ及び制御部５８Ｂは、互いに通信可能に接続されている。
以上の構成により、本実施形態の放射線画像撮影装置１６は、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの各々を用いて、放射線画像の撮影を行う。なお、以下では、第１放射線検出器２０Ａによる撮影により得られた放射線画像を「第１放射線画像」といい、第１放射線画像を示す画像データを「第１放射線画像データ」という。また、以下では、第２放射線検出器２０Ｂによる撮影により得られた放射線画像を「第２放射線画像」といい、第２放射線画像を示す画像データを「第２放射線画像データ」という。
次に、図６を参照して、本実施形態のコンソール１８の構成について説明する。図６に示すように、コンソール１８は、制御部８０を備える。制御部８０は、コンソール１８の全体的な動作を司るＣＰＵ８２、各種プログラム及び各種パラメータ等が予め記憶されたＲＯＭ８４、及びＣＰＵ８２による各種プログラムの実行時のワークエリア等として用いられるＲＡＭ８６を備える。
また、コンソール１８は、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）等の不揮発性の記憶部８８を備える。記憶部８８は、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された放射線画像を示す画像データ、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された放射線画像を示す画像データ、及びその他の各種データを記憶して保持する。
また、コンソール１８は、表示部９２、操作部９４、及び通信部９６を備えている。表示部９２は、撮影に関する情報等及び撮影により得られた放射線画像等を表示する。操作部９４は、放射線画像の撮影の指示操作及び撮影された放射線画像の画像処理に関する指示等を、ユーザが入力するために用いられる。操作部９４は、一例としてキーボードの形態を有するものであってもよいし、表示部９２と一体化されたタッチパネルの形態を有するものであってもよい。通信部９６は、無線通信及び有線通信の少なくとも一方により、放射線画像撮影装置１６及び放射線照射装置１２との間で各種情報の送受信を行う。また、通信部９６は、無線通信及び有線通信の少なくとも一方により、ＰＡＣＳ(Picture Archiving and Communication System：画像保存通信システム）及びＲＩＳ（Radiology Information System：放射線情報システム）等の外部のシステムとの間で各種情報の送受信を行う。
制御部８０、記憶部８８、表示部９２、操作部９４、及び通信部９６の各部が、バス９９を介して互いに接続されている。
ところで、本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、第１放射線検出器２０Ａ及び放射線制限部材２４により放射線Ｒが吸収されるため、第２放射線検出器２０Ｂに到達する放射線量は、第１放射線検出器２０Ａに到達する放射線量よりも少なくなる。さらに、放射線制限部材２４は、それを構成する素材にもよるが、一般に、放射線Ｒを構成するエネルギーのうち、軟線成分を硬線成分よりも多く吸収するという特徴を持つ。そのため、第２放射線検出器２０Ｂに到達する放射線Ｒのエネルギー分布は、第１放射線検出器２０Ａに到達する放射線Ｒのエネルギー分布に比べると、硬線成分に偏った分布を持つ。
本実施形態では、一例として、第１放射線検出器２０Ａに到達した放射線Ｒは、第１放射線検出器２０Ａにより約５０％吸収されて放射線画像の撮影に用いられる。また、第１放射線検出器２０Ａを透過して放射線制限部材２４に到達した放射線Ｒは、放射線制限部材２４により約６０％吸収される。また、第１放射線検出器２０Ａ及び放射線制限部材２４を透過して第２放射線検出器２０Ｂに到達した放射線Ｒは、第２放射線検出器２０Ｂにより約５０％吸収されて放射線画像の撮影に用いられる。なお、放射線Ｒのエネルギーによっては放射線検出器２０及び放射線制限部材２４による放射線の吸収率は異なるため、スペクトルの形状は変化する。
すなわち、第２放射線検出器２０Ｂによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量は、第１放射線検出器２０Ａによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量の約２０％となる。なお、第１放射線検出器２０Ａによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量と、第２放射線検出器２０Ｂによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量との比は、上記の比に限らない。但し、第２放射線検出器２０Ｂによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量は、診断の観点から、第１放射線検出器２０Ａによる放射線画像の撮影に用いられる放射線量の１０％以上であることが好ましい。
また、放射線Ｒは低エネルギーの成分から吸収される。図７を参照して、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの各々により吸収される放射線Ｒについて説明する。なお、図７は、放射線源１４の管電圧を８０ｋＶとした場合において、縦軸は放射線Ｒの単位面積当たりの吸収量を示し、横軸は放射線Ｒのエネルギーを示している。また、図７の実線Ｊ１は、第１放射線検出器２０Ａが吸収する放射線Ｒについてのエネルギーと単位面積当たりの吸収量との関係を示している。また、図７の実線Ｊ２は、第２放射線検出器２０Ｂが吸収する放射線Ｒについてのエネルギーと単位面積当たりの吸収量との関係を示している。放射線Ｒは低エネルギーの成分から吸収されるため、一例として図７に示すように、第２放射線検出器２０Ｂに到達する放射線Ｒのエネルギー成分は、第１放射線検出器２０Ａに到達する放射線Ｒのエネルギー成分の低エネルギー成分が除かれたものとなる。すなわち、第１放射線検出器２０Ａに照射される放射線Ｒと、第１放射線検出器２０Ａを透過して第２放射線検出器２０Ｂに照射される放射線Ｒとは、エネルギーが異なる。従って、本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、エネルギーの異なる放射線Ｒが各放射線検出器２０に照射されることによって、各放射線検出器２０により放射線画像が生成される。
ところで、本実施形態のコンソール１８は、エネルギーの異なる放射線Ｒ（第１のエネルギーの放射線Ｒ及び第２のエネルギーの放射線Ｒ）が各放射線検出器２０に照射されることによって、各放射線検出器２０により生成された放射線画像データを各々取得する。また、コンソール１８は、第１放射線画像データと第２放射線画像データとの対応する画素毎に画素値の比を導出することによって、被検体Ｗの骨密度を導出するための画像データを生成する。なお、以下では、被検体Ｗの骨密度を導出するための画像データを「ＤＸＡ（Dual-energy X-ray Absorptiometry）画像データ」といい、ＤＸＡ画像データが示す画像を「ＤＸＡ画像」という。具体的には、コンソール１８は、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データの各々の各画素値に対してログ変換を行う。そして、コンソール１８は、第１放射線画像データに対してログ変換を行って得られた画像データから、第２放射線画像データに対してログ変換を行って得られた画像データを、対応する画素毎に減算することによりＤＸＡ画像データを生成する。このように、本実施形態のＤＸＡ画像は、本開示の導出用差分画像の一例である。
また、本実施形態のコンソール１８は、一例として図８に示すように、ＤＸＡ画像における被検体Ｗの骨部の断面方向（図８の例では横方向）の各画素値（すなわち、第１放射線画像と第２放射線画像との対応する画素の画素値の比）から骨密度を導出する。
図９に、図８に示すＤＸＡ画像における導出領域Ｒ１の各画素の画素値を示す。なお、図９の横軸は、図８の横方向の画素位置を示す。また、図９の縦軸は、図８の横方向の各画素位置における図８の縦方向の複数の画素の画素値の平均値を示す。なお、以下では、図９に示す図８の横方向に沿った各画素位置の画素値のデータ群を「ＤＸＡプロファイル」という。また、ＤＸＡプロファイルを表す曲線を、プロファイル曲線（図１０、プロファイル曲線Ｐｄｘａ参照）という。すなわち、ＤＸＡプロファイルとは、第１放射線画像と第２放射線画像との差分画像であり、骨密度の導出に用いるＤＸＡ画像の、軟部組織に対応する領域及び骨部組織に対応する領域を有する導出領域Ｒにおける、画素の位置と画素値との対応関係を表したものである。
図９に示すように、ＤＸＡプロファイルにおける画素値は、被検体Ｗの骨部組織に対応する画素位置において、軟部組織に対応する画素位置の画素値よりも小さくなる。本実施形態のコンソール１８は、骨部組織の領域（以下、「骨部領域」という）の両側の軟部組織の領域（以下、「軟部領域」という）の各々について、画素値の平均値を導出し、各軟部領域の中央部の画素位置における導出した平均値同士を結んだ直線（以下、「基準線」という）Ｋを導出する。また、コンソール１８は、骨部領域の各画素位置について、基準線Ｋと画素値との差を積算することによって、骨部領域の面積（図９に示す斜線部分の面積）を導出する。この面積が、被検体Ｗの骨量に応じた値となる。なお、図９における骨部領域と軟部領域とが所定の画素数だけ離れているのは、例えば、骨部による散乱線等に起因するノイズの影響を抑制するためである。
また、コンソール１８は、導出した面積を骨部領域の幅に対応する画素数で除算することによって、単位画素数当たりの骨部領域と軟部領域との画素値の差を導出する。この差が、被検体Ｗの骨密度に応じた値となる。そして、コンソール１８は、導出した単位画素数当たりの骨部領域と軟部領域との画素値の差に、所定の単位変換係数を乗算することによって、被検体Ｗの骨密度を導出する。なお、本実施形態では、ＤＸＡプロファイルの導出に用いられる導出領域Ｒ１のＤＸＡ画像データ内の画素位置、ＤＸＡプロファイルにおける軟部領域の画素位置、及び骨部領域の画素位置は、被検体Ｗ及び撮影部位等に応じて予め定められている。
ところで、放射線画像撮影装置１６では、放射線検出器２０の画素３２において、読み出しきれずに残留する電荷が、次回の撮影において放射線検出器２０により生成された放射線画像データに影響を与えることが知られている。画素３２に残留する電荷には、温度の変化に依存して電荷量が変化する成分と、時間の変化に依存して電荷量が変化する成分とが含まれる。
温度の変化に依存して電荷量が変化する成分としては、例えば、暗電流による成分（以下、「暗電流成分」という）が挙げられる。また、時間の変化に依存して電荷量が変化する成分としては、例えば、ラグと呼ばれる成分（以下、「ラグ成分」という）が挙げられる。本実施形態の暗電流成分が、本開示の第２成分の一例であり、本実施形態のラグ成分が、本開示の第１成分の一例である。
ラグ成分は、放射線Ｒの照射により画素３２内で発生した電子や正孔の一部が、一種の準安定なエネルギーレベル（metastable state）に遷移して、画素３２での移動性を失った状態によるものと考えられている。ラグ成分は、準安定なエネルギーレベルから、時間の変化に応じて徐々に伝導帯に遷移することにより移動性が復活するが、その遷移速度は、暗電流成分の変化に比べてゆっくりである。従って、暗電流成分に比べて、画素３２に残留し易い。
また、図１０に示すようにラグ成分は、ラグ成分が発生した当初（図１０におけるｔ０参照）、すなわち放射線画像撮影装置１６に放射線Ｒが照射された直後）で、画素３２内での単位時間当たりの電荷の発生量が最も大きく、時間が経過するにつれて電荷量が減少していく。このようなラグ成分は、ラグ成分が発生した当初の電荷量をＡ、ラグ成分が発生してからの経過時間をｔ、及び係数をαとすると、下記（１）式で表される。
・・・（１）
（１）式及び一例として図１０に示したように、放射線画像撮影装置１６に照射された放射線量等に応じて、ラグ成分の大きさ（電荷量）が異なる。図１０に示した例では、ラグ成分Ｌ２の方が、ラグ成分Ｋ１に比べて、照射された放射線量が多い状態を示している。なお、発生した当初のラグ成分の大きさが異なっていても、その半減期は同じである。例えば、図１０に示した例では、ラグ成分Ｌ１及びラグ成分Ｌ２共に、半減期はｔ１である。
放射線画像の画像データから暗電流成分及びラグ成分を除去するために、放射線画像撮影装置１６では、放射線Ｒが非照射の状態において、所定のタイミングで、画素３２のＴＦＴ３２Ｂをオフ状態にし、画素３２から電荷を読み出してオフセット画像データを取得し、取得したオフセット画像データを用いて、放射線画像デーを補正する。本実施形態のオフセット画像データが、本開示の補正用画像データの一例である。
しかしながら、オフセット画像データを取得するタイミングによって、オフセット画像データに含まれるラグ成分の大きさ（量）が異なる。例えば、図１０に示した例において、経過時間ｔ１で取得したオフセット画像データ１と、経過時間ｔ２で取得したオフセット画像データ２とでは、経過時間ｔ１と経過時間ｔ２との間で温度の変化が生じなかった場合、図１１に示した例のように、暗電流成分は、変化しない。一方、ラグ成分は、オフセット画像データ２の方が、減少している。
このように、ラグ成分は時間により変化するため、ラグ成分が完全に画素３２から流出する前に、被検体Ｗの放射線画像の撮影を行うと、オフセット画像データをそのまま用いても放射線画像データの補正を適切に行えない場合がある。例えば、図１０に示した場合において、経過時間ｔ３において被検体Ｗの放射線画像の撮影を行った場合について説明する。この場合、誤差範囲内の変化や許容範囲内の変化は無視して、経過時間ｔ１と経過時間ｔ２との間で温度の変化が生じていないとみなせる場合、オフセット画像データ２を用いて放射線画像データを補正すれば、暗電流成分については補正できる。なお、ここで「完全」とは、誤差等は無視して「完全」とみなせればよく、また、時間により変化しない程度のラグ成分ならば補正等により除去できるため、残留していてもよい。
しかしながら、図１０に示すように、ラグ成分は、経過時間ｔ２と経過時間ｔ３とで、経過時間ｔ３の方が減少しているため、オフセット画像データ２を用いて放射線画像データを補正しても、ラグ成分については適切に補正できない。ここで、経過時間ｔ２と経過時間ｔ３との間で変化したラグ成分の量は、微小である。そのため、放射線検出器２０に照射される放射線量が多く、放射線量に応じて画素３２で発生する電荷量が多い場合は、ラグ成分の変化量による影響を問題としない（考慮しない）でもよい場合がある。しかしながら、放射線検出器２０に照射される放射線量が少なく、放射線量に応じて画素３２で発生する電荷量が少ない場合は、ラグ成分の変化量による影響が顕著に現れる場合がある。
上述のように、本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、第１放射線検出器２０Ａ及び放射線制限部材２４により放射線Ｒが吸収されるため、第２放射線検出器２０Ｂに到達する放射線量は、第１放射線検出器２０Ａに到達する放射線量よりも少なくなる。特に、骨密度の導出においては、一例として図１２に示したように、第１放射線画像データのコントラスト（軟部領域と骨部領域との画素比）に比べて、第２放射線画像データのコントラスト比は小さくなる。なお、図１２は、ＤＸＡプロファイルと同様に、導出領域Ｒ１に対応する領域の第１放射線画像データのプロファイルと、導出領域Ｒ１に対応する領域の第２放射線画像データのプロファイルとを示している。
ラグ成分は、コントラスト比に影響を与えるため、第１放射線検出器２０Ａで生成された第１放射線画像データでは、ラグ成分の変化量の影響は無視してもよいが、第２放射線検出器２０Ｂで生成された第２放射線画像データでは、ラグ成分の変化量の影響は無視できない。
そこで、本実施形態のコンソール１８は、第２放射線検出器２０Ｂにより生成された第２放射線画像データを、ラグ成分及び暗電流成分について適切なオフセット画像データを用いて補正を行うことにより、第２放射線画像データの補正の精度を向上させ、骨密度の導出精度を向上させる。
次に、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の作用を説明する。
まず、第１放射線検出器２０Ａにより生成される第１放射線画像データに対する画像処理について説明する。図１３には、本実施形態の放射線画像撮影装置１６における第１放射線検出器２０Ａの制御部５８Ａが実行する第１画像処理の流れの一例を表したフローチャートを示す。なお、本実施形態の第１放射線検出器２０Ａでは、コンソール１８から、放射線画像の撮影開始（または撮影準備の開始）の指示を受信した場合に、制御部５８Ａがメモリ６２に記憶されている第１画像処理のプログラムを実行することにより、図１３に示した第１画像処理が実行される。なお、本実施形態の制御部５８ＡのＣＰＵ６０が画像処理のプログラムを実行することにより、本実施形態の制御部５８Ａが、本開示の第３補正部の一例として機能する。
図１３のステップＳ１５０で制御部５８Ａは、所定の時間が経過したか否かを判定する。本実施形態の放射線検出器２０では、所定の時間が経過する毎に、オフセット画像データの取得を行う。なお、所定の時間は、上記図１１に示したように、暗電流成分が変化しない時間とすることが好ましく、予め実験等により、温度変化による暗電流成分の変化が無いとみなせる、または変化量が許容範囲である時間を得ておけばよい。
制御部５８Ａは、図示を省略したタイマ等により、所定の時間が経過したか否かを判定する。所定の時間が経過していない場合は、ステップＳ１５０の判定が否定判定となり、待機状態となる。一方、所定の時間が経過した場合は、ステップＳ１５０の判定が肯定判定となり、ステップＳ１５２へ移行する。
ステップＳ１５２で制御部５８Ａは、第１放射線検出器２０Ａからオフセット画像データを取得する。
次のステップＳ１５４で制御部５８Ａは、撮影を実行するか否かを判定する。撮影の実行、具体的には、本実施形態の放射線画像撮影装置１６は、ユーザにより、放射線源１４から放射線Ｒを照射する指示が成された場合に、撮影を実行すると判定する。なお、ユーザによる放射線Ｒの照射の指示は、図示を省略した照射スイッチ等により行われ、コンソール１８を介して放射線画像撮影装置１６に指示される。
未だ撮影を実行しない場合、ステップＳ１５４の判定が否定判定となり、ステップＳ１５０に戻り、上記処理を繰り返して、所定の時間毎にオフセット画像データを取得する。一方、撮影を実行する場合、ステップＳ１５４の判定が肯定判定となり、ステップＳ１５６へ移行する。
ステップＳ１５６で制御部５８Ａは、第１放射線検出器２０Ａ（ＴＦＴ基板３０Ａ）で生成された第１放射線画像データを取得する。そして、次のステップＳ１５８で制御部５８Ａは、第１放射線画像データを、オフセット画像データにより補正する。なお、ここで、第１放射線画像データの補正に用いるオフセット画像データは、撮影を実行したタイミングに最も近いタイミングで取得されたオフセット画像データである。次のステップＳ１６０で制御部５８Ａは、補正した第１放射線画像データを放射線画像撮影装置１６に出力する。
次のステップＳ１６２で制御部５８Ａは、本第１画像処理を終了するか否かを判定する。続けて、放射線画像の撮影を行う場合は、ステップＳ１６２の判定が否定判定となり、ステップＳ１５０に戻り、本第１画像処理を繰り返す。一方、放射線画像の撮影を終了する場合、ステップＳ１６２の判定が肯定判定となり、本第１画像処理を終了する。
次に、第２放射線検出器２０Ｂにより生成される第２放射線画像データに対する画像処理について説明する。図１４には、本実施形態の放射線画像撮影装置１６における第２放射線検出器２０Ｂの制御部５８Ｂが実行する第２画像処理の流れの一例を表したフローチャートを示す。なお、本実施形態の第２放射線検出器２０Ｂでは、第１放射線検出器２０Ａと同様に、コンソール１８から、放射線画像の撮影開始（または撮影準備の開始）の指示を受信した場合に、制御部５８Ｂがメモリ６２に記憶されている第２画像処理のプログラムを実行することにより、図１４に示した第２画像処理が実行される。なお、本実施形態の制御部５８ＢのＣＰＵ６０が第２画像処理のプログラムを実行することにより、本実施形態の制御部５８Ｂが、本開示の第１補正部及び第２補正部の一例として機能する。
図１４のステップＳ１００で制御部５８Ｂは、所定の時間が経過したか否かを判定する。第２放射線検出器２０Ｂにおける、オフセット画像データを取得するタイミングを決める所定の時間が、上述した第１放射線検出器２０Ａにおける所定の時間と同様である。
制御部５８Ｂは、図示を省略したタイマ等により、所定の時間が経過したか否かを判定する。所定の時間が経過していない場合は、ステップＳ１００の判定が否定判定となり、待機状態となる。一方、所定の時間が経過した場合は、ステップＳ１００の判定が肯定判定となり、ステップＳ１０２へ移行する。
ステップＳ１０２で制御部５８Ｂは、第２放射線検出器２０Ｂからオフセット画像データを取得する。
次のステップＳ１０４で制御部５８Ｂは、上記制御部５８Ａと同様（図１３、ステップＳ１５４参照）に、撮影を実行するか否かを判定する。未だ撮影を実行しない場合、ステップＳ１０４の判定が否定判定となり、ステップＳ１００に戻り、上記処理を繰り返して、所定の時間毎にオフセット画像データを取得する。一方、撮影を実行する場合、ステップＳ１０４の判定が肯定判定となり、ステップＳ１０６へ移行する。そして、ステップＳ１０６で制御部５８Ｂは、第２放射線検出器２０Ｂ（ＴＦＴ基板３０Ｂ）で生成された第２放射線画像データを取得する。
次のステップＳ１０８で制御部５８Ｂは、撮影を実行したタイミングにおける画素３２に残留するラグ成分を導出（推定）する。上述したように、ラグ成分は、上記（１）式で表される。そこで、本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、上記αを予め実験等により得ておき、制御部５８Ｂの記憶部６４にラグ成分時間変化情報６５として、上記αを表す情報を予め記憶させておく。
そして、オフセット画像データと、そのオフセット画像データの取得における、ラグ成分が発生した当初、すなわち前回の放射線画像の撮影の実行からの経過時間と、の組合せを少なくとも２組以上、用いることで、上記（１）式におけるラグ成分が発生した当初の電荷量であるＡが不明でも、ラグ成分を見積もることができる。
例えば、上記図１０に示した例では、経過時間ｔ１とオフセット画像データ１との組合せ、経過時間ｔ２とオフセット画像データ２との組合せ、及びラグ成分時間変化情報６５を用いることにより、経過時間がｔ３の撮影を実行したタイミングにおけるラグ成分を見積もることができる。
なお、ここで、撮影を実行したタイミングにおけるラグ成分の導出に用いるオフセット画像データは、ラグ成分の導出の精度を高めるためには、十分にラグ成分が変化しているオフセット画像データ同士を用いることが好ましい。例えば、十分な精度が得られるラグの変化量を予め実験等により得ておき、得られた変化量を閾値として用い、この閾値以上に、ラグ成分が変化しているオフセット画像データ同士の組合せを用いることが好ましい。なお、図１０や上記（１）式に示したように、ラグ成分は、発生した当初の変化量は大きいが、時間が経過するにつれて変化量が少なくなる。そのため、ラグ成分の発生した当初からの経過時間が長くなるほど、ラグ成分の導出に用いるオフセット画像データ同士の取得タイミングの間隔が広くなる。
次のステップＳ１１０では、上記ステップＳ１０８で導出したラグ成分が許容値以下であるか否かを判定する。画素３２に残留する、すなわち生成された第２放射線画像データに含まれるラグ成分が少なく、かつ第２放射線画像データにランダムノイズが重畳している場合、ラグ成分の補正を行うことで、ランダムノイズの成分が増加してしまう場合があり、第２放射線画像データの補正精度が低下する場合がある。そのため、本実施形態の制御部５８Ｂでは、第２放射線画像データに与える影響、具体的には骨密度の算出に与える影響を考慮し、ラグ成分について許容値を予め実験等により得ておき、導出したラグ成分が許容値以下である場合は、ラグ成分の補正を行わない。
そのため、ステップＳ１０８で導出したラグ成分が、許容値以下の場合は、ステップＳ１１０の判定が否定判定となり、ステップＳ１１４へ移行する。この場合、ステップＳ１１４で制御部５８Ｂは、撮影を実行したタイミングに最も近いタイミングで取得されたオフセット画像データにより、第２放射線画像データを補正する。
一方、ステップＳ１０８で導出したラグ成分が、許容値を超える場合は、ステップＳ１１０の判定が否定判定となり、ステップＳ１１２へ移行する。ステップＳ１１２で制御部５８Ｂは、オフセット画像データのラグ成分を、上記ステップＳ１０８で導出したラグ成分に応じて補正する。そして、次のステップＳ１１４で制御部５８Ｂは、ステップＳ１１４により補正されたオフセット画像データにより、第２放射線画像データを補正する。
次のステップＳ１１６で制御部５８Ｂは、補正した第２放射線画像データを放射線画像撮影装置１６に出力する。
次のステップＳ１１８で制御部５８Ｂは、本第２画像処理を終了するか否かを判定する。続けて、放射線画像の撮影を行う場合は、ステップＳ１１８の判定が否定判定となり、ステップＳ１００に戻り、本第１画像処理を繰り返す。一方、放射線画像の撮影を終了する場合、ステップＳ１１８の判定が肯定判定となり、本第２画像処理を終了する。
一方、このようにして、制御部５８Ａから出力された第１放射線画像データ及び制御部５８Ｂから出力された第２放射線画像データは、コンソール１８に入力され、一旦、コンソール１８の記憶部８８に記憶される。
本実施形態のコンソール１８では、ユーザから操作部９４を介して、骨密度の導出を指示された場合に、制御部８０のＣＰＵ８２がＲＯＭ８４に記憶されている骨密度導出処理プログラムを実行することにより、図１５に示した骨密度導出処理が実行される。図１５には、本実施形態のコンソール１８の制御部８０が実行する骨密度導出処理の流れの一例を表したフローチャートを示す。なお、本実施形態の制御部８０のＣＰＵ８２が骨密度導出処理プログラムを実行することにより、本実施形態の制御部８０が、本開示の導出部、の一例として機能する。
図１５のステップＳ２００で制御部８０は、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを取得する。なお、本実施形態では、一例として、制御部８０は、記憶部８８から第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを取得する。
次のステップＳ２０２で制御部８０は、上述したように、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを用いてＤＸＡ画像データ（ＤＸＡ画像）を生成する。次のステップＳ１０４で制御部８０は、上述したように、ＤＸＡ画像データを用いてＤＸＡプロファイルを導出する。
そして、次のステップＳ２０６で制御部８０は、上述したように、ＤＸＡ画像データを用いて骨密度を導出する。さらに、次のステップＳ２０８で制御部８０は、導出した骨密度を表示部９２に表示させた後、本骨密度導出処理を終了する。
以上説明したように、本実施形態の放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ｂは、放射線Ｒが照射された状態で第２放射線検出器２０Ｂにより第２放射線画像データが生成される第１の撮影の後から、放射線Ｒが照射された状態で第２放射線検出器２０Ｂにより第２放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線Ｒが非照射の状態で第２放射線検出器２０Ｂにより生成されたオフセット画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、複数の画素３２に残留する電荷において時間に依存して変化するラグ成分の時間変化を表す情報であるラグ成分時間変化情報６５、及び第１の撮影の後から第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、オフセット画像データに含まれるラグ成分を補正する。また、制御部５８Ｂは、補正されたオフセット画像データを用いて、第２の撮影により第２放射線検出器２０Ｂで生成された第２放射線画像データを補正する。
このように、本実施形態の制御部５８Ｂによれば、撮影を実行したタイミングに応じたラグ成分を含むオフセット画像データにより、第２放射線画像データを補正するため、第２放射線画像の補正精度が向上する。
また、補正精度が向上した第２放射線画像データを用いてコンソール１８の制御部８０が骨密度を導出するため、骨密度の導出精度が向上する。すなわち、本実施形態の放射線画像撮影装置１６によれば、照射される放射線Ｒの線量が少ない、第２放射線検出器２０Ｂにより生成される第２放射線画像データの補正精度を向上させることにより、骨密度の導出精度を向上させることができる。
なお、本実施形態で説明した放射線画像撮影システム１０、放射線画像撮影装置１６、及びコンソール１８等の構成及び動作等は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において状況に応じて変更可能であることはいうまでもない。
例えば、本実施形態では、オフセット画像データとオフセット画像データの取得におけるラグ成分の発生当初からの経過時間との組合せを複数用いてラグ成分を導出する態様について説明したが、ラグ成分を導出する態様は本実施形態に限定されない。例えば、３つ以上のオフセット画像データと、各オフセット画像データの取得間隔とを用いて、ラグ成分時間変化情報６５に基づいてラグ成分を導出してもよい。
また、本実施形態では、第２放射線検出器２０Ｂで生成された第２放射線画像データの補正に用いるオフセット画像データに対してラグ成分の補正を行ったが、第１放射線検出器２０Ａで生成された第１放射線画像データの補正に用いるオフセット画像データに対してもラグ成分の補正を行ってもよい。
また、本実施形態において、制御部５８Ａ及び制御部５８Ｂが実行した第１画像処理及び第２画像表示処理を、コンソール１８制御部８０が実行してもよい。また、放射線画像撮影装置１６が制御部５８Ａ及び制御部５８Ｂを統括する統括制御部を有する構成の場合は、統括制御部において、第１画像処理、第２画像処理、及び骨密度導出処理の少なくとも１つを実行してもよい。また、例えば、コンソール１８とネットワークを介して接続された他の装置が第１画像処理、第２画像処理、及び骨密度導出処理の少なくとも１つを実行してもよい。
また、本実施形態に限定されず、放射線画像撮影装置１６は、ＴＦＴ基板３０Ａ及びＴＦＴ基板３０Ｂの温度を測定する温度センサを設けておき、暗電流成分が変化する程度以上の温度変化を温度センサにより検出した場合は、そのオフセット画像データを放射線画像データの補正に用いないことが好ましい。
また、本実施形態では、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの双方に、放射線を一旦光に変換し、変換した光を電荷に変換する間接変換型の放射線検出器を適用した場合について説明したが、これに限定されない。例えば、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの少なくとも一方に、放射線を電荷へ直接変換する直接変換型の放射線検出器を適用する形態としてもよい。なお、直接変換型の放射線検出器における放射線を吸収して電荷に変換する変換層としては、ａ−Ｓｅ（アモルファスセレン）及び結晶ＣｄＴｅ（結晶テルル化カドミウム）等が例示される。
また、本実施形態では、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの双方に、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂ側から放射線Ｒが入射される表面読取方式の放射線検出器を適用した場合について説明したが、これに限定されない。例えば、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂの少なくとも一方に、シンチレータ２２Ａ、２２Ｂ側から放射線Ｒが入射される裏面読取方式（所謂ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式）の放射線検出器を適用する形態としてもよい。
また、本実施形態では、コンソール１８が、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを用いて、被検体Ｗの情報の一例として、骨密度を導出する場合について説明したが、導出する被検体Ｗの情報は、第１放射線画像データ及び第２放射線画像を用いて得られるものであれば特に限定されない。例えば、被検体Ｗの情報として、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを用いて、骨塩定量等の被検体Ｗの情報を表す数値を導出してもよいし、骨密度及び骨塩定量の双方を導出してもよい。また、例えば、被検体Ｗの情報は、所謂、エネルギーサブトラクションにより得られる各種の用途に応じた被検体Ｗの放射線画像等の画像であってもよいし、また例えば、その他の診断に用いるための被検体の放射線画像等であってもよい。これらの場合においても、上述した骨密度の導出と同様に、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを用いるため、上述した骨密度を導出する場合と、同様の課題が発生する。そのため、例えば、上記各実施形態において骨密度に代わり骨塩定量を導出する場合でも、本実施形態と同様の効果が得られる。
また、本実施形態で制御部５８ＡのＣＰＵ６０がソフトウェア（プログラム）を実行することにより実行した第１画像処理を、ＣＰＵ６０以外の各種のプロセッサが実行してもよい。また、実施形態で制御部５８ＢのＣＰＵ６０がソフトウェア（プログラム）を実行することにより実行した第２画像処理を、ＣＰＵ６０以外の各種のプロセッサが実行してもよい。さらに、本実施形態で制御部８０のＣＰＵ８２がソフトウェア（プログラム）を実行することにより実行した骨密度導出処理を、ＣＰＵ８２以外の各種のプロセッサが実行してもよい。
この場合のプロセッサとしては、ＦＰＧＡ（field-programmable gate array）等の製造後に回路構成を変更可能なＰＬＤ（Programmable Logic Device）、及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等の特定の処理を実行させるために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路等が例示される。また、第１画像処理、第２画像処理、及び骨密度導出処理を、これらの各種のプロセッサのうちの１つで実行してもよいし、同種又は異種の２つ以上のプロセッサの組み合わせ（例えば、複数のＦＰＧＡ、及びＣＰＵとＦＰＧＡとの組み合わせ等）で実行してもよい。また、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子等の回路素子を組み合わせた電気回路である。
また、上記各実施形態では、第１画像処理のプログラムが制御部５８Ａの記憶部６４に、第２画像処理のプログラムが制御部５８Ｂの記憶部６４に、また、骨密度導出処理のプログラムがＲＯＭ８４に、各々予め記憶（インストール）されている態様を説明したが、これに限定されない。画像処理プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disk Read Only Memory）、ＤＶＤ−ＲＯＭ（Digital Versatile Disk Read Only Memory）、及びＵＳＢ（Universal Serial Bus）メモリ等の記録媒体に記録された形態で提供されてもよい。また、第１画像処理、第２画像処理、及び骨密度導出処理の各プログラムは、ネットワークを介して外部装置からダウンロードされる形態としてもよい。
１０ 放射線画像撮影システム
１２ 放射線照射装置
１４ 放射線源
１６ 放射線画像撮影装置
１８ コンソール
２０Ａ 第１放射線検出器
２０Ｂ 第２放射線検出器
２０Ｃ 放射線検出器
２１ 筐体
２２Ａ、２２Ｂ シンチレータ
２３Ａ、２３Ｂ 反射板
２４ 放射線制限部材
２６Ａ、２６Ｂ、２６Ｃ 制御基板
２８ ケース
２９ 撮影面
３０Ａ、３０Ｂ ＴＦＴ基板
３２ 画素
３２Ａ センサ部
３２Ｂ 薄膜トランジスタ
３４ ゲート配線
３６ データ配線
５２Ａ、５２Ｂ ゲート配線ドライバ
５４Ａ、５４Ｂ 信号処理部
５６Ａ、５６Ｂ 画像メモリ
５８Ａ、５８Ｂ 制御部
６０、８２ ＣＰＵ
６２ メモリ
６４、８８ 記憶部
６６、９６ 通信部
７０ 電源部
８０ 制御部
８４ ＲＯＭ
８６ ＲＡＭ
９２ 表示部
９４ 操作部
９９ バス
Ｋ 基準線
Ｊ１、Ｊ２ 実線
Ｒ 放射線
Ｗ 被検体

Claims (12)

  1. 照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、
    前記第１放射線検出器の前記放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、
    放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、前記第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で前記第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、前記複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び前記第１の撮影の後から前記第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、前記補正用画像データに含まれる前記第１成分を補正する第１補正部と、
    前記第１補正部により補正された前記補正用画像データを用いて、前記第２の撮影により前記第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正する第２補正部と、
    放射線が非照射の状態で前記第１放射線検出器により生成され、かつ前記第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で前記第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する第３補正部と、
    を備えた放射線画像撮影装置。
  2. 前記補正用画像データは、前記第１成分と、前記複数の画素に残留する電荷において温度に依存して変化する第２成分と、を含む、
    請求項１に記載の放射線画像撮影装置。
  3. 前記補正用画像データを生成するタイミングは、前回補正用画像データを生成してからの温度の変化が、前記第２成分の温度に対する変化量に応じて予め定められた許容範囲内のタイミングである、
    請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
  4. 前記第２の撮影において前記第２放射線検出器の前記画素に残留する電荷の前記第１成分の量が、予め定められた閾値以下の場合は、前記第２補正部は、前記第１補正部により補正された前記補正用画像データに代えて、前記第２の撮影に最も近いタイミングで生成された前記補正用画像データを用いて、前記第２の撮影により前記第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正する、
    請求項２または請求項３に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 前記第３補正部が補正に用いる補正用画像データは、前記第１の撮影に最も近いタイミングで生成された補正用画像データである、
    請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 前記補正用画像データを生成する間隔は、前記第１成分の時間変化に応じて予め定められた、前記第１成分の変化量が閾値以上変化する間隔である、
    請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  7. 前記第１補正部は、前記第２の撮影に最も近いタイミングで前記第２放射線検出器により生成された前記補正用画像データに含まれる前記第１成分を補正する、
    請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  8. 第２補正部により補正された前記第２放射線検出器により生成された放射線画像データと、第３補正部により補正された前記第１放射線検出器により生成された放射線画像データとを用いて、撮影対象である被検体の情報を導出する導出部をさら備えた、
    請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  9. 前記第１放射線検出器及び前記第２放射線検出器の各々は、前記複数の画素が形成された基板と、放射線が照射されることにより光を発する発光層と、を備え、
    前記第１放射線検出器及び前記第２放射線検出器の各々の発光層は、
    各発光層の厚み、各発光層に充填され、放射線が照射されることにより発光する粒子の粒径、前記粒子の重層構造、前記粒子の充填率、付活剤のドープ量、各発光層の材料、及び各発光層の層構造の少なくとも１つの変更、並びに各発光層の前記基板と非対向の面への前記光を反射する反射層の形成の何れかが行われた
    請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の放射線画像撮影装置。
  10. 照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、前記第１放射線検出器の前記放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の前記第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する画像処理装置であって、
    放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、前記第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で前記第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、前記複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び前記第１の撮影の後から前記第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、前記補正用画像データに含まれる前記第１成分を補正する第１補正部と、
    前記第１補正部により補正された前記補正用画像データを用いて、前記第２の撮影により前記第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正する第２補正部と、
    放射線が非照射の状態で前記第１放射線検出器により生成され、かつ前記第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で前記第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する第３補正部と、
    を備えた画像処理装置。
  11. 照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、前記第１放射線検出器の前記放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の前記第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する画像処理方法であって、
    放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、前記第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で前記第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、前記複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び前記第１の撮影の後から前記第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、前記補正用画像データに含まれる前記第１成分を補正し、
    補正された前記補正用画像データを用いて、前記第２の撮影により前記第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正し、
    放射線が非照射の状態で前記第１放射線検出器により生成され、かつ前記第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で前記第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する、
    処理を含む画像処理方法。
  12. 照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第１放射線検出器と、前記第１放射線検出器の前記放射線が透過されて出射される側に配置され、かつ照射された放射線の線量の増加に伴って、発生する電荷が増加する変換素子を含んで構成される複数の画素が配置された第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置の前記第２放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する処理をコンピュータに実行させる画像処理プログラムであって、
    放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第１の撮影の後、放射線が照射された状態で前記第２放射線検出器により放射線画像データが生成される第２の撮影の開始の間で、かつ、前記第１の撮影の後からの経過時間が異なる複数のタイミングの各々において、放射線が非照射の状態で前記第２放射線検出器により生成された補正用画像データと第１の撮影の後からの経過時間との組合せ、前記複数の画素に残留する電荷において時間に依存して変化する第１成分の時間変化を表す情報、及び前記第１の撮影の後から前記第２の撮影の開始までの時間と、に基づいて、前記補正用画像データに含まれる前記第１成分を補正し、
    補正された前記補正用画像データを用いて、前記第２の撮影により前記第２放射線検出器で生成された放射線画像データを補正し、
    放射線が非照射の状態で前記第１放射線検出器により生成され、かつ前記第１成分について補正していない補正用画像データにより、放射線が照射された状態で前記第１放射線検出器により生成された放射線画像データを補正する、
    処理を含む画像処理プログラム。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0659280B2 (ja) * 1989-04-19 1994-08-10 松下電器産業株式会社 Ｘ線画像処理装置
US5864146A (en) * 1996-11-13 1999-01-26 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
JP2533717B2 (ja) * 1992-06-22 1996-09-11 アロカ株式会社 骨塩量測定装置
JP3605084B2 (ja) * 2002-03-08 2004-12-22 キヤノン株式会社 画像データ補正装置、画像処理装置、画像データ補正方法、プログラム、及び記憶媒体
US7394925B2 (en) * 2003-06-18 2008-07-01 Canon Kabushiki Kaisha Radiography apparatus and radiography method
US7263164B2 (en) * 2004-04-30 2007-08-28 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Imaging system to compensate for x-ray scatter
WO2007026419A1 (ja) * 2005-08-31 2007-03-08 Shimadzu Corporation 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
JP4882404B2 (ja) * 2006-02-14 2012-02-22 株式会社島津製作所 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
US7760856B2 (en) * 2006-02-20 2010-07-20 Shimadzu Corporation Radiographic apparatus and radiation detection signal processing method
JP2010017376A (ja) * 2008-07-11 2010-01-28 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置
JP5362444B2 (ja) * 2009-05-25 2013-12-11 株式会社日立メディコ Ｘ線画像診断装置
WO2011093145A1 (ja) 2010-02-01 2011-08-04 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
JP5776693B2 (ja) 2010-09-09 2015-09-09 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
JP2013096731A (ja) * 2011-10-28 2013-05-20 Fujifilm Corp 放射線撮影装置
JP6049314B2 (ja) * 2012-06-11 2016-12-21 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び画像処理方法
JP6570330B2 (ja) * 2015-06-12 2019-09-04 キヤノン株式会社 画像処理装置、放射線撮影装置、画像処理方法、プログラム、および記憶媒体
JP6455337B2 (ja) * 2015-06-25 2019-01-23 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置
JP6851259B2 (ja) * 2017-05-18 2021-03-31 富士フイルム株式会社 画像処理装置、放射線画像撮影システム、画像処理方法、及び画像処理プログラム

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