JPWO2017169312A1 - 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム - Google Patents

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

Info

Publication number
JPWO2017169312A1
JPWO2017169312A1 JP2018508586A JP2018508586A JPWO2017169312A1 JP WO2017169312 A1 JPWO2017169312 A1 JP WO2017169312A1 JP 2018508586 A JP2018508586 A JP 2018508586A JP 2018508586 A JP2018508586 A JP 2018508586A JP WO2017169312 A1 JPWO2017169312 A1 JP WO2017169312A1
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radiation
image
radiation detector
radiographic
pixels
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2018508586A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6510729B2 (ja
Inventor
崇史 田島
崇史 田島
健 桑原
健 桑原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Publication of JPWO2017169312A1 publication Critical patent/JPWO2017169312A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6510729B2 publication Critical patent/JP6510729B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Clinical applications
    • A61B6/505—Clinical applications involving diagnosis of bone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4266—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5235—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and CT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)

Abstract

コンソールの制御部は、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する。制御部は、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨密度を導出する。

Description

本開示の技術は、放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムに関する。
従来、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第１放射線検出器、及び第１放射線検出器の放射線が透過されて出射される側に積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器を備えた放射線画像撮影装置が知られている。また、この種の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の骨密度を導出する技術が知られている（特開２０１１−０５６２５７号公報参照）。
ところで、前述した２つの放射線検出器を用いて放射線画像の撮影を行う場合、放射線の入射側に設けられた放射線検出器を透過した放射線が、放射線の出射側に設けられた放射線検出器に到達する。従って、放射線の出射側に設けられた放射線検出器に到達する放射線の線量は、入射側に設けられた放射線検出器と比較して少なくなり、放射線画像の生成に用いられる放射線量が少なくなる。
そのため、ノイズが与える影響は、放射線の出射側に設けられた放射線検出器により撮影された放射線画像に対する影響の方が、放射線の入射側に設けられた放射線検出器により撮影された放射線画像に対する影響よりも大きくなる。
本開示の技術は、高画質の診断用画像と、高精度な骨塩定量値及び骨密度の少なくとも一方と、を得ることができる放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムを提供する。
本発明の第１の態様の放射線画像撮影システムは、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置と、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する生成部と、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、を備える。
また、本発明の第２の態様の放射線画像撮影システムは、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置と、診断用画像を生成する場合、第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して診断用画像生成用の第１補正処理を行わせる制御と、を含む第１制御を行い、定量値の導出を行う場合、第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して定量値導出用の第２補正処理を行わせる制御と、を含む第２制御を行う制御部と、第１制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて診断用画像を生成する生成部と、第２制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、を備える。
本発明の第３の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様または第２の態様の放射線画像撮影システムにおいて、第２補正処理は、除去するノイズ量が第１補正処理により除去されるノイズ量よりも多い補正処理、及び処理結果に許容されるノイズ量が第１補正処理の処理結果に許容されるノイズ量よりも少ない補正処理の少なくとも一方であってもよい。
本発明の第４の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第３の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、の第１補正処理は、診断用画像において、視認可能なアーチファクトを除去する補正処理であってもよい。
本発明の第５の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第４の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、の第２補正処理は、補正後の第２放射線画像における軟部組織の領域及び骨部組織の領域の各々において画素値の平均値に対する撮影毎のばらつきを抑制する補正処理であってもよい。
本発明の第６の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第５の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、第１放射線検出器と第２放射線検出器との間に、放射線の透過を制限する放射線制限部材をさらに備えてもよい。
本発明の第７の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第６の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、第１放射線検出器及び第２放射線検出器の各々は、放射線が照射されることにより光を発する発光層を備え、第１放射線検出器及び第２放射線検出器の各々の複数の画素は、光を受光することにより電荷が発生して蓄積され、第１放射線検出器の発光層と、第２放射線検出器の発光層とは、発光層の組成が異なってもよい。
本発明の第８の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第６の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、第１放射線検出器及び第２放射線検出器の各々は、放射線が照射されることにより光を発する発光層、及び光を受光することにより電荷が発生して蓄積される複数の画素が設けられた基板を備え、基板は、発光層の放射線の入射側に積層されていてもよい。
本発明の第９の態様の放射線画像撮影システムは、第１の態様から第８の態様のいずれか１態様の放射線画像撮影システムにおいて、第１放射線検出器の発光層は、ＣｓＩを含んで構成され、第２放射線検出器の発光層は、ＧＯＳを含んで構成されていてもよい。
本発明の第１０の態様の画像処理装置は、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得する取得部と、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する生成部と、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、を備える。
本発明の第１１の態様の放射線画像撮影装置は、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、診断用画像を生成する場合、第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して診断用画像生成用の第１補正処理を行わせる制御と、を含む第１制御を行い、定量値の導出を行う場合、第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して定量値導出用の第２補正処理を行わせる制御と、を含む第２制御を行う制御部と、を備える。
本発明の第１２の態様の画像処理方法は、取得部により、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得し、生成部により、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成し、導出部により、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する、処理を含む。
本発明の第１３の態様の画像処理プログラムは、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得し、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成し、第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する、ことを含む処理をコンピュータに実行させるためのものである。
本発明の一実施形態によれば、高画質の診断用画像と、高精度な骨塩定量値及び骨密度の値少なくとも一方と、を得ることができる射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラムを提供することができる。
第１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。 第１実施形態の放射線画像撮影装置の構成の一例を示す平面断面図である。 第１実施形態の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。 第１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。 第１実施形態の第１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。 放射線画像に対するノイズ除去の一例について説明するためのグラフである。 第１実施形態の全体撮影処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第１実施形態の全体撮影処理における画像生成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第１実施形態の画像生成処理におけるＥＳ画像生成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第１実施形態の画像生成処理におけ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。 第１実施形態の骨部組織の領域及び軟部組織の領域の説明に供する概略正面図である。 オプティカルブラック補正を説明するための模式図の一例である。 オプティカルブラック補正を説明するための模式図のその他の例である。 第２実施形態の第１放射線画像生成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第２実施形態の第２放射線画像生成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第２実施形態の画像生成処理におけるＥＳ画像生成処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第２実施形態の画像生成処理におけ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。
［第１実施形態］
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、本開示の技術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、医師や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、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の曝射開始の指示を受信すると、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。
本実施形態の放射線画像撮影装置１６は、放射線照射装置１２から照射され、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を備えている。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。
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、第１放射線検出器２０Ａ、第２放射線検出器２０Ｂ、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。
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、照射された放射線Ｒの線量に応じた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。
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とでは、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の組成は、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の組成は、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、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、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、銅や錫等の金属板が挙げられる。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。
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等の電子回路が基板上に形成されている。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等の電子回路が基板上に形成されている。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、図２に示すように、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３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３に示すように、ＴＦＴ基板３０Ａには、画素３２が一方向（図３の行方向）及び一方向に交差する交差方向（図３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、コンデンサ３２Ｂ、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。）３２Ｃ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る。コンデンサ３２Ｂは、センサ部３２Ａにより発生した電荷を蓄積する。薄膜トランジスタ３２Ｃは、コンデンサ３２Ｂ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。
また、ＴＦＴ基板３０Ａには、上記一方向に配設され、各薄膜トランジスタ３２Ｃ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３２Ｃにより読み出された電荷が出力される複数本のデータ配線３６が設けられている。
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３２Ｃ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３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３２Ｃ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３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（何れも図示省略）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には画像メモリ５６Ａ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の記憶が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。また、画像メモリ５６Ａは制御部５８Ａにも接続されている。
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。
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３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、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、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、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。
次に、図４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４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ＣＰＵ８０Ａ、各種プログラムや各種パラメータ等が予め記憶されたＲＯＭ８０Ｂ、及びＣＰＵ８０Ａ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ＲＡＭ８０Ｃ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８６を備える。記憶部８６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。なお、以下では、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された放射線画像を「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により撮影された放射線画像を「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。また、「第１放射線画像」及び「第２放射線画像」を総称する場合は、単に「放射線画像」という。
また、コンソール１８は、表示部８８、操作部９０、及び通信部９２を備えている。表示部８８は、撮影に関する情報等や撮影により得られた放射線画像等を表示する。操作部９０は、放射線画像の撮影の指示操作や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９０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８８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９２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。また、通信部９２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。
制御部８０、記憶部８６、表示部８８、操作部９０、及び通信部９２の各部が、バス９４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。
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。
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（第２放射線検出器２０Ｂで発生する電荷量）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。このため、一例として図５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。なお、図５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５の実線Ｌ１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５の実線Ｌ２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。
このように、第１放射線検出器２０Ａと第２放射線検出器２０Ｂとでは、撮影に用いられる放射線量が異なり、また、到達する放射線Ｒのエネルギー成分が異なっている。
一方、骨部組織と軟部組織とでは、放射線Ｒの吸収に差があり、撮影に用いた放射線Ｒのエネルギーが低いほど、放射線画像における骨部組織と軟部組織との画素値の比が大きくなる。また、軟部組織は骨部組織に比べて、低エネルギー側の成分の吸収率が高い。
これに対して、図５に示したように、第１放射線検出器２０Ａに到達する放射線Ｒは、高エネルギーの成分と低エネルギーの成分とが含まれるため、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像は、一般撮影と同様に、軟部組織及び骨部組織が比較的容易に視認可能な放射線画像となる。一方、図５に示したように、第２放射線検出器２０Ｂに到達する放射線Ｒは、低エネルギーの成分が低下されているため、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像は、骨部組織が強調された放射線画像となる。
そのため、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像と、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像とは、同一の被検体Ｗの画像であるにもかかわらず、見え方が異なっている。
そこで、本実施形態のコンソール１８の制御部８０は、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像及び第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像を用いて、いわゆる、エネルギーサブトラクション画像を示す画像データを生成する。なお、以下では、エネルギーサブトラクション画像を「ＥＳ（Energy Subtraction）画像」といい、エネルギーサブトラクション画像を示す画像データを「ＥＳ画像データ」という。
一例として、本実施形態のコンソール１８の制御部８０は、第１放射線画像データに所定の係数を乗算して得られた画像データを、第２放射線画像データに所定の係数を乗算して得られた画像データから対応する画素毎に減算する。減算を行うことにより、制御部８０は、軟部組織を除去し、骨部組織を強調した診断用画像の一種であるＥＳ画像を示すＥＳ画像データを生成する。なお、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の決定方法は特に限定されない。例えば、事前にマーカーが写り込む状態で放射線画像撮影装置１６により撮影を行って得られた第１放射線画像データと第２放射線画像データとにおけるマーカーの位置の差異から、第１放射線画像データと第２放射線画像データとの位置ずれ量を算出する。そして、算出した位置ずれ量に基づいて、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を決定すればよい。
この場合、例えば、被検体Ｗの撮影時に、被検体Ｗと一緒にマーカーも撮影して得られた第１放射線画像データと第２放射線画像データとにおけるマーカーの位置の差異から、第１放射線画像データと第２放射線画像データとの位置ずれ量を算出してもよい。また、例えば、被検体Ｗを撮影して得られた第１放射線画像データと第２放射線画像データとにおける被検体Ｗの構造に基づいて、第１放射線画像データと第２放射線画像データとの位置ずれ量を算出してもよい。
また、本実施形態のコンソール１８の制御部８０は、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像及び第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像を用いて、定量値として骨密度をＤＸＡ（Dual-energy X-ray Absorptiometry）法により導出する。なお、本実施形態に限らず、定量値として骨塩定量を導出してもよい。
詳細は後述するが、ＤＸＡ法による導出手法の一例として、本実施形態のコンソール１８の制御部８０は、ＤＸＡ画像データにより示されるＤＸＡ画像における骨部組織の領域（以下、「骨部領域」という。）の画素値の平均値及び軟部組織の領域（以下、「軟部領域」という。）の画素値の平均値を用いて骨密度を導出する。
ＥＳ画像は、医師の診断に用いる放射線画像であるため、読影に適した画像であることが好ましく、例えば、ＲＯＩ（Region Of Interest）である腫瘤や石灰化等が見易い画像であることが好ましい。このような放射線画像としては、例えば、シャープでエッジが見易い画像、粒状性（画像のざらつき）が良い（細かい）画像、及びコントラストが良い画像等、高画質な画像が挙げられる。
一方、骨密度の導出に用いるＤＸＡ画像は、ＲＯＩの見易さにかかわらず、導出した骨密度において、同一の被検体Ｗを撮影した場合に撮影毎に生じる誤差が少ない（具体例として１％以内）ことが好ましい。このような放射線画像としては、例えば、ＥＳ画像よりも多くのノイズを除去することにより、医師による視認が不可能なアーチファクトや画像ムラまでが除去された画像等が挙げられる。ノイズの除去量が多いと、被検体Ｗの皮膚等、ムラがある画像の人体組織まで除去してしまう場合がある。図６に示すように、人体組織が撮影された放射線画像において、ノイズを含む放射線画像（図６、（２）のグラフ参照）から、ノイズ除去処理によりノイズを除去した場合、ノイズの除去後の放射線画像（図６、（３）のグラフ参照）は、ノイズの影響を元々受けていない放射線画像（図６、（１）のグラフ参照）と比べて、人体のエッジ部分が広がって（グラフの変化が緩やかになって）いる。そのため、ノイズの除去量が多いと、粒状性が悪く（粗く）、ＲＯＩ等の人体組織がぼけた画像となることがある。なお、ＤＸＡ画像が、粒状性が悪い（粗い）場合や、ＲＯＩ等の人体組織の画像がぼけている場合でも、骨密度の導出に与える影響は無視できる。
このように、ＥＳ画像とＤＸＡ画像とでは、望まれる画像の画質（本実施形態では、ノイズ量）が異なる。また、上述したように、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像は、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像よりもノイズの影響を受けやすい。そのため、本実施形態のコンソール１８の制御部８０は、第２放射線画像に対して、ＥＳ画像の生成を行う場合及び骨密度の導出を行う場合の各々に適したノイズ除去処理を補正処理として行う。
次に、本実施形態の放射線画像撮影システム１０の作用を説明する。なお、図７は、コンソール１８の制御部８０により実行される全体撮影処理の流れの一例を示すフローチャートである。具体的には、制御部８０のＣＰＵ８０Ａによって全体撮影処理プログラムが実行されることにより、図７に示した全体撮影処理が実行される。なお全体撮影処理プログラムが本開示の技術の画像処理プログラムの一例である。
なお、本実施形態では、図７に示した全体撮影処理は、コンソール１８の制御部８０が、ユーザにより操作部９０を介して被検体Ｗの氏名、撮影部位、及び放射線Ｒの曝射条件等を含む撮影メニューを取得した場合に実行される。制御部８０は、ＲＩＳ等の外部のシステムから撮影メニューを取得してもよいし、操作部９０を介してユーザが入力した撮影メニューを取得してもよい。
図７のステップＳ１００でコンソール１８の制御部８０は、撮影メニューに含まれる情報を放射線画像撮影装置１６に通信部９２を介して送信し、かつ放射線Ｒの曝射条件を放射線照射装置１２に通信部９２を介して送信する。そして、制御部８０は、放射線Ｒの曝射開始の指示を放射線画像撮影装置１６及び放射線照射装置１２に通信部９２を介して送信する。放射線照射装置１２は、コンソール１８から送信された曝射条件及び曝射開始の指示を受信すると、受信した曝射条件に従って放射線Ｒの曝射を開始する。なお、放射線照射装置１２が照射ボタンを備えている場合は、放射線照射装置１２は、コンソール１８から送信された曝射条件及び曝射開始の指示を受信し、かつ照射ボタンが押圧操作された場合に、受信した曝射条件に従って放射線Ｒの曝射を開始する。
放射線画像撮影装置１６では、コンソール１８から送信された撮影メニューに含まれる情報に従って、第１放射線検出器２０Ａにより第１放射線画像を撮影し、第２放射線検出器２０Ｂにより第２放射線画像を撮影する。放射線画像撮影装置１６では、制御部５８Ａ、５８Ｂが、各々撮影された第１放射線画像を示す第１放射線画像データ及び第２放射線画像を示す第２放射線画像データに対して、オフセット補正及びゲイン補正等の各種補正を行い、各種補正が行われた第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを記憶部６４に記憶させる。
次のステップＳ１０２で制御部８０は、放射線画像撮影装置１６における放射線画像の撮影が終了したか否かを判定する。放射線画像の撮影が終了したか否かの判定方法は特に限定されず、例えば、放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ａ、５８Ｂの各々が、通信部６６を介して撮影が終了したことを表す終了情報をコンソール１８に送信する場合、コンソール１８の制御部８０は、終了情報を受信した場合に、放射線画像撮影装置１６における撮影が終了したと判定する。また、例えば、制御部５８Ａ、５８Ｂの各々が、通信部６６を介して撮影終了後に第１放射線画像データ及び第２放射線画像データをコンソール１８に送信する場合、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受信した場合に、放射線画像撮影装置１６における撮影が終了したと判定する。なお、コンソール１８は、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを受信した場合、受信した第１放射線画像データ及び第２放射線画像データを記憶部８６に記憶させる。
制御部８０は、放射線画像撮影装置１６における撮影が終了するまで否定判定となり待機状態となる。一方、放射線画像撮影装置１６における撮影が終了した場合、制御部８０は、肯定判定となりステップＳ１０４へ移行する。
ステップＳ１０４で制御部８０は、図８に示す画像生成処理を実行した後、本全体撮影処理を終了する。
次に、全体撮影処理（図７参照）のステップＳ１０４の処理によって実行される画像生成処理について、図８を参照して説明する。
図８のステップＳ１５０でコンソール１８の制御部８０は、ユーザの診断目的を取得する。制御部８０が診断目的を取得する方法は特に限定されず、撮影メニューに診断目的が含まれる場合は撮影メニューから診断目的を取得してもよいし、操作部９０を介してユーザが入力した診断目的を取得してもよい。なお、本実施形態のコンソール１８では、診断目的と、必要とされる放射線画像の種類または骨密度の導出との対応関係を表す情報が、予め記憶部８６に記憶されている。例えば、診断目的が「骨折」の場合、骨密度の導出が対応付けられている。なお、本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、骨密度の導出に付随してＥＳ画像の生成も行う。また例えば、診断目的が「骨に関する腫瘤」の場合、放射線画像の種類としてＥＳ画像が対応付けられている。また例えば、診断目的が、「腹部の腫瘤」等の場合、放射線画像の種類として一般画像が対応付けられている。なお、本実施形態において「一般画像」とは、ＥＳ画像以外の医師が読影を行う診断用画像であり、いわゆる一般撮影により撮影された放射線画像である。
次のステップＳ１５２で制御部８０は、一般画像を生成するか否かを判定する。制御部８０は、ステップＳ１５０で取得した診断目的に一般画像の生成が対応付けられている場合、肯定判定となりステップＳ１５４へ移行する。ステップＳ１５４で制御部８０は、第１放射線画像データを記憶部８６から取得する。
次のステップＳ１５６で制御部８０は、取得した第１放射線画像データに対して補正処理を行って一般画像を生成し、一旦、記憶部８６に記憶させた後、ステップＳ１６６へ移行する。なお、本ステップにおいて行う補正処理は、ＥＳ画像を生成する場合に行う第１補正処理（詳細後述）と同一である。なお、上記補正処理（第１補正処理）に加えて、その他の画像処理及びノイズ等の補正処理を行ってもよい。画像処理としては、例えば、ユーザの指示に応じて画像の濃度及び輝度等を調整する画像処理を行ってもよい。
一方、診断目的に骨密度の導出またはＥＳ画像の生成が対応付けられて言う場合、ステップＳ１５２で否定判定となり、ステップＳ１５８へ移行する。ステップＳ１５８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記憶部８６から取得する。
ステップＳ１６０で制御部８０は、図９に示したＥＳ画像生成処理を実行する。図９に示したステップＳ２００で制御部８０は、第１放射線画像データ及び第２放射線画像データの各々に対して第１補正処理を行う。
本実施形態において「第１補正処理」とは、補正後の放射線画像の粒状性が良い（細かい）状態で、人体組織のエッジを強調し、また、ムラを除去する補正を行う処理である。すなわち、第１補正処理は、医師の診断を行い易く（ＲＯＩ等を見易く）するための補正処理である。なお、ムラの除去を強く行う（除去するノイズ量を多くする）場合、被検体Ｗの皮膚等、ムラがある画像の人体組織まで除去してしまう場合がある。そのため、本実施形態では、第１補正処理により除去されるノイズ量は、少なくとも、詳細を後述する第２補正処理により除去されるノイズ量よりも少ない。なお、第１補正処理を行う上で必要となる具体的なパラメータ等は、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、撮影部位等に応じて予め定めておけばよい。
次のステップＳ２０２で制御部８０は、上記ステップＳ２００で第１補正処理が行われた第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、上述した方法によりＥＳ画像データを生成して記憶部８６に記憶させた後、本ＥＳ画像生成処理を終了し、画像生成処理のステップＳ１６２へ移行する。
ステップＳ１６２で制御部８０は、診断目的に骨密度の導出が対応付けられているか否かを判定する。骨密度の導出が対応付けられていない場合、否定判定となり、ステップＳ１６６へ移行する。一方、骨密度の導出が対応付けられている場合、ステップＳ１６２の判定が肯定判定となりステップＳ１６４へ移行する。
ステップＳ１６４で制御部８０は、図１０に示した骨密度導出処理を実行する。図１０に示したステップＳ２３０で制御部８０は、ＥＳ画像生成処理（図９参照）により生成されたＥＳ画像データにより示されるＥＳ画像における骨部領域を決定する。本実施形態では、例えば、制御部８０は、撮影メニューに含まれる撮影部位に基づいて、おおよその骨部領域の範囲を推定する。そして、制御部８０は、推定した範囲内において、周辺画素の微分値が所定値以上の画素を、骨部領域のエッジ（端部）を構成する画素として検出することで、骨部領域を決定する。
一例として図１１に示すように、本ステップＳ２３０の処理により、制御部８０は、骨部領域ＢのエッジＥを検出し、エッジＥ内の領域を骨部領域Ｂと決定する。図１１では、一例として、被検体Ｗの上半身の背骨部分を撮影した場合のＥＳ画像を示している。
なお、骨部領域Ｂの決定方法は上記の例に限定されない。例えば、制御部８０は、ＥＳ画像データにより示されるＥＳ画像を表示部８８に表示する。ユーザは表示部８８に表示されたＥＳ画像に対して、操作部９０を介して骨部領域ＢのエッジＥを指定する。そして、制御部８０は、ユーザにより指定されたエッジＥ内の領域を骨部領域Ｂと決定してもよい。
また、制御部８０は、ＥＳ画像と、ステップＳ２３０で決定されたエッジＥとを重畳させた画像を表示部８８に表示してもよい。この場合、ユーザは、表示部８８に表示されたエッジＥを修正する必要がある場合は、操作部９０を介してエッジＥの位置を修正する。そして、制御部８０は、ユーザにより修正されたエッジＥ内の領域を骨部領域Ｂと決定してもよい。
次のステップＳ２３２で、制御部８０は、ＥＳ画像データにより示されるＥＳ画像における軟部領域を決定する。本実施形態では、例えば、制御部８０は、エッジＥから所定の方向に対して所定の画素数を空けた位置の画素を含む所定の面積の領域であって、骨部領域Ｂを除く領域を軟部領域と決定する。一例として図１１に示すように、本ステップＳ２３２の処理により、制御部８０は、複数（図１１に示す例では６つ）の軟部領域Ｓを決定する。
なお、上記所定の方向及び所定の画素数は、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、撮影部位等に応じて予め定めておけばよい。また、上記所定の面積は、予め定めておいてもよいし、ユーザに指定させてもよい。また、例えば、制御部８０は、ＥＳ画像データにおける最小の画素値（骨部領域Ｂを除いた被検体Ｗの体厚が最も厚い位置に対応する画素値）を下限値とした所定の範囲内の画素値の画素を軟部領域Ｓと決定してもよい。また、ステップＳ２３２で決定する軟部領域Ｓの数は、図１１に示した例の数に限定されないことは言うまでもない。
次のステップＳ２３４で制御部８０は、記憶部８６から取得した第１放射線画像データに対して上述した第１補正処理を行う。
次のステップＳ２３６で制御部８０は、記憶部８６から取得した第２放射線画像データに対して、第２補正処理を行う。本実施形態において「第２補正処理」とは、画像（本ステップでは第２放射線画像）の撮影毎のばらつきを許容範囲内とする補正を行う処理である。本実施形態では、一例として、制御部８０は、第２放射線画像データの全周波数帯域に対し、画像のムラを除去する補正を行う。具体的には、制御部８０は、移動平均フィルタ処理、メディアンフィルタ処理、及びローパスフィルタ処理等を行うことで、画像平均値に対するゆらぎを抑制することにより、撮影毎のばらつきを許容範囲内とする。なお、第２補正処理を行う上で必要となる具体的なパラメータ等は、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、予め定めておけばよい。
次のステップＳ２３８で制御部８０は、上記ステップＳ２３４で第１補正処理が行われた第１放射線画像データと、上記ステップＳ２３６で第２補正処理が行われた第２放射線画像データとを用いて、ＤＸＡ画像を生成する。本実施形態では、制御部８０は、上述したＥＳ画像の生成と同様に、上記ステップＳ２３４で第１補正処理が行われた第１放射線画像データに所定の係数を乗算して得られた画像データを、上記ステップＳ２３６で第２補正処理が行われた第２放射線画像データに所定の係数を乗算して得られた画像データから対応する画素毎に減算する。減算を行うことにより、制御部８０は、軟部組織を除去し、骨部組織を強調したＤＸＡ画像を示すＤＸＡ画像データを生成する。なお、制御部８０がＤＸＡ画像の生成において用いる所定の係数と、ＥＳ画像の生成において用いる所定の係数は、同じである場合もあれば異なる場合もある。各画像の生成において用いる所定の係数は、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、予め定めておけばよい。
次のステップＳ２４０で制御部８０は、ＤＸＡ画像データにおける骨部領域Ｂの画素値を算出する。制御部８０は、まず、上記ステップＳ２３０においてＥＳ画像データから決定した骨部領域Ｂに対応する、骨部領域ＢをＤＸＡ画像データから検出する。そして制御部８０は、検出した骨部領域Ｂの画素値の平均値Ａ１をＤＸＡ画像データにおける骨部領域Ｂの画素値の平均値として算出する。ここで、ＥＳ画像データの骨部領域Ｂに対応するＤＸＡ画像データの骨部領域Ｂの決定方法は、特に限定されない。例えば、ＥＳ画像の生成方法において上述した、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の決定方法と同様にしてもよい。
次のステップＳ２４２で制御部８０は、ＤＸＡ画像データにおける全ての軟部領域Ｓの画素値を算出する。制御部８０は、まず、上記ステップＳ２３２においてＥＳ画像データから決定した全ての軟部領域Ｓに対応する、軟部領域ＳをＤＸＡ画像データから検出する。そして、制御部８０は、検出した全ての軟部領域Ｓの画素値の平均値Ａ２をＤＸＡ画像データにおける全ての軟部領域Ｓの画素値の平均値として算出する。ここで、本実施形態では、一例として、制御部８０は、エッジＥから遠い軟部領域Ｓほど画素値が小さくなる重み付けを行って、平均値Ａ２を算出する。なお、ＥＳ画像データの軟部領域に対応するＤＸＡ画像データの軟部領域Ｓの決定方法は、特に限定されず、例えば、上記ステップＳ２４０における、ＥＳ画像データの骨部領域Ｂに対応するＤＸＡ画像データの骨部領域Ｂの決定方法と同様にしてもよい。
次のステップＳ２４４で、制御部８０は、被検体Ｗの撮影部位の骨密度を導出した後、本骨密度導出処理を終了する。本実施形態では、一例として、制御部８０は、ステップＳ２４０で算出された平均値Ａ１とステップＳ２４２で算出された平均値Ａ２との差分を算出する。また、制御部８０は、算出した差分に対し、画素値を骨量［ｇ］に変換する変換係数を乗算することにより、骨量を算出する。そして、制御部８０は、算出した骨量を、骨部領域Ｂの面積［ｃｍ２］で除算することにより、骨密度［ｇ／ｃｍ２］を算出する。なお、上記変換係数は、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、撮影部位等に応じて予め定めておけばよい。
このようにして画像生成処理のステップＳ１６４の骨密度導出処理が終了すると、次のステップＳ１６６で制御部８０は、処理結果を表示部８８に表示させた後、本画像生成処理を終了する。本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、例えば、骨密度導出処理を行った場合、制御部８０は、処理結果として、ステップＳ１６０のＥＳ画像生成処理により生成したＥＳ画像と、ステップＳ１６４の骨密度生成処理により導出した骨密度とを、表示部８８に表示させる。また、ステップＳ１６０のＥＳ画像生成処理のみを行った場合、制御部８０は、生成したＥＳ画像を表示部８８に表示させる。また、ステップＳ１５６の一般画像生成処理を行った場合、制御部８０は、生成した一般画像を表示部８８に表示させる。なお、表示部８８に表示させる処理結果はこれらに限らず、例えば、ステップＳ１６４の骨密度導出処理を行った場合、制御部８０は、導出した骨密度のみを表示部８８に表示させてもよいし、ＤＸＡ画像を表示部８８に表示させてもよいし、ＥＳ画像及びＤＸＡ画像の何れかを表示させるか否かをユーザの選択に応じて決定してもよい。
このように、本実施形態の放射線画像撮影システム１０は、照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第１放射線検出器２０Ａと、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、かつ照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第２放射線検出器２０Ｂと、を備えた放射線画像撮影装置１６を備える。また、放射線画像撮影システム１０のコンソール１８の制御部８０は、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、第１補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する。また、制御部８０は、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、第２補正処理が行われた第２放射線画像と、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像と、を用いて骨密度を導出する。
なお、制御部８０が行った第１補正処理及び第２補正処理は、本実施形態に限定されない。例えば、第２補正処理としては、いわゆる、オプティカルブラック補正を行ってもよい。オプティカルブラック補正を行う場合、第２放射線検出器２０Ｂに、オプティカルブラック補正に用いるオプティカルブラック領域を設ける。例えば、図１２に示した一例では、平面図に示すように、第２放射線検出器２０Ｂの放射線Ｒが入射される面に放射線遮蔽物４１を第２放射線検出器２０Ｂの一辺に沿った領域にオプティカルブラック領域４０を設けてもよい。図１２に示した一例では、側面図に示すように、放射線遮蔽物４１が設けられた領域をずらした状態で第１放射線検出器２０Ａと第２放射線検出器２０Ｂとが積層されているが、放射線遮蔽物４１が設けられた領域をずらすことなく第１放射線検出器２０Ａと第２放射線検出器２０Ｂとを積層してもよい。なお、図１２に示した側面図では、図示を簡略化するため放射線制限部材２４の図示を省略している。
また、例えば、図１３に示した一例では、図１２に示した一例で放射線遮蔽物４１を設けた領域に対応する第２放射線検出器２０Ｂの領域には、シンチレータ２２Ｂが設けられていない状態を示している。図１３に示した一例では、シンチレータ２２Ｂが設けられていない領域がオプティカルブラック領域４０として機能する。図１２、１２のいずれの場合においても、第２放射線検出器２０Ｂのオプティカルブラック領域４０においては、放射線ＲがＴＦＴ基板３０Ｂに入射しない。そのため、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像のオプティカルブラック領域４０部分には、被検体Ｗの画像が撮像されていない状態となる。
コンソール１８の制御部８０は、予めオプティカルブラック領域４０の位置等を記憶部８６に記憶しておき、第２補正を行う場合に、第２放射線画像データに対して、第２放射線画像のオプティカルブラック領域４０の画像データを用いて、オプティカルブラック領域４０以外の領域の画像データの補正を行うことにより、いわゆるスジムラを除去する。なお、制御部８０は、一般画像を生成する場合、本実施形態において上述したのと同様に、第１放射線検出器２０Ａにより撮影された第１放射線画像から一般画像を生成する。一方、制御部８０は、ＥＳ画像及びＤＸＡ画像を生成する場合、第２放射線画像データのオプティカルブラック領域４０以外の領域の画像データと、第２放射線画像におけるオプティカルブラック領域４０以外の領域に対応する第１放射線画像データの領域の画像データと、を用いてＥＳ画像及びＤＸＡ画像を生成する。
なお、オプティカルブラック補正を行う方法は、上述の方法に限定されない。また、オプティカルブラック領域４０を設ける位置及び大きさも図１２、１３に示した例に限定されない。例えば、図１２、１３で示したオプティカルブラック領域４０が設けられている第２放射線検出器２０Ｂの辺に代えて、この辺と隣接する辺に、オプティカルブラック領域４０を設けてもよいし、第２放射線検出器２０Ｂの複数の辺にオプティカルブラック領域４０を設けてもよい。なお、オプティカルブラック領域４０を設ける位置が多くなるほど、また、オプティカルブラック領域４０全体の大きさが大きくなるほど、オプティカルブラック補正による補正精度は向上するが、第２放射線検出器２０Ｂにおいて、被検体Ｗの画像が撮像される領域が小さくなる。そのため、オプティカルブラック領域４０を設ける位置及び全体の大きさは、放射線画像撮影装置１６の実機を用いた実験等により、撮影部位等に応じて定めておけばよい。
［第２実施形態］
第１実施形態では、コンソール１８が第１補正処理及び第２補正処理を行う場合について説明したが、本実施形態では、放射線画像撮影装置１６が第１補正処理及び第２補正処理を行う場合について説明する。
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の構成は第１実施形態（図１〜４参照）と同様であるため、説明を省略する。
また、本実施形態のコンソール１８の制御部８０において実行される全体撮影処理の流れも、第１実施形態において実行される全体撮影処理（図７参照）の流れと同様であるため、説明を省略する。
本実施形態では、放射線画像撮影装置１６の第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂにおけるオフセット補正に用いるオフセットデータを取得する動作が第１実施形態の放射線画像撮影装置１６と異なっている。
本実施形態の放射線画像撮影装置１６の第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂにおけるオフセットデータを取得する動作について説明する。一般的に、オフセットデータには、ランダムノイズが重畳される場合があるため、オフセットデータを複数回、例えば、連続して取得し、複数回分のオフセットデータの平均値を用いてオフセット補正が行われる。複数回取得することにより、オフセットデータの取得に時間を要するため、一般的な放射線画像撮影装置や、第１実施形態の放射線画像撮影装置１６では、放射線画像撮影装置、例えば、第１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に電源投入後、動作が安定した状態等において、放射線画像の撮影前に、事前に所定のタイミングでオフセットデータの取得が行われる。本実施形態の放射線画像撮影装置１６においても、第１放射線検出器２０Ａ及び第２放射線検出器２０Ｂにおけるオフセットデータを、このように、事前に所定回数（複数回）取得する。
また、本実施形態の放射線画像撮影装置１６では、コンソール１８が全体撮影処理（図７参照）のステップＳ１００の処理により送信した曝射開始指示を受信した場合、第２放射線検出器２０Ｂにおけるオフセットデータをさらに、取得する。すなわち、放射線画像撮影装置１６は、第２放射線検出器２０Ｂにおける放射線画像の撮影直前に、第２放射線検出器２０Ｂにおけるオフセットデータを取得する。この場合、放射線画像撮影装置１６が曝射開始指示を受信してから放射線Ｒが第２放射線検出器２０Ｂに照射されるまでの期間が短いため、オフセットデータは、１回または、少なくとも、事前に取得する場合よりも少ない回数取得する。なお、この場合のオフセットデータの取得タイミングは、第２放射線検出器２０Ｂに放射線Ｒが照射されるタイミングに、近いほど好ましい。
また、本実施形態では、制御部５８Ａが画像メモリ５６Ａに記憶されている画像データに対して第１補正処理を行い、制御部５８Ｂが画像メモリ５６Ｂに記憶されている画像データに対して第１補正処理及び第２補正処理を行う点で第１実施形態の放射線画像撮影装置１６と異なっている。
本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、上述したように、事前に取得されたオフセットデータの平均値を用いて、画像データを補正する処理を第１補正処理という。また、本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、上述したように、放射線画像の撮影直前に取得されたオフセットデータを用いて、画像データを補正する処理を第２補正処理という。
第１補正処理では、事前に取得した複数のオフセットデータの平均値であるため、ランダムノイズの影響が低減されたオフセットデータ（平均値）を用いて画像データの補正を行う。そのため、第１補正処理により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像Ａは、粒状性が良い（細かい）画像となる。
しかしながら事前にオフセットデータを取得した場合、実際に放射線画像を撮影するまでに時間が経過することにより、環境の変化、及び放射線画像撮影装置１６の使用状況の変化等に応じて、放射線画像撮影装置１６の温度等が変化する場合がある。この場合、温度変化の影響により信号が変動し、オフセットデータが適切でなくなる場合がある。これに対して、第２補正処理では、撮影直前に取得したオフセットデータを用いて画像データの補正を行う。実際の放射線画像の撮影時の温度とオフセットデータ取得時の温度とが近似しているため、第２補正処理により得られた第２放射線画像Ｂは、第１補正処理により得られた第２放射線画像Ａ（第１放射線画像）よりも多くのノイズが除去される。なお、取得するオフセットデータの数は、上述したように第２補正処理の方が第１補正処理よりも少ないため、第２補正処理により得られた第２放射線画像Ｂは、第１補正処理により得られた第２放射線画像Ａ（第１放射線画像）よりも、粒状性が悪い（粗い）画像となるが、第１実施形態において上述したように、骨密度の導出に与える影響は無視できる。
制御部５８Ａは、第１放射線検出器２０Ａから読み出された画像データが画像メモリ５６Ａに記憶された後、図１４に示した第１放射線画像生成処理を実行する。なお、図１４に示した第１放射線画像生成処理プログラムが、予めメモリ６２に記憶されており、ＣＰＵ６０が第１放射線画像生成処理プログラムを実行することにより、図１４に示した第１放射線画像生成処理が実行される。
図１４に示したように、ステップＳ３００で制御部５８Ａは、画像メモリ５６Ａから画像データを取得する。
次のステップＳ３０２で制御部５８Ａは、取得した画像データに対して第１補正処理を行い、第１放射線画像の画像データを生成して制御部５８Ａに記憶させた後、本第１放射線画像生成処理を終了する。
一方、制御部５８Ｂは、第２放射線検出器２０Ｂから読み出された画像データが画像メモリ５６Ｂに記憶された後、図１５に示した第２放射線画像生成処理を実行する。なお、図１５に示した第２放射線画像生成処理プログラムが、予めメモリ６２に記憶されており、ＣＰＵ６０が第１放射線画像生成処理プログラムを実行することにより、図１５に示した第２放射線画像生成処理が実行される。
図１５に示したように、ステップＳ３３０で制御部５８Ｂは、画像メモリ５６Ｂから画像データを取得する。
次のステップＳ３３２で制御部５８Ｂは、取得した画像データに対して第１補正処理を行い、第２放射線画像Ａの画像データを生成して制御部５８Ｂに記憶させる。
さらに、次のステップＳ２３４で制御部５８Ｂは、取得した画像データに対して第２補正処理を行い、第２放射線画像Ｂの画像データを生成して制御部５８Ｂに記憶させた後、本第２放射線画像生成処理を終了する。このように、本実施形態では、２種類の第２放射線画像（第２放射線画像Ａ、Ｂ）の画像データ（以下、「第２放射線画像データＡ」及び「第２放射線画像データＢ」という。）が生成される。第２放射線画像Ａ、Ｂは、通信部６６を介して放射線画像撮影装置１６からコンソール１８へ送信される。
コンソール１８の制御部８０における、画像生成処理の流れは、第１実施形態における画像生成処理（図８参照）のステップＳ１５８において、第２放射線画像の画像データとして、第２放射線画像データＡ、Ｂを取得する以外は同様である。
第２放射線画像Ａの第２放射線画像データＡは、一般画像の生成及びＥＳ画像の生成に用いられる。第２放射線画像Ｂの第２放射線画像データＢは、骨密度の導出（ＤＸＡ画像の生成）に用いられる。
本実施形態のコンソール１８の制御部８０で実行されるＥＳ画像生成処理は、図１６に示すように、第１実施形態のＥＳ画像生成処理（図９参照）のステップＳ２００の処理を実行しない点で異なっている。
なお、本実施形態のＥＳ画像生成処理のステップＳ２０２では、制御部８０は、記憶部８６から取得した第１放射線画像データ、及び記憶部８６から取得した第２放射線画像データＡを用いて、上述した方法によりＥＳ画像データを生成する。
一方、本実施形態のコンソール１８の制御部８０で実行される骨密度導出処理は、図１７に示すように、第１実施形態の骨密度導出処理（図１０参照）のステップＳ２３４、Ｓ２３６を実行しない点で異なっている。
なお、本実施形態の骨密度導出処理のステップＳ２３８で制御部８０は、記憶部８６から取得した第１放射線画像データ、及び記憶部８６から取得した第２放射線画像データＢを用いて、ＤＸＡ画像を生成する。
このように、本実施形態の放射線画像撮影システム１０は、照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第１放射線検出器２０Ａと、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、かつ照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第２放射線検出器２０Ｂと、を備えた放射線画像撮影装置１６を備える。また、放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ａは、診断用画像を生成する場合、第１放射線検出器２０Ａの複数の画素３２から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器２０Ｂの複数の画素３２から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して診断用画像生成用の第１補正処理を行わせる制御と、を含む第１制御を行う。また、放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ａは、骨密度の導出を行う場合、第１放射線検出器２０Ａの複数の画素３２から電荷を読み出す制御と、第２放射線検出器２０Ｂの複数の画素３２から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して定量値導出用の第２補正処理を行わせる制御と、を含む第２制御を行う。そして、コンソール１８の制御部８０は、第１制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて診断用画像を生成する。また、制御部８０は、第２制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて骨密度を導出する。
なお、本実施形態では、制御部５８Ａ、５８Ｂが第１補正処理及び第２補正処理の少なくとも一方を行う場合について説明したが、制御部５８Ａ、５８Ｂは、その他の補正処理及び画像処理等をさらに行ってもよい。
また、本実施形態の放射線画像撮影システム１０では、放射線画像撮影装置１６が、オフセット処理である第１補正処理及び第２補正処理を行ったが、これら第１補正処理及び第２補正処理をコンソール１８の制御部８０で行ってもよい。この場合、放射線画像撮影装置１６からコンソール１８へ、オフセット処理が行われていない、第１放射線画像データを生成するための画像データ及び第２放射線画像データＡ、Ｂを生成するための画像データと、２種類のオフセットデータ（事前に取得したオフセットデータの平均値、及び撮影直前に取得したオフセットデータ）と、を送信する。これらの画像データ及び２種類のオフセットデータを受信した制御部８０は、上述した第１放射線画像生成処理（図１４参照）及び第２放射線画像生成処理（図１５参照）と同様の処理を行い、第１放射線画像及び第２放射線画像Ａ、Ｂを生成すればよい。
また、本実施形態と第１実施形態とを組み合わせてもよい。すなわち、放射線画像撮影装置１６が、オフセット処理である第１補正処理及び第２補正処理を行った後、コンソール１８が、ムラやアーチファクトを除去する第１補正処理及び第２補正処理を行ってもよい。
なお、放射線画像撮影装置１６が行う第１補正処理及び第２補正処理は、本実施形態に限定されない。例えば、放射線画像撮影装置１６の信号処理部５４Ｂの増幅回路の増幅率、（例えば、増幅回路がアンプを含む場合、アンプのゲイン）が異なる処理を第１補正処理及び第２補正処理としてもよい。アンプのゲインを大きくするほど、ダイナミックレンジが小さくなるが、信号処理部５４ＢのＡ／Ｄ変換器により変換された後の工程で発生するノイズが与える影響が小さくなる。そのため、放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ｂは、診断用画像（一般画像及びＥＳ画像）を生成する場合、アンプのゲインを第１ゲインとして画像データを表す電気信号を増幅する第１補正処理を行い、骨密度の導出を行う場合、アンプのゲインを第１ゲインよりも大きい第２ゲインとして画像データを表す電気信号を増幅する第２補正処理を行えばよい。この場合、制御部５８Ａは、診断用画像を生成する場合、及び骨密度の導出を行う場合、共に、第１補正処理を行えばよい。なお、この場合、コンソール１８の制御部８０は、骨密度の導出において、骨部領域Ｂ及び軟部領域Ｓを、ＤＸＡ画像から検出する。
また、例えば、第２放射線検出器２０Ｂの画素３２から電荷を読み出す処理において、画素３２毎に電荷を読み出す処理を第１補正処理とし、複数の画素３２からまとめて電荷を読み出す処理を第２補正処理としてもよい。複数の画素３２から電荷をまとめて読み出す場合、画像の解像度が低下することになるが、画像データに重畳される電気的ノイズが抑制される。そのため、放射線画像撮影装置１６の制御部５８Ｂは、診断用画像（一般画像及びＥＳ画像）を生成する場合、第２放射線検出器２０Ｂの画素３２毎に電荷を読み出す第１補正処理を行い、骨密度の導出を行う場合、第２放射線検出器２０Ｂの複数の画素３２からまとめて電荷を読み出す第２補正処理を行えばよい。なお、複数の画素３２から電荷をまとめて読み出す方法としては、２×２＝４個の画素３２からまとめて電荷を読み出す場合を具体例とすると、制御部５８Ｂは、ゲート配線ドライバ５２Ｂにより、隣接する２本のゲート配線３４に同時とみなすタイイングで薄膜トランジスタ３２Ｃをオン状態にさせる制御信号を出力させ、隣接する２本のデータ配線３６を流れる電気信号を加算すればよい。
なお、コンソール１８の制御部８０は、各画素３２から電荷を読み出して生成した第１放射線画像の画像データと、複数の画素３２からまとめて電荷を読み出して生成した第２放射線画像の画像データとを用いてＥＳ画像を生成してもよい。しかしながら、複数の画素３２からまとめて電荷を読み出したことにより解像度が低下するため、高解像度のＥＳ画像を所望の場合は、複数の画素３２からまとめて電荷を読み出さないことが好ましい。
以上説明したように、上記各実施形態の放射線画像撮影システム１０の放射線画像撮影装置１６は、照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第１放射線検出器２０Ａと、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、かつ照射された放射線Ｒに応じた電荷を蓄積する複数の画素３２を含む第２放射線検出器２０Ｂと、を備える。
また、放射線画像撮影システム１０では、第２放射線検出器２０Ｂにより撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、また、骨密度の導出用の第２補正処理を行う。コンソール１８の制御部８０は、第１放射線画像、及び第１補正処理が行われた第２放射線画像を用いて診断用画像を生成し、また、第１放射線画像、及び第２補正処理が行われた第２放射線画像を用いて骨密度を導出する。
従って、上記各実施形態の放射線画像撮影システム１０によれば、高画質の診断用画像と、高精度な骨塩定量値及び骨密度の少なくとも一方と、を得ることができる。
なお、上記各実施形態では、第１補正処理と第２補正処理とで除去するノイズの量が異なる場合、より具体的には、第２補正処理の方が除去するノイズの量が多い場合について説明したが、これに限らず、例えば、第１補正処理と第２補正処理とで除去するノイズの種類を異ならせても良い。第２補正処理では、骨密度の導出に影響を与えないノイズ、例えば、撮影毎に変化せず、画像に一様に重畳するノイズならば除去しなくてもよい。
なお、上記各実施形態では、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。
また、上記各実施形態では、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、上記実施の形態では、２つの制御部（制御部５８Ａ、５８Ｂ）により放射線画像撮影装置１６の制御を実現する場合について説明したが、これに限定されない。例えば１つの制御部により放射線画像撮影装置１６の制御を実現する形態としてもよい。
また、上記各実施形態では、全体撮影処理プログラムがＲＯＭ８０Ｂに予め記憶（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。全体撮影処理プログラムは、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、全体撮影処理プログラムは、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。
２０１６年３月２８日出願の日本国特許出願２０１６−０６３９５２号の開示は、その全体が参照により本明細書に取り込まれる。
本明細書に記載された全ての文献、特許出願、及び技術規格は、個々の文献、特許出願、及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。
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
２１ 筐体
２２Ａ、２２Ｂ シンチレータ
２４ 放射線制限部材
２６Ａ、２６Ｂ 制御基板
２８ ケース
３０Ａ、３０Ｂ ＴＦＴ基板
３２ 画素
３２Ａ センサ部
３２Ｂ コンデンサ
３２Ｃ 薄膜トランジスタ
３４ ゲート配線
３６ データ配線
４０ オプティカルブラック領域
４１ 放射線遮蔽物
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、８０ 制御部
６０、８０Ａ ＣＰＵ
６２ メモリ
６４、８６ 記憶部
６６、９２ 通信部
７０ 電源部
８０Ｂ ＲＯＭ
８０Ｃ ＲＡＭ
８８ 表示部
９０ 操作部
９４ バス
Ｂ 骨部領域
Ｅ エッジ
Ｌ１ 実線
Ｌ２ 実線
Ｒ 放射線
Ｓ 軟部領域
Ｗ 被検体

Claims (13)

  1. 照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置と、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、前記第１補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する生成部と、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、前記第２補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、
    を備えた放射線画像撮影システム。
  2. 照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置と、
    診断用画像を生成する場合、前記第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、前記第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して診断用画像生成用の第１補正処理を行わせる制御と、を含む第１制御を行い、定量値の導出を行う場合、前記第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、前記第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して定量値導出用の第２補正処理を行わせる制御と、を含む第２制御を行う制御部と、
    前記第１制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて診断用画像を生成する生成部と、
    前記第２制御により得られた第１放射線画像及び第２放射線画像を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、
    を備えた放射線画像撮影システム。
  3. 前記第２補正処理は、除去するノイズ量が前記第１補正処理により除去されるノイズ量よりも多い補正処理、及び処理結果に許容されるノイズ量が前記第１補正処理の処理結果に許容されるノイズ量よりも少ない補正処理の少なくとも一方である、
    請求項１または請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
  4. 前記第１補正処理は、前記診断用画像において、視認可能なアーチファクトを除去する補正処理である、
    請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の放射線画像撮影システム。
  5. 前記第２補正処理は、補正後の前記第２放射線画像における軟部組織の領域及び骨部組織の領域の各々において画素値の平均値に対する撮影毎のばらつきを抑制する補正処理である、
    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システム。
  6. 前記第１放射線検出器と前記第２放射線検出器との間に、放射線の透過を制限する放射線制限部材をさらに備えた、
    請求項１から請求項５の何れか１項に記載の放射線画像撮影システム。
  7. 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、放射線が照射されることにより光を発する発光層を備え、
    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前記複数の画素は、前記光を受光することにより電荷が発生して蓄積され、
    前記第１放射線検出器の発光層と、前記第２放射線検出器の発光層とは、発光層の組成が異なる、
    請求項１から請求項６の何れか１項に記載の放射線画像撮影システム。
  8. 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、放射線が照射されることにより光を発する発光層、及び前記光を受光することにより電荷が発生して蓄積される前記複数の画素が設けられた基板を備え、
    前記基板は、前記発光層の放射線の入射側に積層されている、
    請求項１から請求項６の何れか１項に記載の放射線画像撮影システム。
  9. 前記第１放射線検出器の発光層は、ＣｓＩを含んで構成され、
    前記第２放射線検出器の発光層は、ＧＯＳを含んで構成されている、
    請求項７または請求項８に記載の放射線画像撮影システム。
  10. 照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得する取得部と、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、前記第１補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成する生成部と、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、前記第２補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する導出部と、
    を備えた画像処理装置。
  11. 照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、
    診断用画像を生成する場合、前記第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、前記第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して診断用画像生成用の第１補正処理を行わせる制御と、を含む第１制御を行い、定量値の導出を行う場合、前記第１放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出す制御と、前記第２放射線検出器の複数の画素から電荷を読み出し、読み出した電荷により得られる画像データに対して定量値導出用の第２補正処理を行わせる制御と、を含む第２制御を行う制御部と、
    を備えた放射線画像撮影装置。
  12. 取得部により、照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得し、
    生成部により、前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、前記第１補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成し、
    導出部により、前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、前記第２補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する、
    処理を含む画像処理方法。
  13. 照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第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積層されて配置され、かつ照射された放射線に応じた電荷を蓄積する複数の画素を含む第２放射線検出器と、を備えた放射線画像撮影装置から、第１放射線画像及び第２放射線画像を取得し、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に診断用画像生成用の第１補正処理を行い、前記第１補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて診断用画像を生成し、
    前記第２放射線検出器により撮影された第２放射線画像に定量値導出用の第２補正処理を行い、前記第２補正処理が行われた第２放射線画像と、前記第１放射線検出器により撮影された第１放射線画像と、を用いて骨塩定量及び骨密度の少なくとも一方を導出する、
    ことを含む処理をコンピュータに実行させるための画像処理プログラム。
JP2018508586A 2016-03-28 2017-02-21 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム Active JP6510729B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016063952 2016-03-28
JP2016063952 2016-03-28
PCT/JP2017/006436 WO2017169312A1 (ja) 2016-03-28 2017-02-21 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2017169312A1 true JPWO2017169312A1 (ja) 2018-08-09
JP6510729B2 JP6510729B2 (ja) 2019-05-08

Family

ID=59963105

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2018508586A Active JP6510729B2 (ja) 2016-03-28 2017-02-21 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10765390B2 (ja)
JP (1) JP6510729B2 (ja)
CN (1) CN108882900B (ja)
WO (1) WO2017169312A1 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11774376B2 (en) * 2019-12-26 2023-10-03 Canon Kabushiki Kaisha Power supply unit and radiation imaging apparatus including the same

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06189951A (ja) * 1992-12-25 1994-07-12 Hitachi Medical Corp 骨塩量測定装置
JPH10155115A (ja) * 1996-09-25 1998-06-09 Fuji Photo Film Co Ltd 骨部画像処理方法および装置
US20110080995A1 (en) * 2006-09-19 2011-04-07 David Michael Hoffman Stacked flat panel x-ray detector assembly and method of making same

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5150394A (en) * 1989-12-05 1992-09-22 University Of Massachusetts Medical School Dual-energy system for quantitative radiographic imaging
US5910972A (en) 1996-09-25 1999-06-08 Fuji Photo Film Co., Ltd. Bone image processing method and apparatus
JP4585064B2 (ja) * 1999-11-01 2010-11-24 株式会社東芝 放射線診断装置
US7724875B2 (en) * 2007-10-19 2010-05-25 General Electric Company Image guided acquisition of quantitative dual energy data
WO2010070554A1 (en) * 2008-12-17 2010-06-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. X-ray examination apparatus and method
JP2010201157A (ja) * 2009-02-06 2010-09-16 Toshiba Corp 放射線診断装置、ｘ線コンピュータ断層撮影装置および画像処理方法
US9526466B2 (en) * 2009-07-16 2016-12-27 University Of Waterloo Multi-layer flat panel X-ray detector
US8165266B2 (en) 2009-09-10 2012-04-24 General Electric Company Transverse scanning bone densitometer and detector used in same
JP5844545B2 (ja) * 2010-05-31 2016-01-20 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置
JP2012032645A (ja) * 2010-07-30 2012-02-16 Fujifilm Corp 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
JP6197790B2 (ja) 2012-06-11 2017-09-20 コニカミノルタ株式会社 医用画像システム及び医用画像処理装置
CN103892856B (zh) * 2012-12-31 2017-10-20 深圳先进技术研究院 一种获取人体骨密度值的方法及系统
WO2017168849A1 (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影方法
JP6549535B2 (ja) * 2016-07-29 2019-07-24 富士フイルム株式会社 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
JP6639353B2 (ja) * 2016-07-29 2020-02-05 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06189951A (ja) * 1992-12-25 1994-07-12 Hitachi Medical Corp 骨塩量測定装置
JPH10155115A (ja) * 1996-09-25 1998-06-09 Fuji Photo Film Co Ltd 骨部画像処理方法および装置
US20110080995A1 (en) * 2006-09-19 2011-04-07 David Michael Hoffman Stacked flat panel x-ray detector assembly and method of making same

Also Published As

Publication number Publication date
WO2017169312A1 (ja) 2017-10-05
US20190008472A1 (en) 2019-01-10
JP6510729B2 (ja) 2019-05-08
CN108882900B (zh) 2021-11-12
US10765390B2 (en) 2020-09-08
CN108882900A (zh) 2018-11-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10512440B2 (en) Radiography system, image processing method, and image processing program
JP5816316B2 (ja) 放射線画像検出装置およびその作動方法、並びに放射線撮影装置
JP6695232B2 (ja) 放射線画像撮影システム
US20180031715A1 (en) Radiography system, radiography method, and radiography program
US10345459B2 (en) Radiography apparatus and radiography method
JP6644027B2 (ja) 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
US10634799B2 (en) Radiography system, radiography method, and radiography program storage medium
JP6745755B2 (ja) 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影方法、放射線画像撮影プログラム、及び体厚推定装置
WO2017169312A1 (ja) 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム
US10772596B2 (en) Image processing apparatus, radiography system, image processing method, and image processing program
US10653382B2 (en) Image processing apparatus, radiography system, image processing method, and image processing program
US10932742B2 (en) Image processing apparatus, radiography system, image processing method, and image processing program
US11185303B2 (en) Image processing apparatus, radiography system, image processing method, and image processing program
US10987078B2 (en) Image processing apparatus, radiography system, image processing method, and image processing program
US20180333122A1 (en) Radiography system, radiography method, radiography program, and derivation apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20180419

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20190312

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20190404

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6510729

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250