WO2013187150A1 - 医用画像システム及び医用画像処理装置 - Google Patents

医用画像システム及び医用画像処理装置 Download PDF

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WO2013187150A1
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absorption
differential
differential phase
composite
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PCT/JP2013/062690
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千穂 巻渕
木戸　一博
淳子 清原
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コニカミノルタ株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a medical image system and a medical image processing apparatus.
  • contrast is formed by a difference in attenuation of X-ray intensity when X-rays pass through a subject.
  • phase contrast method has been proposed in which contrast is obtained not by X-ray absorption but by X-ray phase change.
  • Patent Document 1 proposes an X-ray imaging system that obtains an X-ray image with high visibility by edge enhancement using refraction of X-rays at the time of magnified imaging.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-228561 describes superimposing a phase contrast image and an absorption contrast image.
  • Patent Document 2 describes that in the field of computed tomography (CT), a phase contrast image by tomography is created, and further, this phase contrast image by tomography is superimposed on an absorption image by tomography. Yes.
  • CT computed tomography
  • phase contrast image described in Patent Document 1
  • the subject edge portion is enhanced in contrast and the visibility is improved, the image signal near the subject edge is distorted. Therefore, a realistic shape is not reproduced near the edge.
  • the phase contrast image (enlarged shooting) and the absorption contrast image (close contact shooting) need to be taken twice, and are taken at different shooting magnifications. Therefore, enlargement interpolation processing and reduction processing are performed to adjust the magnification and alignment. There is a need to do.
  • Patent Document 2 describes that a composite image obtained by superimposing a phase contrast image and an absorption contrast image is effective for diagnosing a structure at a transition portion between a bone portion and a cartilage. However, there is no description about what kind of composite image is displayed and how effective it is depending on the site to be diagnosed and the disease to be diagnosed at that site.
  • An object of the present invention is to realize early diagnosis and improve diagnostic accuracy by performing image display effective for diagnosis according to a diagnosis target site and a disease.
  • X-ray imaging of the diagnostic target part of the subject is performed using any of the Talbot type imaging apparatus, the Talbot low type imaging apparatus, or the Fourier transform type imaging apparatus, and the absorption image and the differential phase relating to the diagnostic target part of the subject
  • a medical image system that generates three types of reconstructed images, an image and a small-angle scattered image,
  • An input means for inputting diagnostic target information for specifying the diagnostic target part or the diagnostic target part and a disease to be diagnosed in the part;
  • Control that combines two types of reconstructed images of the three types of reconstructed images to generate a composite image based on the diagnosis target information input by the input unit, and causes the display unit to display the generated composite image Means, Is provided.
  • one of the two types of reconstructed images is an absorption image.
  • control means generates a composite image after processing at least one of the two types of reconstructed images.
  • the control means processes the absorption image to generate a differential absorption image, and the signal intensity of the structure depicted in common to the differential phase image and the differential absorption image with respect to the generated differential absorption image. Multiply by a coefficient to match the differential phase image and subtract from the differential phase image, or process the differential phase image to generate a phase image, and the phase image and the absorption with respect to the absorption image By multiplying the signal intensity of the structure depicted in common with the image by a coefficient for matching with the phase image and subtracting from the phase image, the differential phase image and the absorption image are depicted in common. It is preferable to generate a composite image in which the signal of the existing structure is removed or attenuated.
  • control unit generates a plurality of types of synthesized images and causes the display unit to display the generated plurality of types of synthesized images simultaneously or in a switched manner.
  • control unit causes the display unit to display the generated composite image and at least one of the three types of reconstructed images simultaneously or in a switching manner.
  • the control unit further synthesizes the three types of reconstructed images, and displays the synthesized image of the two types of generated reconstructed images and the synthesized image of the three types of reconstructed images on the display unit. It is preferable to display at the same time or switching.
  • the site to be diagnosed is a breast.
  • a medical image processing apparatus comprises: Based on the image signal of the subject obtained by an X-ray imaging apparatus using a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer, at least a differential phase among three reconstructed images of a differential phase image, an absorption image, and a small angle scattered image Reconstructed image generating means for generating images and absorption images;
  • the absorption image is processed to generate a differential absorption image, and the signal intensity of the structure depicted in common to the differential phase image and the differential absorption image is generated in the differential phase image.
  • the signal of the structure depicted in common to the differential phase image and the absorption image is obtained by multiplying the signal intensity of the depicted structure by a coefficient for matching the phase image and subtracting from the phase image.
  • the synthesizing unit calculates a ratio of the signal of the commonly depicted structure in the two images used for the subtraction, and uses the calculated ratio as the coefficient.
  • Storage means for storing a threshold value corresponding to at least one of an absorption image, a differential absorption image, a phase image, a differential phase image, and a small angle scattering image;
  • the synthesizing unit compares each pixel value of the image corresponding to the threshold value generated by the reconstructed image generating unit or the absolute value thereof with the threshold value, and for the pixel value region not exceeding the threshold value, It is preferable to generate the composite image with a small coefficient.
  • Correction means for correcting artifacts caused by imaging conditions in the X-ray imaging apparatus for the differential phase image Preferably, the synthesizing unit generates the synthesized image using the differential phase image corrected by the correcting unit.
  • the present invention it is possible to realize early diagnosis and improve diagnostic accuracy by performing image display effective for diagnosis according to a diagnosis target site and a disease. .
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of a medical image system according to an embodiment. It is a figure for demonstrating the principle of a Talbot interferometer. It is a block diagram which shows the functional structure of the controller of FIG. 1A. It is a flowchart which shows the image generation display process performed by the control part of FIG. It is a figure which shows an example of the absorption image which made the cherry a subject. It is a figure which shows an example of the differential phase image which used the cherry as a to-be-photographed object. It is a figure which shows an example of the small angle scattering image which used the cherry as a to-be-photographed object.
  • FIG. 6A It is a figure which shows an example of the small angle scattering image which used the wrist joint as the to-be-photographed object. It is a figure which shows the synthesized image (absorption image + differential phase image) which synthesize
  • FIG. 7B is a view showing a composite image (small angle scattered image ⁇ absorbed image) obtained by combining the absorption image of the wrist joint shown in FIG. 7A and the small angle scattered image of the wrist joint shown in FIG. 7C.
  • FIG. 6 is a diagram showing a small angle scattered image with the breast as a subject. It is a figure which shows the synthesized image (differential phase image + absorption image) which synthesize
  • FIG. 3 is a flowchart showing an image display process executed by the control unit of FIG. 2 when the diagnosis target site is a breast.
  • 3 is a flowchart showing an image display process executed by the control unit in FIG. 2 when the diagnosis target site is a bone / joint system and the disease is rheumatism.
  • 3 is a flowchart showing an image display process executed by the control unit in FIG.
  • FIG. 1A shows an overall configuration of a medical image system 100 according to the present embodiment.
  • the medical image system 100 includes an X-ray imaging apparatus 1, a controller 2, and an order input apparatus 3.
  • the X-ray imaging apparatus 1 and the controller 2 are connected so as to be able to transmit and receive data via a communication network N such as a LAN (Local Area Network).
  • a communication network N such as a LAN (Local Area Network).
  • the controller 2 and the order input device 3 are connected via a communication network N so that data can be transmitted and received.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is an apparatus that includes a known Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer and generates a moire image for obtaining a reconstructed image of a subject.
  • the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer are, for example, International Publication No. 2004/058070 (Publication 1), International Publication No. 2011/033798 (Publication 2), International Publication No. 2011-114845 (Publication 3). ), A moiré image for generating a reconstructed image of a subject using the Talbot effect.
  • the Talbot effect is the direction in which light travels when coherent light (X-rays emitted from the X-ray source 11) passes through the first grating 14 provided with slits at a constant period.
  • a phenomenon in which the lattice images are connected in the (z direction) at a constant period.
  • This lattice image is called a self-image
  • the Talbot interferometer arranges the second grating 15 in parallel at the position connecting the self-images, and the second grating 15 is placed on the optical axis (X-ray focal point and X-ray focal point) with respect to the first grating 14.
  • An interference fringe (moire) M generated by tilting around the center of the grating is measured.
  • photographing can be performed even when the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 is 0 degree. If an object is placed in front of the second grating 15, the moire M is disturbed. Therefore, the subject H is placed before and after the first grating 14 and irradiated with coherent X-rays, and an image of the obtained moire M is calculated. Thus, a reconstructed image of the subject H can be obtained.
  • the Talbot interferometer includes an X-ray source 11, a first grating 14, a second grating 15, and a radiation detector (not shown) provided substantially perpendicular to the X-ray irradiation direction. .
  • the first grating 14 and the second grating 15 are diffraction gratings, and a plurality of slits are arranged in a direction (x direction) orthogonal to the X-ray irradiation direction (z direction).
  • the subject H is disposed between the X-ray source 11 and the first grating 14 or the first grating 14 and the second grating 15, and the first grating 14 and the second grating 15 are relative to each other at regular intervals.
  • a plurality of moiré images for the fringe scanning method are generated by repeating the process in which the radiation detector reads the image signal in accordance with the X-rays irradiated by the X-ray source 11 every movement at regular intervals. It is.
  • a multi-slit (not shown) is further arranged at a position close to the X-ray source 11 between the X-ray source 11 and the first grating 14 in the configuration of the Talbot interferometer described above. It is a configuration.
  • the multi-slit is a diffraction grating, and a plurality of slits are arranged in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction, like the first grating 14 and the second grating 15.
  • the subject H is disposed between the multi-slit and the first grating 14, and the multi-slit is moved relative to the first and second gratings 14 and 15 at regular intervals.
  • the radiation detector repeats the process of reading the image signal in accordance with the X-rays emitted from the X-ray source 11, thereby generating a plurality of moire images for the fringe scanning method.
  • a method for generating a plurality of moire images for the fringe scanning method is referred to as a fringe scanning method.
  • the relative angle between the first grating 14 and the second grating 15 is set to a predetermined angle.
  • X-rays are irradiated once without moving each of the gratings 14 and 15 and the multi-slit, and the radiation detector reads an image signal according to the irradiated X-rays to generate a moire image. It is good.
  • Such a moire image generation method is called a Fourier transform method.
  • the controller 2 generates three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, and small angle scattered image) of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging apparatus 1, and based on the region to be diagnosed and the disease
  • the controller 2 includes a control unit 21, an operation unit 22, a display unit 23, a communication unit 24, and a storage unit 25.
  • the control unit 21 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and in cooperation with a program stored in the storage unit 25, various processes including an image generation display process described later. Execute.
  • the operation unit 22 includes a keyboard having cursor keys, numeric input keys, various function keys, and the like, and a pointing device such as a mouse, and includes a key pressing signal pressed by the keyboard and an operation signal by the mouse. Is output to the control unit 21 as an input signal. It is good also as a structure provided with the touchscreen comprised integrally with the display of the display part 23, and producing
  • the display unit 23 includes a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display), and the operation screen and the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 according to the display control of the control unit 21.
  • the generated reconstructed image and composite image are displayed.
  • the communication unit 24 includes a communication interface and communicates with the X-ray imaging apparatus 1 and the order input apparatus 3 on the communication network N by wire or wirelessly. For example, the communication unit 24 receives imaging order information from the order input device 3, transmits imaging conditions and control signals to the X-ray imaging device 1, and receives a moire image from the X-ray imaging device 1.
  • the storage unit 25 stores a program executed by the control unit 21 and data necessary for executing the program.
  • the storage unit 25 stores imaging order information transmitted from the order input device 3.
  • the imaging order information includes an imaging date, a patient name, diagnosis target information (diagnosis target part (imaging part), or information on a diagnosis target part and a disease name to be diagnosed in the part), and the like.
  • the storage unit 25 stores an imaging condition table in which diagnosis target information is associated with imaging conditions suitable for imaging the diagnosis target.
  • the storage unit 25 stores a composite image table in which diagnosis target information is associated with information on the type of image (including a composite image) suitable for the diagnosis target and display mode information thereof.
  • the storage unit 25 includes three types of reconstructed images generated based on the moire image transmitted from the X-ray imaging apparatus 1, a composite image, and types of processing used to generate the composite image (addition, subtraction, multiplication, Information), image processing parameters, display parameters such as gradation correction and enlargement / reduction positions, and the like are stored in association with shooting order information. Furthermore, the storage unit 25 stores gain correction data, a defective pixel map, and the like corresponding to the radiation detector of the X-ray imaging apparatus 1 in advance. These data may be stored on the X-ray imaging apparatus 1 side, and a moire image that has been subjected to various correction processes based on these data may be input to the controller 2.
  • the order input device 3 is a device that generates shooting order information in response to operator input.
  • HIS Hospital Information System
  • RIS Radiology Information System
  • FIG. 3 shows a flowchart of image generation / display processing executed by the controller 21 of the controller 2.
  • the image generation / display processing is executed in cooperation with the program stored in the control unit 21 and the storage unit 25 according to the operation of the operation unit 22.
  • a list of shooting order information is displayed on the display unit 23 of the controller 2, and shooting order information to be shot is designated by the operation unit 22 (step S1).
  • the imaging conditions corresponding to the diagnosis target information included in the specified imaging order information are read from the imaging condition table in the storage unit 25, transmitted to the X-ray imaging apparatus 1 by the communication unit 24, and set (step). S2).
  • the X-ray imaging apparatus when an imaging condition is received from the controller 2, X-ray imaging with a subject and X-ray imaging without a subject are performed based on the received imaging condition. A moiré image with a subject and a moiré image without a subject are generated. The generated moire image with a subject and the moire image without a subject are transmitted to the controller 2.
  • step S3 When the moire image from the X-ray imaging apparatus 1 is received by the communication unit 24 (step S3), reconstruction of three types of subjects, that is, an absorption image, a differential phase image, and a small angle scattered image, is performed based on the received moire image. An image is generated (step S4).
  • FIGS. 4A to 4C show examples of an absorption image, a differential phase image, and a small angle scattered image with a cherry as a subject.
  • the absorption image (X-ray absorption image) is an image of an average component of interference fringes, and has a contrast according to the amount of X-ray attenuation by the subject.
  • the image has been used for diagnosis conventionally and is familiar to medical personnel such as doctors. It is excellent in the depiction of bones where X-ray absorption contrast tends to occur (see FIG. 4A).
  • the differential phase image is obtained by imaging the phase information of the interference fringes, and has a contrast according to the amount of inclination of the X-ray wavefront by the subject.
  • the soft tissue is more excellent than the absorption image (see FIG. 4B).
  • the small-angle scattered image is an image of the visibility of the interference fringes, and the contrast is added according to the X-ray scattering by the subject (Publication 5: Distribution of unresolvable anisotropic microstructures revealed in visibility-contrast images using x-ray Talbot interferometry. Wataru Yashiro et.al. PHYSICAL REVIEW B 84, 094106 (2011)). It is superior to the description of the fine structure than the absorption image (see FIG. 4C). Since the absorption image, differential phase image, and small-angle scattered image generated in step S4 are generated based on the same moire image (group) transmitted from the X-ray imaging apparatus 1, the three images are the same for the same subject. The portion is depicted, and it is not necessary to align the subject between the three images.
  • the three types of reconstructed images can be generated by a known method, for example, as described in publicly known document 4 described above.
  • an offset correction process, a gain correction process, a defective pixel correction process, an X-ray intensity fluctuation correction, and the like are performed on a moiré image with a subject and a moiré image without a subject.
  • three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, and small angle scattered image) with a subject are generated based on the corrected moire image with the subject.
  • three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, and small angle scattered image) without a subject are generated based on the corrected moire image without the subject.
  • a moire image is created by the Fourier transform method in the X-ray imaging apparatus 1, first, each of the corrected moire image with a subject and the moire image without a subject is subjected to Fourier transform (two-dimensional Fourier transform).
  • each of the extracted 0th-order component and 1st-order component is subjected to inverse Fourier transform.
  • an absorption image is generated from the amplitude of the zeroth-order component
  • a differential phase image is generated from the phase of the first-order component
  • the interference fringes Phase correction and correction processing for removing image unevenness are performed, and three types of reconstructed images for final diagnosis are generated.
  • a composite image is generated by combining at least two types of reconstructed images among the three types of reconstructed images (step S5).
  • a plurality of types of composite images may be generated.
  • the composite image table stored in the storage unit 25 is read, and a composite image of a type associated with the diagnosis target information included in the imaging order information is generated in the composite image table.
  • the composite image can be generated by adding, subtracting, dividing, or multiplying the corresponding pixel values of at least two types of reconstructed images among the three types of reconstructed images.
  • FIG. 5A shows an example of a composite image obtained by adding and combining the absorption image shown in FIG. 4A and the differential phase image shown in FIG. 4B.
  • FIG. 5B shows an example of a composite image obtained by adding and combining the absorption image shown in FIG. 4A and the small-angle scattered image shown in FIG. 4C.
  • FIG. 5C shows an example of a synthesized image obtained by subtracting the small-angle scattered image shown in FIG. 4C from the absorption image shown in FIG. 4A.
  • FIG. 5D shows an example of a composite image synthesized by dividing the small angle scattered image shown in FIG. 4C by the absorption image shown in FIG. 4A.
  • FIGS. 5A to 5D it is possible to obtain images having different characteristics depending on the composite image calculation method (addition, subtraction, division, and multiplication). Which calculation method is used is stored in advance in the composite image table in association with the diagnosis target information.
  • the diagnostic ability deteriorates when the noise increase due to the synthesis is stronger than the contrast increase of the object of interest, or when a signal unnecessary for the diagnosis is synthesized.
  • it is equivalent to a single reconstructed image by changing the contribution according to the density of the individual reconstructed image in the process at the time of synthesis, or by reducing the contribution of a flat area with small signal change in the individual reconstructed image.
  • the diagnostic ability of “ ⁇ ” indicates that the inspection target is shown but is inferior to “ ⁇ ” (it is difficult to diagnose or may be overlooked by itself), and “X” indicates that the part to be inspected is not shown.
  • the evaluation of “ ⁇ ”, “ ⁇ - ”, “ ⁇ ”, and “ ⁇ ” is the vertical relative comparison of [Table 1], not the horizontal relative comparison.
  • the composite image of the absorption image and the differential phase image, and the composite image of the absorption image and the small-angle scattering image show the results of evaluating those generated by addition.
  • the degree of contribution represents the degree to which each reconstructed image (or a partial area or pixel thereof) contributes to the composite image. For example, each reconstructed image when a composite image is generated by addition or subtraction.
  • the weighting coefficient is included.
  • FIG. 6A shows an absorption image with bird wing cartilage as a subject.
  • FIG. 6B shows a differential phase image with bird wing cartilage as a subject.
  • FIG. 6C shows a small-angle scattered image with bird wing cartilage as a subject.
  • FIG. 7A shows an absorption image with the wrist joint as the subject.
  • FIG. 7B shows a differential phase image with the wrist joint as the subject.
  • FIG. 7C shows a small-angle scattered image with the wrist joint as the subject.
  • the composite image of the absorption image and the small-angle scatter image depicts the bone, micro-fracture, and fine structure of the trabecula in a diagnosable manner, so that the bone is more visible than when only one small-angle scatter image is observed.
  • the composition of the absorption image and the differential phase image or the small angle scattering image is effective in an imaging apparatus using a one-dimensional grating in which slits are provided at a constant period.
  • the differential phase image and the small-angle scattered image can detect a subject change in a direction perpendicular to the grating structure, but there is a problem of image directivity that the subject change in the vertical direction is insensitive and cannot be detected.
  • synthesizing an absorption image without image directivity and a differential phase image or a small-angle scattered image it is possible to compensate for missing information in the differential phase image or the small-angle scattered image, and to facilitate diagnosis such as specifying the location of a lesion. be able to.
  • FIG. 8A shows a composite image (absorption image + differential phase image) obtained by combining the absorption image of the bird wing cartilage shown in FIG. 6A and the differential phase image of the bird wing cartilage shown in FIG. 6B.
  • FIG. 8B shows a composite image (small angle scattered image ⁇ absorbed image) obtained by synthesizing the absorption image of bird wing cartilage shown in FIG. 6A and the small angle scattered image of bird wing cartilage shown in FIG. 6C.
  • FIG. 9A shows a composite image (differential phase image + absorption image) obtained by combining the absorption image of the wrist joint shown in FIG. 7A and the differential phase image of the wrist joint shown in FIG. 7B.
  • FIG. 9B shows a composite image (small angle scattered image + absorbed image) obtained by combining the absorption image of the wrist joint shown in FIG. 7A and the small angle scattered image of the wrist joint shown in FIG. 7C.
  • FIG. 9C shows a composite image (small angle scattered image-absorbed image) obtained by combining the absorption image of the wrist joint shown in FIG. 7A and the small angle scattered image of the wrist joint shown in FIG. 7C.
  • the meaning of “small-angle scattered image ⁇ absorption image” is the standardized X-ray scattering amount of a substance in terms of absorption amount. If this value is high, it is composed of fine trabeculae even with the same absorption amount.
  • the absorption image shows all of the tumor, spicula, and microcalcification, but the tumor Cannot be diagnosed by absorption images alone. There is also the possibility of overlooking spicula and microcalcifications.
  • differential phase images the spicule structure is depicted diagnosable, while others are not diagnosable or may be missed.
  • microcalcifications are diagnosable, while others are not diagnosable or may be missed.
  • FIG. 10A shows an absorption image with the breast as the subject.
  • FIG. 10B shows a differential phase image with the breast as the subject.
  • FIG. 10C shows a small angle scattered image with the breast as the subject.
  • the edge of the tumor and the spicule structure can be clearly depicted.
  • the composite image of the absorption image and the small-angle scatter image is excellent in depiction of the structure inside the tumor and the light microcalcification that may be missed in the absorption image, and the small-angle scatter image is used for the absorption image familiar to doctors.
  • FIG. 11A shows a composite image (differential phase image + absorption image) obtained by combining the absorption image shown in FIG. 10A and the differential phase image shown in FIG. 10B.
  • FIG. 11B shows a combined image (small angle scattered image + absorbed image) obtained by combining the absorption image shown in FIG. 10A and the small angle scattered image shown in FIG. 10C.
  • the synthesized image may be synthesized by providing contributions for each image, for each region, or for each pixel, instead of synthesizing the reconstructed images at a ratio of 1: 1.
  • the diagnosis target information is stored in association with the contribution of each reconstructed image to be combined with the type of the composite image, and the composite image is based on the contribution. It is good also as producing
  • an area for example, bone, cartilage, etc.
  • an area for example, bone, cartilage, etc.
  • each area extracted area and not extracted.
  • (Region) contribution degree may be stored in association with each other, and a composite image may be generated based on the contribution degree.
  • the differential phase image shown in FIG. 12A total contribution 1
  • the absorption image shown in FIG. 12B bone contribution 1, 1 otherwise
  • the contribution of the absorption image is 1 for the bone, otherwise
  • the bone portion is an absorption image that is easy for doctors to examine
  • the other is a composite image composed of differential phase images that can depict cartilage. Can be generated.
  • the contribution for each pixel density is stored in association with the diagnosis target information.
  • a composite image may be generated based on this contribution. Since the noise of the X-ray image is related to the image density (related to the number of photons detected by the detector), it is possible to reduce the noise of the composite image by changing the contribution according to the density of the pixel.
  • each reconstructed image to be combined with the diagnosis target information with respect to the diagnosis target information is contributed by the difference from the surrounding pixels of each pixel (the flatness of the subject signal). May be stored in association with each other, and a composite image may be generated based on the contribution. Since the flat portion does not improve the contrast of the composite image and only noise is added, it is possible to reduce the noise of the composite image by reducing the contribution.
  • step S6 an image display process is executed based on the diagnosis target information included in the imaging order information.
  • step S6 when one image is sequentially switched and displayed on the display screen of the display unit 23, each image has the same size in the same area on the display screen of the display unit 23. Is displayed. This is because the same portion of the subject in each image is displayed in the same area on the screen.
  • FIG. 13 shows a flowchart of the image display process executed in step S6 when the diagnosis target region is the breast.
  • the combined image of the absorption image and the differential phase image and the combined image of the absorption image and the small-angle scattered image are simultaneously displayed (side-by-side) on the display unit 23 or are switched and displayed (alternately repeatedly and flipped) (step T1). ).
  • the site to be diagnosed is the breast
  • the presence / absence of abnormal shadow candidates such as a mass, spicule, and microcalcification in the entire image region is comprehensively diagnosed.
  • the interpretation and diagnosis are performed in detail, paying attention to the area of each abnormal shadow candidate.
  • the composite image of the two types of reconstructed images covers all of the mass, spicule, and microcalcification, but there is an item of “ ⁇ ” in the evaluation of [Table 1], and only one sheet Doctors who are not skilled just by observing may miss it.
  • the diagnosis target site is the breast
  • the combined image of the absorption image and the differential phase image, and the combined image of the absorption image and the small angle scattered image are simultaneously displayed on the display unit 23.
  • the confirmation of the presence or absence of an abnormal shadow candidate in the initial stage of diagnosis can be made more efficient by switching display. This is because the doctor can compare the two composite images at the same time or by switching and displaying the two composite images, so that there is an abnormal shadow candidate rather than observing only one of the composite images. This is because it is easy to notice.
  • any one of the above two synthesized images and a synthesized image of three types of reconstructed images may be displayed on the display unit 23 simultaneously or in a switched manner. If the composite image of the three types of reconstructed images is not displayed alone but is displayed in a manner comparable to the other composite images, the composite image of the three types of reconstructed images and the other composite image This is because doctors are more likely to notice the lesion due to the difference (change).
  • the affinity with the diagnostic ability based on the conventional absorption image is low, out of the three types of reconstructed images, either one of the differential phase image or the small angle scattered image, the other reconstructed image and the absorption
  • the composite image with the image may be displayed on the display unit 23 simultaneously or in a switching manner. This is because all items of the breast cancer test shown in [Table 1] can be drawn so as to be diagnosed.
  • an operation button for instructing “detailed examination of the tumor margin and spicule”, “detailed examination of mass homogeneity and microcalcification” And an operation button for instructing “END” are displayed.
  • the display in step T1 can recognize general findings such as whether there is an abnormal shadow candidate in the breast, what kind of abnormal shadow candidate exists, and where the region is. The doctor can determine the position of the region of interest (interest of interest) and the items to be confirmed in detail. Then, according to the result of observing the display in step T1, any one of the operation buttons is operated, and if necessary, an individual reconstructed image corresponding to the purpose can be displayed.
  • step T2 When any one of the operation buttons is operated by the operation unit 22, it is determined whether or not the operated operation button is “detailed examination of a tumor edge or a spicule” (step T2). When it is determined that the operated operation button is “examine the tumor margin or spicule in detail” (step T2; YES), a combined image of the differential phase image and the absorption image is displayed on the display unit 23, and the differential is performed.
  • a GUI Graphic User Interface
  • the GUI may change the contribution degree discretely like a button, or may change the contribution degree continuously like a slider bar.
  • a composite image is generated by changing the contribution degree of each of the differential phase image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 (step S4). T5). Then, the process returns to step T3, and the composite image whose contribution is changed is displayed on the display unit 23.
  • the doctor can easily make a diagnosis by adjusting the composite image.
  • the doctor can confirm the intensity of the phase change with respect to the X-ray absorption of the object of interest, and the judgment when specifying the substance of interest Can be a material. If the contribution of one reconstructed image is 0, the other reconstructed image can be displayed individually. That is, the differential phase image or the absorption image can be displayed individually.
  • step T2 When it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “examine the homogeneity and microcalcification of the tumor in detail” (step T2; NO, step T6; YES), the display unit 23 displays the small-angle scattered image and A composite image of the absorption image is displayed, and a button or a slide bar for changing the contribution of the small-angle scattered image and the absorption image (contribution for each image, each region, and each pixel) according to the operation of the operation unit 22 Etc. is displayed. (Step T7).
  • the composite image is generated by changing the contribution degree of each of the small angle scattered image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 (step T9).
  • the process returns to step T7, and the composite image whose contribution is changed is displayed on the display unit 23.
  • the doctor can easily make a diagnosis by adjusting the composite image.
  • the doctor can confirm the intensity of scattering with respect to the X-ray absorption in the object of interest, and a determination material for specifying the substance of interest It can be. If the contribution degree of any one of the reconstructed images is set to 0, the other reconstructed image can be displayed individually. That is, a small angle scattered image or an absorption image can be displayed individually.
  • step T2 The processes from step T2 to step T9 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T10 When “end” is operated by the operation unit 22 (step T10; YES), the process proceeds to step S7 in FIG.
  • FIG. 14 shows a flowchart of the image display process executed in step S6 when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is rheumatism.
  • a composite image of the absorption image and the differential phase image is displayed on the display unit 23 (step T11). By observing the composite image of the absorption image and the differential phase image, it is possible to confirm the presence or absence of cartilage abnormality and determine the region of interest.
  • an operation button for instructing “confirm erosion to the bone”, and an operation for instructing “examine cartilage contour in detail” A button, an operation button for instructing “detailed examination of trabecular bone and bone structural change”, and an operation button for instructing “end” are displayed.
  • the presence or absence of cartilage abnormality can be confirmed by the display in step T11, so that the doctor operates one of the operation buttons according to the result, and if necessary, a composite image of the absorption image and the small angle scattering image Or, an individual reconstructed image according to the purpose can be displayed.
  • the operation button for instructing “confirm erosion to the bone” is disabled when another operation button is pressed.
  • step T12 it is determined whether or not the operation button “confirm erosion to the bone” has been operated by the operation unit 22 (step T12). If it is determined by the operation unit 22 that “confirm erosion to bone” is not operated (step T12; NO), the process proceeds to step T14. If it is determined that “confirm erosion to the bone” has been operated by the operation unit 22 (step T12; YES), a combined image of the absorption image and the small-angle scattered image is displayed (step T13), and the process is performed in step T14.
  • Migrate to As rheumatic symptoms progress it affects the bones under the cartilage. For example, the bone under the cartilage is eroded by granulation tissue in the bone marrow.
  • a small-angle scattered image is suitable for observing minute changes in bone, erosion to the bone part can be confirmed by observing a composite image of an absorption image and a small-angle scattered image.
  • the image displayed in step T13 may be obtained by further combining a small-angle scattered image with the combined image displayed in step T11.
  • step T14 when any one of the operation buttons is operated by the operation unit 22, it is determined whether or not the operated operation button is “examine the outline of the cartilage in detail” (step T14).
  • step T14 When it is determined that the operated operation button is “examine the outline of cartilage in detail” (step T14; YES), a combined image of the differential phase image and the absorption image is displayed on the display unit 23, and the differential phase image is displayed. Then, a GUI such as a button or a slide bar for changing the contribution degree of the absorption image (contribution degree for each image, for each region, for each pixel) according to the operation of the operation unit 22 is displayed (step T15).
  • a composite image is generated by changing the contribution degree of each of the differential phase image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 (step T17).
  • the process returns to step T15, and the composite image whose contribution is changed is displayed on the display unit 23.
  • the doctor can easily make a diagnosis by adjusting the composite image.
  • the doctor can be used as a judgment material when specifying what kind of substance is the signal component in the region of interest. For example, cartilage is depicted in the differential phase image but not in the absorption image.
  • the signal component that disappears when the contribution of the differential phase image is changed toward 0 is cartilage. If the contribution degree of any one of the reconstructed images is set to 0, the other reconstructed image can be displayed individually. That is, the differential phase image or the absorption image can be displayed individually.
  • step T14 when it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “diagnose a detailed change in trabecular bone or bone structure” (step T14; NO, step T18; YES), a small-angle scattered image is displayed on the display unit 23.
  • a button or slide for changing the contribution of the small-angle scattered image and the absorption image (contribution for each image, each region, and each pixel) according to the operation of the operation unit 22 A GUI such as a bar is displayed. (Step T19).
  • the composite image is generated by changing the contribution degree of each of the small angle scattered image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 (step T21). ), The process returns to step T19, and the composite image whose contribution is changed is displayed on the display unit 23.
  • the composite image can be easily adjusted and diagnosed.
  • the doctor can confirm the intensity of the scattering with respect to the X-ray absorption in the object of interest, and thereby the size and orientation of the trabecular structure.
  • the other reconstructed image can be displayed individually. That is, a small angle scattered image or an absorption image can be displayed individually.
  • step T14 The processes from step T14 to step T21 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T22 step T22; YES
  • the process proceeds to step S7 in FIG.
  • FIG. 15 shows a flowchart of the image display process executed in step S6 when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is a micro fracture.
  • a composite image of the absorption image and the small angle scattered image is displayed on the display unit 23 (step T31).
  • the display screen displayed in step T31 together with the image, an operation button for instructing “detailed diagnosis of micro fracture” and an operation button for instructing “end” are displayed.
  • step T32 When the operation button of “diagnose minute fracture in detail” is operated by the operation unit 22 (step T32; YES), a combined image of the absorption image and the small angle scattered image is displayed on the display unit 23, and the small angle scattered image and the absorption are displayed.
  • a GUI such as a button or a slide bar for changing the contribution degree of the image (contribution degree for each image, each region, and each pixel) according to the operation of the operation unit 22 is displayed. (Step T33).
  • step T34 When the change of the contribution degree is instructed by the operation unit 22 (step T34; YES), a composite image is generated by changing the contribution degree of each of the small angle scattered image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 (step T35). ), The process returns to step T ⁇ b> 33, and the composite image whose contribution is changed is displayed on the display unit 23.
  • the doctor can confirm the intensity of the scattering with respect to the X-ray absorption in the region of interest, and thereby the size, orientation, It can be used as a judgment material for estimating the shape and the like. If the contribution degree of any one of the reconstructed images is 0, the other reconstructed image is individually displayed. That is, a small angle scattered image or an absorption image can be displayed individually.
  • step T32 The processes from step T32 to step T35 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T36 When “end” is operated by the operation unit 22 (step T36; YES), the process proceeds to step S7 in FIG.
  • the composite image has advantages and disadvantages.
  • Advantages of the composite image include, for example, (1) many elements can be examined with a single image, which is more efficient than comparison of single reconstructed images. (2) When either the absorption image and the differential phase image or the small angle scattering image are synthesized, the affinity with the conventional diagnostic method is high. (3) Increase in noise due to synthesis ⁇ In the case of an increase in signal for drawing an object of interest, the visibility of the object is improved.
  • a disadvantage of the composite image is that when the increase in noise is larger than the increase in the signal of interest, the diagnostic ability is lower than that of the individual reconstructed image.
  • This demerit can be reduced by means such as changing the degree of contribution according to the density of each reconstructed image and the flatness of the signal as described above.
  • individual reconstructed images can be displayed by adjusting the contribution of each reconstructed image in the composite image. Can be displayed.
  • an individual reconstructed image corresponding to the purpose obtained from the observation of the composite image may be displayed. Thereby, it is possible to display an individual reconstructed image without the disadvantage of the composite image without performing an operation of adjusting the contribution degree.
  • step S6 of FIG. 3 an example in which an individual reconstructed image is displayed by switching the image after the composite image is displayed will be described.
  • FIG. 16 shows a flowchart of another example of the image display process executed in step S6 of FIG. 3 when the diagnosis target region is the breast.
  • the combined image of the absorption image and the differential phase image and the combined image of the absorption image and the small angle scattered image are simultaneously displayed (side-by-side) on the display unit 23 or are switched and displayed (alternately repeatedly and flipped) (step T41). ).
  • an operation button for instructing “detailed examination of spicula”, an operation button for instructing “detailed examination of microcalcification”, “ An operation button for instructing “confirm familiar absorption image” and an operation button for instructing “end” are displayed.
  • the display in step T41 can recognize general findings such as whether there is an abnormal shadow candidate in the breast, what kind of abnormal shadow candidate exists, and where the region is. The doctor can determine the position of the region to be noted and the items to be confirmed in detail. Then, according to the result of observing the display in step T41, any one of the operation buttons is operated, and if necessary, an individual reconstructed image according to the purpose can be displayed.
  • step T42 it is determined whether or not the operated operation button is “check the spicula in detail” (step T42). If it is determined that the operated operation button is “check the spicula in detail” (step T42; YES), a differential phase image is displayed on the display unit 23 (step T43).
  • step T42 When it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “examine microcalcification in detail” (step T42; NO, step T44; YES), a small-angle scattered image is displayed on the display unit 23 (step S42). T45).
  • step T44 When it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “confirm familiar absorption image” (step T44; NO, step T46; YES), the absorption image is displayed on the display unit 23 (step S44). T47).
  • step T42 The processes from step T42 to step T47 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T48 When “end” is operated by the operation unit 22 (step T48; YES), the process proceeds to step S7 in FIG.
  • FIG. 17 shows a flowchart of another example of the image display process executed in step S6 when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is rheumatism.
  • a composite image of the absorption image and the differential phase image is displayed on the display unit 23 (step T51).
  • the composite image of the absorption image and the differential phase image it is possible to confirm the presence or absence of cartilage abnormality and determine the region of interest.
  • an operation button for instructing “confirm erosion to the bone”, and an operation for instructing “examine cartilage contour in detail” A button, an operation button for instructing “detailed examination of trabecular bone and bone structural change”, an operation button for instructing “detailed examination of bone part”, and an operation button for instructing “end” Is displayed.
  • the presence or absence of cartilage abnormality can be confirmed by the display in step T51, so that the doctor operates any operation button according to the result, and if necessary, a composite image of the absorption image and the small angle scattering image Or, an individual reconstructed image according to the purpose can be displayed.
  • the operation button for instructing “confirm erosion to the bone” is disabled when another operation button is pressed.
  • step T52 it is determined whether or not the operation button “confirm erosion to bone” has been operated by the operation unit 22 (step T52). If it is determined by the operation unit 22 that “confirm erosion to bone” has not been operated (step T52; NO), the process proceeds to step T54. If it is determined that “confirm erosion to bone” has been operated by the operation unit 22 (step T52; YES), a combined image of the absorption image and the small-angle scattered image is displayed (step T53), and the process is performed in step T54. Migrate to The image displayed in step T53 may be obtained by further combining a small-angle scattered image with the combined image displayed in step T51.
  • step T54 when any one of the operation buttons is operated by the operation unit 22, it is determined whether or not the operated operation button is “examine the outline of the cartilage in detail” (step T54). When it is determined that the operated operation button is “examine cartilage contour in detail” (step T54; YES), a differential phase image is displayed on the display unit 23 (step T55).
  • step T54 when it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “examine in detail the structural changes of trabecular bone and bone” (step T54; NO, step T56; YES), the small-angle scattered image is displayed on the display unit 23. Is displayed. (Step T57).
  • step T56 if it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “examine the bone part in detail” (step T56; NO, step T58; YES), an absorption image is displayed on the display unit 23 (step S56). T59).
  • the processes in steps T54 to T59 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T60 When “end” is operated by the operation unit 22 (step T60; YES), the process proceeds to step S7 in FIG.
  • FIG. 18 shows a flowchart of another example of the image display process executed in step S6 when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is a micro fracture.
  • a composite image of the absorption image and the small angle scattered image is displayed on the display unit 23 (step T71).
  • an operation button for instructing “detailed examination of micro fracture” an operation button for instructing “detailed examination of bone part”, “end” "Is displayed.
  • step T72 When the operation button of “diagnose minute fracture in detail” is operated by the operation unit 22 (step T72; YES), a small-angle scattered image is displayed on the display unit 23. (Step T73). On the other hand, when it is determined that the operation button operated by the operation unit 22 is “examine the bone part in detail” (step T72; NO, step T74; YES), an absorption image is displayed on the display unit 23 (step S72). T75).
  • step T72 The processes from step T72 to step T75 are repeatedly executed until “end” is operated by the operation unit 22.
  • step T76 When “end” is operated by the operation unit 22 (step T76; YES), the process proceeds to step S7 in FIG.
  • step S7 of FIG. 3 the imaging order information specified in step S1, the reconstructed image generated this time, the composite image, information on the type of image processing used to generate the composite image, image processing parameters, and display The parameters are associated with each other and stored in the storage unit 25 (step S7). Thereby, when it is desired to display the composite image generated this time again, it can be easily read out from the storage unit 25 and easily displayed under the processing conditions displayed this time, so that convenience is improved.
  • an operation button for displaying a composite image, an individual reconstructed image, or the like for each purpose for example, “examine the tumor margin and spicule in detail” displayed in step T1 in FIG. 13.
  • Operation buttons for instructing and "operation buttons for instructing detailed examination of mass homogeneity and microcalcification” are displayed based on these operations. This is merely an example, and the motivation (purpose) and operation for displaying each composite image and individual reconstructed image are not limited to these.
  • the sign of the differential value depends on the subject, and the appearance changes depending on the background density due to human visual characteristics. Therefore, an interface for switching the differential value to a value obtained by reversing the positive or negative value or an absolute value may be displayed on the display unit 23, and the operation unit 22 may be operated so that each doctor can make the diagnosis easier.
  • the control unit 21 of the controller 2 performs diagnosis in the diagnosis target part or the diagnosis target part and the part included in the imaging order information specified by the operation unit 22. Based on the diagnosis target information for identifying the disease to be generated, a composite image is generated by combining two types of reconstructed images among the three types of reconstructed images of the absorption image, the differential phase image, and the small-angle scattered image, The generated composite image is displayed on the display unit 23.
  • one of two types of reconstructed images be an absorption image. This is because the absorption image is an image that has been conventionally used by a doctor for diagnosis, and thus has a high affinity with the conventional diagnostic ability.
  • a display mode for example, it is preferable to generate a plurality of types of synthesized images and to display the generated plurality of types of synthesized images simultaneously or on the display unit 23.
  • the diagnosis target region is a breast
  • two synthesized images can be compared, and by paying attention to the difference, it is easier to notice the presence of an abnormal shadow candidate than observing only one of the synthesized images.
  • the doctor can immediately notice the change, so it is possible to recognize abnormal shadow candidates quickly and accurately. It is preferable.
  • the generated composite image and at least one of the three types of reconstructed images may be displayed on the display unit 23 simultaneously or in a switched manner.
  • the display unit displays a single image of either a differential phase image or a small-angle scattered image among the three types of reconstructed images, and a composite image of the other reconstructed image and absorption image 23 may be displayed simultaneously or switched.
  • the composite image of the two types of reconstructed images generated and the composite image of the three types of reconstructed images may be displayed on the display unit 23 simultaneously or in a switched manner.
  • the small angle scattered image may be a differential small angle scattered image obtained by differentiating the small angle scattered image or an image obtained by taking the absolute value of the differential small angle scattered image.
  • the absorption image depicts a structure such as a bone with high sensitivity.
  • the differential phase image can depict soft tissues such as cartilage, which are difficult to depict with an absorption image, as well as bone.
  • soft tissue such as cartilage and a bone are drawn to overlap each other, it is difficult to visually recognize the signal of the soft tissue because the bone has a larger signal than the soft tissue. It was.
  • the inventors of the present application have made extensive studies, and as a result, by removing or attenuating the bone signal of the differential phase image using the absorption image obtained together with the differential phase image, the soft tissue such as cartilage
  • the soft tissue such as cartilage
  • the present inventors have found that an image capable of visually recognizing soft tissue can be generated even when bones are depicted overlapping. The outline will be described below.
  • the absorption image I Abs can be represented by the integral of the physical quantity in the X-ray irradiation direction (z direction in FIG. 1B), and the differential phase image dI DP is the lattice structure of the integral of the physical quantity in the X-ray irradiation direction. Can be expressed in a form proportional to the differentiation in the vertical direction (x direction in FIG. 1B).
  • I Abs_RAW represents the X-ray intensity (without logarithm) of an absorption image reconstructed using a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer.
  • ⁇ represents the X-ray absorption coefficient by the subject
  • 1 ⁇ represents the X-ray refractive index by the subject. Since the relationship between ⁇ and ⁇ varies depending on the subject, even if the absorption image I Abs is differentiated, it does not become the differential phase image dI DP, and even if the differential phase image dI DP is integrated, it does not become the absorption image I Abs .
  • Absorption image I Abs or its differential image shows bone but not soft tissue such as cartilage
  • differential phase image dI DP or its integral image shows both bone and soft tissue
  • the structure other than the common structure can be obtained by subtracting the signal intensity of the common structure part together. Only an image can be generated. That is, even when the bone and soft tissue overlap in differential phase image dI DP, it is possible to obtain a visible easily image the soft tissues using absorption image I Abs and differential phase image dI DP.
  • the absorption image and the differential phase image as a method of obtaining an image obtained by removing (or attenuating) a signal having a structure common to both images, (A) processing (differentiating) the absorption image to generate a differential absorption image A method of subtracting from the differential phase image by multiplying the differential absorption image by a coefficient for matching the signal intensity of the structure common to the differential phase image and the differential absorption image to the differential phase image, (B) processing the differential phase image There is a method of generating a phase image by (integrating), multiplying the absorption image by a coefficient for matching the signal intensity of the structure common to the phase image and the absorption image, and subtracting from the phase image.
  • a soft tissue differential image An image in which the bone signal is removed or attenuated by (A) to improve the visualization of the soft tissue is referred to as a soft tissue differential image.
  • the above-mentioned soft tissue differential image is generated and displayed as a composite image of an absorption image and a differential phase image when the diagnosis target site is a bone / joint system (rheumatic).
  • the composite image table stored in the storage unit 25 illustrated in FIG. 2 includes a composite image generated when the diagnosis target part is a bone / joint part and the disease name is rheumatism. Further, the above-mentioned soft tissue differential image is stored as the type.
  • the storage unit 25 stores a program for the control unit 21 to execute the operation of the second embodiment (for example, a program for executing the soft tissue differential image generation process shown in FIG. 19).
  • the other medical image system and the configuration of each device constituting the medical image system are the same as the medical image system 100 described in the first embodiment and each device constituting the medical image system. The operation of the medical image system 100 in the embodiment will be described below.
  • control unit 21 of the controller 2 executes the image generation / display process shown in FIG. 3 according to the operation of the operation unit 22.
  • the soft tissue differential image generation processing shown below is executed, and the differential absorption image and the differential image obtained by processing the absorption image are processed.
  • a soft tissue differential image obtained by combining the phase image is generated.
  • FIG. 19 shows a soft tissue differential image generation process executed by the control unit 21 of the controller 2.
  • the soft tissue differential image generation process first, the absorption image and differential phase image generated in step S4 are acquired (step S501).
  • a differential absorption image is generated from the absorption image (step S502).
  • the differential absorption image can be generated by differentiating the absorption image.
  • the pixel value of each pixel of the differential absorption image is multiplied by a coefficient for matching the signal intensity of the bone signal to the differential phase image.
  • the coefficient to be multiplied may be a preset value in consideration of the apparatus configuration, shooting conditions, or the like, or may be calculated each time.
  • a coefficient at which the above-described common structure signal (bone signal) disappears most is obtained by calculation.
  • a ratio of a signal having a common structure (here, a bone signal) to be subtracted from the differential phase image is obtained by calculation, and the ratio (the bone signal in the differential phase image) is calculated.
  • Bone signal of differential absorption image) can be calculated as a coefficient.
  • an entire image or a bone region can be set as a region of interest, and a ratio of pixel values of the region of interest in both images (for example, a ratio of representative values of pixel values in the region of interest) can be used as a coefficient.
  • a differential phase image (soft tissue differential image) from which the common structure (bone signal) is removed or attenuated is generated (step) S504). That is, the differential in which the common structure (bone signal) is removed or attenuated by subtracting the pixel value of the corresponding pixel of the differential absorption image after multiplication by the coefficient from the pixel value of each pixel of the differential phase image A phase image (soft tissue differential image) is generated.
  • a soft tissue differential image that allows the soft tissue to be visually recognized can be obtained even when the soft tissue is photographed while overlapping the bone.
  • the signal of the artifact can be corrected by estimating and subtracting the coefficient of the function that best reproduces the artifact component from the differential phase image. . Therefore, after acquiring the differential phase image in step S501, it is preferable that the control unit 21 performs the above-described artifact correction and generates a soft tissue differential image using the differential phase image after the artifact correction and the absorption image. . Alternatively, the soft tissue differential image may be generated after removing signal non-uniformity from the signal distribution of the differential phase image and the differential absorption image.
  • an image obtained by multiplying the differential absorption image by a certain coefficient is subtracted from the differential phase image.
  • a differential phase image using a joint as a subject Sufficient soft tissue signals are obtained in areas that do not overlap bone. If the differential absorption image is subtracted from such a region, there is a possibility that the noise component increases and the image quality deteriorates. Therefore, it is preferable to specify the bone region in the differential absorption image and reduce the coefficient by which the differential absorption image is multiplied for other regions. In this way, it is possible to prevent the above-described deterioration in image quality.
  • a threshold corresponding to the absorption image is stored in advance in the storage unit 25, each pixel value of the absorption image is compared with the above threshold, Pixel value of absorption image> threshold value (1)
  • a region that satisfies the condition can be identified as a bone region.
  • the absorption image is defined by [Equation 1] (the pixel value is defined to be larger as the absorption by the subject is larger)
  • a threshold value is provided which is the upper limit of the pixel value of the region other than the bone.
  • the lower threshold value is stored in the storage unit 25 and the lower limit threshold value is exceeded (lower limit).
  • a region whose pixel value is smaller than the threshold value) is specified as a bone region.
  • the threshold value corresponding to the differential absorption image is stored in the storage unit 25 in advance, and the absolute value of each pixel value of the differential absorption image is compared with the threshold value of the differential absorption image stored in the storage unit 25, Absolute value of differential absorption image pixel value> threshold (2) A region that satisfies the condition can be identified as a bone region.
  • a threshold corresponding to the small angle scattered image is stored in the storage unit 25, each pixel value of the small angle scattered image is compared with the threshold, and a region satisfying “pixel value of the small angle scattered image> threshold” is a bone region. It may be specified as In addition, a threshold value corresponding to a phase image (details will be described later) is stored in the storage unit 25, and each pixel value of the phase image is compared with the threshold value. It may be specified as a region.
  • the threshold corresponding to the differential phase image is stored in the storage unit 25, the absolute value of each pixel value of the differential phase image is compared with the threshold of the differential phase image stored in the storage unit 25, and the differential An area that satisfies the absolute value of the pixel value of the phase image> the threshold value may be specified as a bone area.
  • the control unit 21 executes the image display process in step S6 of FIG.
  • the image display process (FIG. 14) executed when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is rheumatism is different from the first and second embodiments.
  • the generated soft tissue differential image is displayed on the display unit 23 as a composite image of the differential phase image and the absorption image.
  • the soft tissue differential image is an image in which the bone signal is attenuated or removed from the differential phase image in which the signals of both the soft tissue such as bone and cartilage are depicted.
  • step T15 a GUI such as a button or a slide bar for changing the contribution of the differential phase image and the differential absorption image in accordance with the operation of the operation unit 22 is displayed. It is good also as displaying GUI which can change separately the contribution of both the images in a bone area, and the contribution of both the images in areas other than a bone area.
  • the control unit 21 calculates a coefficient corresponding to the contribution degree instructed by the operation unit 22 and multiplies the differential absorption image, and this is calculated as the differential phase image.
  • a composite image soft tissue differential image in which the degree of contribution is changed by subtracting from is displayed.
  • step T15 a “slide show” button or the like for instructing to stepwise change the contribution of the differential absorption image from minimum to maximum (or vice versa) is displayed.
  • the control unit 21 automatically generates a composite image in which the coefficient to be multiplied with the differential absorption image is changed stepwise from minimum to maximum (or vice versa) and is displayed on the display unit 23. It is also possible to display sequentially by switching.
  • the soft tissue differential image is an image unfamiliar to many doctors. Therefore, in order to facilitate comparison with the absorption image conventionally used for image diagnosis, in step T15, a soft tissue differential image and a composite image of the absorption image, and a GUI for changing the contribution are displayed.
  • the composite image may be displayed in which the relative weighting of the soft tissue differential image and the absorption image is changed according to the change operation of the contribution degree from the operation unit 22. In this way, by operating the operation unit 22, for example, it is possible to change the ratio of both images stepwise from an absorption image to a soft tissue differential image. The doctor can easily recognize where in the absorption image the soft tissue) corresponds.
  • step T15 a button for instructing switching display is also displayed, and when the switching display is instructed, the absorption image and the soft tissue differential image may be alternately switched and displayed on the display unit 23.
  • step T15 the GUI for changing the contribution of the differential phase image and the differential absorption image is displayed as the GUI for changing the coefficient to be multiplied to the differential absorption image. It is also possible to display a GUI for directly changing the coefficient to be multiplied with the image. Further, the GUI for changing the threshold value for specifying the bone region described above is configured to be displayed on the display unit 23 together with the GUI for changing the contribution degree (coefficient) or alone, and the control unit 21 includes:
  • the soft threshold differential image may be generated by changing the threshold value according to an operation from the operation unit 22, and the generated soft tissue differential image may be displayed on the display unit 23.
  • the third embodiment according to the present invention will be described below.
  • the above-mentioned soft tissue image is generated and displayed as a composite image of an absorption image and a differential phase image when the diagnosis target site is a bone / joint system (rheumatic).
  • the composite image table stored in the storage unit 25 illustrated in FIG. 2 includes a composite image generated when the diagnosis target region is a bone / joint region and the disease name is rheumatism.
  • the storage unit 25 stores a program for the control unit 21 to execute the operation of the third embodiment (for example, a program for executing the soft tissue image generation process shown in FIG. 20).
  • the other medical image system and the configuration of each device constituting the medical image system are the same as the medical image system 100 described in the first embodiment and each device constituting the medical image system. The operation of the medical image system 100 in the embodiment will be described below.
  • the control unit 21 of the controller 2 executes the image generation / display process shown in FIG. 3 in accordance with the operation of the operation unit 22.
  • a soft tissue image generation process shown below is executed to process the absorption image and the differential phase image. To generate a soft tissue image.
  • FIG. 20 shows a soft tissue image generation process executed by the control unit 21 of the controller 2.
  • the absorption image and the differential phase image generated in step S4 are acquired (step S601).
  • a phase image is generated from the differential phase image (step S602).
  • the phase image can be generated by integrating the differential phase image. However, if the pixels are simply added from the end pixels in the differential direction, noise is accumulated and linear artifacts are generated.
  • the absorption image is multiplied by a coefficient for matching the signal intensity of the structure (here, the bone signal) to be erased from the phase image among the structures drawn in common to the phase image and the absorption image.
  • the pixel value of each pixel of the absorption image is multiplied by a coefficient for matching the signal intensity of the bone signal to the phase image.
  • the coefficient to be multiplied may be a preset value in consideration of the apparatus configuration, shooting conditions, or the like, or may be calculated each time. When calculating each time, when the absorption image is subtracted from the phase image, a coefficient at which the above-mentioned common structure signal (bone signal) disappears most is obtained by calculation.
  • a ratio of signals having a common structure (here, a bone signal) to be subtracted from the phase image to be deleted is obtained by calculation, and the ratio (the bone signal / absorption image of the phase image) Bone signal) can be calculated as a coefficient.
  • a ratio of pixel values of the region of interest for example, a representative value of pixel values in the region of interest
  • a bone signal is attenuated or removed, and a phase image (soft tissue image) with improved soft tissue rendering is generated (step S604).
  • a phase image soft tissue image
  • Soft tissue differential image the differential phase image in which the common structure (bone signal) is removed or attenuated by subtracting the pixel value of the corresponding pixel of the absorption image after multiplication by the coefficient from the pixel value of each pixel of the phase image.
  • the control unit 21 applies the acquired differential phase image to the acquired differential phase image. It is preferable to perform artifact correction and generate a soft tissue image using the phase image created using the differential phase image after artifact correction and the absorption image. Alternatively, the soft tissue image may be generated after removing non-uniformity of signals other than the subject from the signal distribution of the phase image and the absorption image.
  • the absorption image is subtracted from a region where a signal is sufficiently obtained with only the phase image, the noise component increases and the image may be deteriorated.
  • the control unit 21 executes an image display process in step S6 of FIG.
  • the image display process (FIG. 14) executed when the diagnosis target site is a bone / joint system site and the disease name is rheumatism is different from the first and second embodiments.
  • the generated soft tissue image is displayed on the display unit 23 as a composite image of the differential phase image and the absorption image.
  • the soft tissue image is an image in which the bone signal is attenuated or removed from the phase image in which the signals of both the soft tissue such as bone and cartilage are depicted, the soft tissue image is displayed.
  • the doctor can visually recognize the signal of the soft tissue.
  • step T15 a GUI such as a button or a slide bar for changing the contribution degree of the phase image and the absorption image according to the operation of the operation unit 22 is displayed. It is good also as displaying GUI which can change separately the contribution of both the images in a bone area, and the contribution of both the images in areas other than a bone area.
  • the control unit 21 calculates a coefficient corresponding to the changed contribution degree, multiplies the absorption image, and subtracts this from the phase image to change the contribution degree.
  • the synthesized image is displayed. In this way, by allowing the doctor to freely change the contribution degree of the phase image and the absorption image manually, for example, it is possible to draw both the bone and the soft tissue by reducing the coefficient multiplied to the absorption image. Thus, the position of the soft tissue can be confirmed, or conversely, the coefficient can be increased and adjusted so as to improve the depiction of the soft part, and the diagnosis of the soft tissue is facilitated. .
  • step T15 a “slide show” button or the like for instructing to gradually change the contribution degree of the absorption image from minimum to maximum (or vice versa) is displayed.
  • the control unit 21 automatically generates a composite image in which the coefficient to be multiplied with the absorption image is changed stepwise from minimum to maximum (or vice versa) and sequentially switches to the display unit 23. It may be displayed.
  • the soft tissue image is an image unfamiliar to many doctors. Therefore, in order to facilitate comparison with the absorption image conventionally used for diagnostic imaging, in step T15, a soft tissue image and a combined image of the absorption image, and a GUI for changing the contribution are displayed.
  • a composite image in which the relative weighting of the soft tissue image and the absorption image is changed may be displayed in accordance with the contribution change operation from the operation unit 22.
  • the ratio of both images can be changed stepwise from an absorption image to a soft tissue image, for example, by the operation of the operation unit 22, so that the structure (soft tissue) seen in the soft tissue image can be changed. ) Can easily recognize where in the absorption image corresponds.
  • a button for switching display may be displayed together, and when the switching display is instructed, the absorption image and the soft tissue image may be alternately switched and displayed on the display unit 23.
  • step T15 the GUI for changing the contribution between the phase image and the absorption image is displayed as the GUI for changing the coefficient to be multiplied by the absorption image.
  • the absorption image is multiplied. It is good also as displaying GUI which changes a coefficient directly.
  • the GUI for changing the threshold value for specifying the bone region described above is configured to be displayed on the display unit 23 together with the GUI for changing the contribution degree (coefficient) or alone, and the control unit 21 includes: A soft tissue image may be generated by changing the threshold value according to an operation from the operation unit 22, and the generated soft tissue image may be displayed on the display unit 23.
  • the control unit 21 is based on the image signal of the subject obtained by the X-ray imaging apparatus 1, the differential phase image, the absorption image, Of the three reconstructed images of the small angle scattered image, at least a differential phase image and an absorption image are generated. Then, the control unit 21 processes the absorption image to generate a differential absorption image, and the signal intensity of the structure depicted in common to the differential phase image and the differential absorption image with respect to the generated differential absorption image is changed to the differential phase.
  • the ratio of the signal of the structure drawn in common is calculated, and the calculated ratio is used so that the structure drawn in common is used. It is possible to obtain an image from which the above signal is substantially removed.
  • a threshold corresponding to at least one of an absorption image, a differential absorption image, a phase image, a differential phase image, and a small angle scattered image is stored in the storage unit 25, and each pixel of the image corresponding to the stored threshold is stored.
  • the composite image and the GUI for changing the coefficient or the threshold are displayed together on the display unit 23, and the composite image is generated and displayed by changing the coefficient or the threshold according to the operation by the operation unit 22. This makes it possible for the doctor to make a diagnosis by adjusting the coefficient and the threshold value so that they can be easily diagnosed.
  • artifacts due to imaging conditions in the X-ray imaging apparatus 1 are corrected for the differential phase image, and a synthesized image is generated using the corrected differential phase image, thereby suppressing the artifact. It is possible to stably provide a good image for diagnosis.
  • the said embodiment is a suitable example of this invention, and is not limited to this.
  • the diagnosis target is the breast, bone / joint system (rheumatic, micro fracture)
  • the present invention is not limited to this, and is applicable to other regions and cases. can do.

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Abstract

　診断対象部位や疾患に応じて診断に効果的な画像表示を行うようにすることで、早期診断を実現するとともに、診断精度の向上を図る。　医用画像システム１００によれば、コントローラー２の制御部２１は、操作部２２により指定された撮影オーダー情報に含まれる、診断対象部位、又は、診断対象部位及びその部位において診断すべき疾患を特定するための診断対象情報に基づいて、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３種類の再構成画像のうち２種類の再構成画像を合成して合成画像を生成し、生成した合成画像を表示部２３に表示させる。

Description

医用画像システム及び医用画像処理装置
　本発明は、医用画像システム及び医用画像処理装置に関する。
　診断に用いられる医療用のＸ線画像のほとんどは、吸収コントラスト法による画像である。吸収コントラスト法は、Ｘ線が被写体を透過したときのＸ線強度の減衰の差によりコントラストを形成する。一方、Ｘ線の吸収ではなく、Ｘ線の位相変化によってコントラストを得る位相コントラスト法が提案されている。
　例えば、特許文献１には、拡大撮影時のＸ線の屈折を利用したエッジ強調によって視認性の高いＸ線画像を得るＸ線画像撮像システムが提案されている。また、特許文献１には、位相コントラスト画像と吸収コントラスト画像とを重ね合わせることが記載されている。
　また、特許文献２には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の分野において、断層撮影による位相コントラスト画像を作成し、さらにこの断層撮影による位相コントラスト画像を断層撮影による吸収画像に重ね合わせることが記載されている。
特開２００３－９３３７７号公報 特表２００９－５２５０８４号公報
　しかしながら、特許文献１に記載の位相コントラスト画像においては、被写体エッジ部分はコントラスト強調されて視認性が上がるものの、被写体のエッジ近傍の画像信号にひずみが生じる。そのため、エッジ近傍はリアルな形状を再現していない。また、位相コントラスト画像（拡大撮影）と吸収コントラスト画像（密着撮影）は２回の撮影が必要で、異なる撮影倍率で撮影されるため、拡大補間処理や縮小処理を施して、倍率及び位置合わせを行う必要がある。
　一方、特許文献２に記載の技術においては、１セットの撮影で得られた位相コントラスト画像と吸収コントラスト画像を重ね合わせるので、拡大補間処理や縮小処理等の倍率及び位置合わせをする必要はない。しかしながら、ＣＴは複雑な装置構成であり、簡単に導入して使用できるものではない。
　また、特許文献２においては、位相コントラスト画像と吸収コントラスト画像を重ね合わせた合成画像が骨部と軟骨の移行部における構造を診断するのに有効であることが記載されている。しかしながら、診断対象の部位やその部位において診断すべき疾患によってどのような合成画像をどのように表示したら効果的であるかについては記載がない。
　本発明の課題は、診断対象部位や疾患に応じて診断に効果的な画像表示を行うようにすることで、早期診断を実現するとともに、診断精度の向上を図ることである。
　上記課題を解決するため、本発明の第１の側面によると、
　タルボ方式撮影装置、タルボ・ロー方式撮影装置、又はフーリエ変換方式撮影装置のうち何れかを用いて被写体の診断対象部位のＸ線撮影を行い、前記被写体の診断対象部位に係る吸収画像、微分位相画像及び小角散乱画像の３種類の再構成画像を生成する医用画像システムであって、
　前記診断対象部位、又は、前記診断対象部位及びその部位において診断すべき疾患を特定するための診断対象情報を入力する入力手段と、
　前記入力手段により入力された診断対象情報に基づいて、前記３種類の再構成画像のうち２種類の再構成画像を合成して合成画像を生成し、生成した合成画像を表示手段に表示させる制御手段と、
　を備える。
　前記２種類の再構成画像のうちの１つが吸収画像であることが好ましい。
　前記制御手段は、前記２種類の再構成画像のうちの少なくとも１つを加工した後に合成画像を生成することが好ましい。
　前記制御手段は、前記吸収画像を加工して微分吸収画像を生成し、生成した前記微分吸収画像に対して前記微分位相画像と前記微分吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記微分位相画像に合わせるための係数を乗算して前記微分位相画像から減算するか、又は、前記微分位相画像を加工して位相画像を生成し、前記吸収画像に対して前記位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記位相画像に合わせるための係数を乗算して前記位相画像から減算することにより、前記微分位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号を除去又は減弱した合成画像を生成することが好ましい。
　前記制御手段は、複数種類の合成画像を生成し、生成した複数種類の合成画像を前記表示手段に同時に、又は切替表示させることが好ましい。
　前記制御手段は、前記生成された合成画像と、前記３種類の再構成画像のうちの少なくとも一つと、を前記表示手段に同時に、又は切替表示させることが好ましい。
　前記制御手段は、更に、前記３種類の再構成画像を合成し、前記生成された２種類の再構成画像の合成画像と、前記３種類の再構成画像の合成画像と、を前記表示手段に同時に、又は切替表示させることが好ましい。
　前記診断対象部位が乳房であることが好ましい。
　本発明の第２の側面によると、医用画像処理装置は、
　タルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置により得られた被写体の画像信号に基づいて、微分位相画像、吸収画像、小角散乱画像の３つの再構成画像のうち、少なくとも微分位相画像及び吸収画像を生成する再構成画像生成手段と、
　前記吸収画像を加工して微分吸収画像を生成し、生成した前記微分吸収画像に対して前記微分位相画像と前記微分吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記微分位相画像に合わせるための係数を乗算して前記微分位相画像から減算するか、又は、前記微分位相画像を加工して位相画像を生成し、前記吸収画像に対して前記位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記位相画像に合わせるための係数を乗算して前記位相画像から減算することにより、前記微分位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号を除去又は減弱した合成画像を生成する合成手段と、
　を備える。
　前記合成手段は、前記減算に用いる２つの画像における前記共通して描出されている構造の信号の比を算出し、この算出した比を前記係数として用いることが好ましい。
　吸収画像、微分吸収画像、位相画像、微分位相画像、小角散乱画像の少なくとも一つの画像に対応する閾値を記憶する記憶手段を備え、
　前記合成手段は、前記再構成画像生成手段により生成された前記閾値に対応する画像の各画素値又はその絶対値を前記閾値と比較し、前記閾値を越えない画素値の領域に対しては前記係数を小さくして前記合成画像を生成することが好ましい。
　前記合成画像を表示する表示手段と、
　前記係数及び／又は前記閾値を変更するための操作手段と、
　を備え、
　前記合成手段は、前記操作手段の操作に応じて前記係数及び／又は前記閾値を変更して合成画像を生成し、
　前記表示手段は、前記係数及び／又は前記閾値を変更して生成された合成画像を表示することが好ましい。
　前記微分位相画像に対して前記Ｘ線撮影装置における撮影条件に起因するアーチファクトの補正を行う補正手段を備え、
　前記合成手段は、前記補正手段により補正された微分位相画像を用いて前記合成画像を生成することが好ましい。
　本発明によれば、診断対象部位や疾患に応じて診断に効果的な画像表示を行うようにすることで、早期診断を実現することができるとともに、診断精度の向上を図ることが可能となる。
本実施形態に係る医用画像システムの全体構成を示す図である。 タルボ干渉計の原理を説明するための図である。 図１Ａのコントローラーの機能的構成を示すブロック図である。 図２の制御部により実行される画像生成表示処理を示すフローチャートである。 サクランボを被写体とした吸収画像の一例を示す図である。 サクランボを被写体とした微分位相画像の一例を示す図である。 サクランボを被写体とした小角散乱画像の一例を示す図である。 図４Ａに示す吸収画像と図４Ｂに示す微分位相画像とを加算して合成した合成画像を示す図である。 図４Ａに示す吸収画像と図４Ｃに示す小角散乱画像とを加算して合成した合成画像を示す図である。 図４Ａに示す吸収画像から図４Ｃに示す小角散乱画像を減算して合成した合成画像を示す図である。 図４Ｃに示す小角散乱画像を図４Ａに示す吸収画像で除算して合成した合成画像を示す図である。 鳥手羽軟骨を被写体とした吸収画像の一例を示す図である。 鳥手羽軟骨を被写体とした微分位相画像の一例を示す図である。 鳥手羽軟骨を被写体とした小角散乱画像の一例を示す図である。 手関節を被写体とした吸収画像の一例を示す図である。 手関節を被写体とした微分位相画像の一例を示す図である。 手関節を被写体とした小角散乱画像の一例を示す図である。 図６Ａに示す鳥手羽軟骨の吸収画像と図６Ｂに示す鳥手羽軟骨の微分位相画像を合成した合成画像（吸収画像＋微分位相画像）を示す図である。 図６Ａに示す鳥手羽軟骨の吸収画像と図６Ｃに示す鳥手羽軟骨の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像÷吸収画像）を示す図である。 図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｂに示す手関節の微分位相画像を合成した合成画像（微分位相画像＋吸収画像）を示す図である。 図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｃに示す手関節の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像＋吸収画像）を示す図である。 に、図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｃに示す手関節の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像－吸収画像）を示す図である。 乳房を被写体とした吸収画像を示す図である。 乳房を被写体とした微分位相画像を示す図である。 に、乳房を被写体とした小角散乱画像を示す図である。 図１０Ａに示す吸収画像と図１０Ｂに示す微分位相画像を合成した合成画像（微分位相画像＋吸収画像）を示す図である。 図１０Ａに示す吸収画像と図１０Ｃに示す小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像＋吸収画像）を示す図である。 全体の寄与度が１の鳥手羽の微分位相画像の一例を示す図である。 骨部の寄与度１、それ以外の領域の寄与度０の鳥手羽の吸収画像の一例を示す図である。 図１２Ａに示す微分位相画像と図１２Ｂに示す吸収画像を骨部については吸収画像の寄与度を１、それ以外の領域については微分位相画像を１として合成した合成画像の一例を示す図である。 診断対象部位が乳房である場合に図２の制御部により実行される画像表示処理を示すフローチャートである。 診断対象部位が骨・関節系で疾患がリウマチである場合に図２の制御部により実行される画像表示処理を示すフローチャートである。 診断対象部位が骨・関節系で疾患が微小骨折である場合に図２の制御部により実行される画像表示処理を示すフローチャートである。 診断対象部位が乳房である場合に図２の制御部により実行される画像表示処理の他の例を示すフローチャートである。 診断対象部位が骨・関節系で疾患がリウマチである場合に図２の制御部により実行される画像表示処理の他の例を示すフローチャートである。 診断対象部位が骨・関節系で疾患が微小骨折である場合に図２の制御部により実行される画像表示処理の他の例を示すフローチャートである。 第２の実施形態において図２の制御部により実行される軟部組織微分画像生成処理を示すフローチャートである。 第３の実施形態において図２の制御部により実行される軟部組織画像生成処理を示すフローチャートである。
［第１の実施形態］
　以下、図面を参照して本発明の第１の実施形態について説明する。
　図１Ａに、本実施形態に係る医用画像システム１００の全体構成を示す。
　医用画像システム１００は、Ｘ線撮影装置１と、コントローラー２と、オーダー入力装置３とを備えて構成されている。
　Ｘ線撮影装置１とコントローラー２は、ＬＡＮ（Local Area Network）等の通信ネットワークＮを介してデータ送受信可能に接続されている。また、コントローラー２とオーダー入力装置３は、通信ネットワークＮを介してデータ送受信可能に接続されている。
　Ｘ線撮影装置１は、公知のタルボ干渉計、タルボ・ロー干渉計の何れかにより構成され、被写体の再構成画像を得るためのモアレ画像を生成する装置である。
　タルボ干渉計及びタルボ・ロー干渉計は、例えば、国際公開第２００４／０５８０７０号（公知文献１）、国際公開第２０１１／０３３７９８号（公知文献２）、国際公開第２０１１／１１４８４５号（公知文献３）に記載のように、タルボ効果を利用して、被写体の再構成画像を得るためのモアレ画像を生成する装置である。タルボ効果とは、図１Ｂに示すように、一定の周期でスリットが設けられた第１格子１４を干渉性の光（Ｘ線源１１から照射されたＸ線）が透過すると、光の進行方向（ｚ方向）に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、タルボ干渉計は自己像を結ぶ位置に第２格子１５を平行に配置し、この第２格子１５を第１格子１４に対して光軸（Ｘ線焦点と格子の中央を結ぶ）周りに傾けることで生じる干渉縞（モアレ）Ｍを測定する。なお縞走査法を用いる撮影の場合には、第１格子１４と第２格子１５の相対角を０度としても撮影可能である。第２格子１５の前に物体を配置するとモアレＭが乱れることから、第１格子１４の前後に被写体Ｈを配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレＭの画像を演算することによって被写体Ｈの再構成画像を得ることが可能である。
　タルボ干渉計は、Ｘ線源１１と、Ｘ線照射方向に略垂直に設けられた第１格子１４、第２格子１５、及び放射線検出器（図示せず）と、を備えて構成されている。第１格子１４及び第２格子１５は回折格子であり、Ｘ線の照射方向（ｚ方向）と直交する方向（ｘ方向）に複数のスリットが配列されている。タルボ干渉計は、被写体ＨをＸ線源１１と第１格子１４または第１格子１４と第２格子１５との間に配置し、第１格子１４と第２格子１５とを一定周期間隔で相対移動させ、一定周期間隔での移動毎にＸ線源１１により照射されたＸ線に応じて放射線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するものである。
　タルボ・ロー干渉計は、上述のタルボ干渉計の構成に対し、更に、Ｘ線源１１と第１格子１４との間のＸ線源１１に近い位置にマルチスリット（図示せず）が配置された構成である。マルチスリットは回折格子であり、第１格子１４及び第２格子１５と同様にＸ線の照射方向と直交する方向に複数のスリットが配列されている。タルボ・ロー干渉計は、被写体Ｈをマルチスリットと第１格子１４との間に配置し、第１格子１４と第２格子１５に対してマルチスリットを一定周期間隔で相対移動させ、一定周期間隔での移動毎にＸ線源１１により照射されたＸ線に応じて放射線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことで縞走査法用の複数のモアレ画像を生成するものである。
　Ｘ線撮影装置１であるタルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計において、縞走査法用の複数のモアレ画像を生成する方式を縞走査方式と呼ぶ。
　また、例えば、国際公開第２０１２／０２９３４０号（公知文献４）に記載のように、上述のタルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計において、第１格子１４と第２格子１５の相対角度を所定角度に設定した状態で、各格子１４、１５やマルチスリットを移動させることなくＸ線を１回照射し、照射されたＸ線に応じて放射線検出器が画像信号を読み取ってモアレ画像を生成することとしてもよい。このようなモアレ画像の生成方式をフーリエ変換方式と呼ぶ。
　コントローラー２は、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて３種類の被写体の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）を生成し、診断対象部位や疾患に基づいて３種類の再構成画像のうち２種類の再構成画像を合成し、合成画像を表示する医用画像処理装置である。
　コントローラー２は、図２に示すように、制御部２１、操作部２２、表示部２３、通信部２４、記憶部２５を備えて構成されている。
　制御部２１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部２５に記憶されているプログラムとの協働により、後述する画像生成表示処理をはじめとする各種処理を実行する。
　操作部２２は、カーソルキー、数字入力キー、及び各種機能キー等を備えたキーボードと、マウス等のポインティングデバイスを備えて構成され、キーボードで押下操作されたキーの押下信号とマウスによる操作信号とを、入力信号として制御部２１に出力する。表示部２３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部２１に出力する構成としてもよい。
　表示部２３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニタを備えて構成されており、制御部２１の表示制御に従って、操作画面、Ｘ線撮影装置１の動作状況、生成された再構成画像及び合成画像等を表示する。
　通信部２４は、通信インターフェイスを備え、通信ネットワークＮ上のＸ線撮影装置１やオーダー入力装置３と有線又は無線により通信する。例えば、通信部２４は、オーダー入力装置３から撮影オーダー情報を受信したり、Ｘ線撮影装置１に撮影条件や制御信号を送信したり、Ｘ線撮影装置１からモアレ画像を受信したりする。
　記憶部２５は、制御部２１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。
　例えば、記憶部２５は、オーダー入力装置３から送信された撮影オーダー情報を記憶している。撮影オーダー情報は、撮影日付、患者名、診断対象情報（診断対象部位（撮影部位）、又は、診断対象部位及びその部位において診断すべき疾患名の情報）等が含まれる。
　また、記憶部２５は、診断対象情報と、その診断対象の撮影に適した撮影条件とを対応付けた撮影条件テーブルを記憶している。
　また、記憶部２５は、診断対象情報と、その診断対象に適した画像（合成画像を含む）の種類及びその表示態様の情報とを対応付けた合成画像テーブルを記憶している。
　また、記憶部２５は、Ｘ線撮影装置１から送信されたモアレ画像に基づき生成された３種類の再構成画像、合成画像、合成画像の生成に用いた処理の種類（加算、減算、乗算、除算等）の情報や画像処理パラメーター、階調補正や拡大縮小の位置等の表示パラメーター等を撮影オーダー情報に対応付けて記憶する。
　更に、記憶部２５は、Ｘ線撮影装置１の放射線検出器に対応するゲイン補正データ、欠陥画素マップ等を予め記憶する。なお、これらデータは、Ｘ線撮影装置１側で記憶され、これらのデータに基づき各種補正処理済のモアレ画像をコントローラー２に入力するようにしても良い。
　オーダー入力装置３は、オペレーターの入力に応じて撮影オーダー情報を生成する装置である。オーダー入力装置３としては、例えば、ＨＩＳ（Hospital Information System）、ＲＩＳ（Radiology Information System）等が適用可能である。
　次に、医用画像システム１００の動作について説明する。
　図３に、コントローラー２の制御部２１により実行される画像生成表示処理のフローチャートを示す。画像生成表示処理は、操作部２２の操作に応じて制御部２１と記憶部２５に記憶されているプログラムとの協働により実行される。
　まず、コントローラー２の表示部２３に撮影オーダー情報の一覧が表示され、操作部２２により撮影対象の撮影オーダー情報の指定が行われる（ステップＳ１）。
　次いで、指定された撮影オーダー情報に含まれる診断対象情報に応じた撮影条件が記憶部２５の撮影条件テーブルから読み出され、通信部２４によりＸ線撮影装置１に送信され、設定される（ステップＳ２）。
　Ｘ線撮影装置１においては、コントローラー２からの撮影条件が受信されると、受信された撮影条件に基づいて被写体有りでのＸ線撮影と被写体無しでのＸ線撮影が行われ、１又は複数の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像が生成される。そして、生成された被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像がコントローラー２に送信される。
　Ｘ線撮影装置１からのモアレ画像が通信部２４により受信されると（ステップＳ３）、受信されたモアレ画像に基づいて、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３種類の被写体の再構成画像が生成される（ステップＳ４）。
　図４Ａ～図４Ｃに、サクランボを被写体とした吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の一例を示す。
　吸収画像（Ｘ線吸収画像）は、干渉縞の平均成分を画像化したものであり、被写体によるＸ線減衰量に応じてコントラストが付く。従来から診断に用いられており、医師等の医療従事者にとってなじみのある画像である。Ｘ線の吸収コントラストがつきやすい骨部の描写に優れている（図４Ａ参照）。
　微分位相画像は、干渉縞の位相情報を画像化したものであり、被写体によるＸ線波面の傾き量に応じてコントラストが付く。吸収画像よりも軟部組織の描写に優れている（図４Ｂ参照）。
　小角散乱画像は、干渉縞のVisibilityを画像化したものであり、被写体によるＸ線散乱に応じてコントラストが付く（公知文献５：Distribution of unresolvable anisotropic microstructures revealed in visibility-contrast images using x-ray Talbot interferometry Wataru Yashiro et.al. PHYSICAL REVIEW B 84, 094106 (2011)参照。）。吸収画像よりも微細構造の描写に優れている（図４Ｃ参照）。
　ステップＳ４で生成される吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像は、Ｘ線撮影装置１から送信された同一のモアレ画像（群）に基づいて生成されるので、３つの画像は同一被写体の同一部分を描写しており、３つの画像間における被写体の位置合わせは不要である。
　上記３種類の再構成画像は、例えば、上述の公知文献４に記載のように、公知の手法により生成することができる。
　まず、被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に、オフセット補正処理、ゲイン補正処理、欠陥画素補正処理、Ｘ線強度変動補正等が施される。次いで、補正後の被写体有りのモアレ画像に基づいて、被写体有りの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）が生成される。また、補正後の被写体無しのモアレ画像に基づいて、被写体無しの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）が生成される。
　具体的には、Ｘ線撮影装置１において、縞走査方式により、縞走査法用のモアレ画像が作成された場合、複数のモアレ画像の干渉縞を加算することにより吸収画像が生成される。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞の位相が計算され、微分位相画像が生成される。また、縞走査法の原理を用いて干渉縞のVisibilityが計算され（Visibility＝振幅÷平均値）、小角散乱画像が生成される。
　Ｘ線撮影装置１において、フーリエ変換方式によりモアレ画像が作成された場合、まず、補正後の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像のそれぞれがフーリエ変換（二次元フーリエ変換）され、それぞれ０次成分、キャリア周波数（＝モアレ周波数）分シフトされた１次成分がＨａｎｎｉｎｇ窓等により切り出される。次いで、切り出された０次成分、１次成分のそれぞれが逆フーリエ変換される。次いで、０次成分の振幅から吸収画像が生成され、１次成分の位相から微分位相画像が生成され、０次成分と１次成分の振幅の比（＝Visibility）から小角散乱画像が生成される。
　そして、生成された被写体有りの再構成画像に対し、同種の被写体無しの再構成画像を用いて（例えば、被写体有りの小角散乱画像に対し、被写体無しの小角散乱画像を用いて）、干渉縞の位相の除去と、画像ムラを除去するための補正処理が行われ、最終的な診断用の３種類の再構成画像が生成される。
　次いで、撮影オーダー情報に含まれる診断対象情報に基づいて、３種類の再構成画像のうち、少なくとも２種類の再構成画像を合成した合成画像が生成される（ステップＳ５）。なお、複数種類の合成画像を生成することとしてもよい。
　ここでは、記憶部２５に記憶されている合成画像テーブルが読み出され、合成画像テーブルにおいて、撮影オーダー情報に含まれる診断対象情報に対応付けられている種類の合成画像が生成される。
　合成画像は、３種類の再構成画像のうち、少なくとも２種類の再構成画像の対応する画素の値を加算、減算、除算又は乗算することにより生成することができる。
　図５Ａに、図４Ａに示す吸収画像と図４Ｂに示す微分位相画像とを加算して合成した合成画像の一例を示す。図５Ｂに、図４Ａに示す吸収画像と図４Ｃに示す小角散乱画像とを加算して合成した合成画像の一例を示す。図５Ｃに、図４Ａに示す吸収画像から図４Ｃに示す小角散乱画像を減算して合成した合成画像の一例を示す。図５Ｄに、図４Ｃに示す小角散乱画像を図４Ａに示す吸収画像で除算して合成した合成画像の一例を示す。
　図５Ａ～図５Ｄに示すように、合成画像の算出方法（加算、減算、除算、乗算）によって、異なる特性の画像を得ることができる。何れの算出方法を用いるかは、予め診断対象情報に対応付けて合成画像テーブルに記憶されている。
　［表１］に、関節疾患の検査及び乳癌検査の対象項目について、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像を個別に観察したときの診断能と、吸収画像と微分位相画像の合成画像、吸収画像と小角散乱画像の合成画像を個別または比較して観察したときの診断能と、を目視により官能評価した結果を一覧にして示す。なお、［表１］において、「○」は、検査対象が診断可能に写っていることを示し、「○-」は、合成方法によって個別の再構成画像より合成画像の方が診断能が低下する可能性があることを示している。合成によるノイズ増加が関心対象のコントラスト増加より強い場合、または診断に不要な信号が合成された場合に診断能が低下するためである。ただし合成時の処理で個別の再構成画像の濃度に応じて寄与度を変えたり、個別の再構成画像で信号変化が小さい平坦な領域の寄与度を下げる等の工夫により単独の再構成画像同等の診断能に近づけることが可能である。「△」は、検査対象が写ってはいるが「○」より劣る（単体で診断困難又は見落とす可能性がある）ことを示し、「×」は検査対象の部位が写っていないことを示す。また、「○」「○-」「△」「×」の評価は、［表１］の縦の相対比較であり、横の相対比較ではない。また、［表１］においては、吸収画像と微分位相画像の合成画像、吸収画像と小角散乱画像の合成画像は、一例として、それぞれ加算によって生成したものを評価した結果を示している。
　なお、寄与度とは、各再構成画像（あるいはその一部領域や画素）が合成画像に寄与する度合いを表すものであり、例えば、加算、減算により合成画像を生成する場合の各再構成画像の重み付け係数等が含まれる。
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　［表１］に示すように、関節疾患の検査対象項目（軟骨、腱、骨、微小骨折、骨梁の微細構造）については、吸収画像では、骨のみが診断可能である。微分位相画像では、軟骨、腱が診断可能に描写され、軟部組織の診断に有効である。小角散乱画像では、微小骨折、骨梁の微細構造が診断可能に描写され、骨梁の微細構造の解析や微小骨折の診断に有効である。
　図６Ａに、鳥手羽軟骨を被写体とした吸収画像を示す。図６Ｂに、鳥手羽軟骨を被写体とした微分位相画像を示す。図６Ｃに、鳥手羽軟骨を被写体とした小角散乱画像を示す。図７Ａに、手関節を被写体とした吸収画像を示す。図７Ｂに、手関節を被写体とした微分位相画像を示す。図７Ｃに、手関節を被写体とした小角散乱画像を示す。
　一方、［表１］に示すように、吸収画像と微分位相画像の合成画像では、軟骨、腱、骨が診断可能に描写されるので、吸収画像と微分位相画像それぞれの単体では同時に精度よく診断できなかった骨部と軟部を１枚の画像で同時に精度よく診断可能となる。また、骨部の描写に優れ、医師に馴染みのある吸収画像に、軟部組織の描写に優れる微分位相画像を合成することで、微分位相画像の診断に不慣れな医師にとって関節疾患の診断をし易くすることができる。
　また、吸収画像と小角散乱画像の合成画像では、骨、微小骨折、及び骨梁の微細構造が診断可能に描写されるので、１枚の小角散乱画像のみを観察したときに比べて骨の視認性が向上する。また、医師に馴染みのある吸収画像に、骨梁の微小構造の分布や微小骨折の有無の描写に優れる小角散乱画像を合成することで、小角散乱画像の診断に不慣れな医師にとっても骨粗鬆症や微小骨折の診断をし易くすることができる。
　さらに、吸収画像と微分位相画像または小角散乱画像の合成は、一定の周期でスリットが設けられたような１次元格子を用いた撮影装置において有効である。一次元格子を用いた場合、微分位相画像および小角散乱画像は格子構造と直角方向の被写体変化を検出できるが、垂直方向の被写体変化には感度がなく検出できないという画像指向性の問題がある。しかし画像指向性のない吸収画像と、微分位相画像または小角散乱画像を合成することで、微分位相画像または小角散乱画像で欠落した情報を補うことができ、病変位置の特定など診断をし易くすることができる。
　図８Ａに、図６Ａに示す鳥手羽軟骨の吸収画像と図６Ｂに示す鳥手羽軟骨の微分位相画像を合成した合成画像（吸収画像＋微分位相画像）を示す。
　図８Ｂに、図６Ａに示す鳥手羽軟骨の吸収画像と図６Ｃに示す鳥手羽軟骨の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像÷吸収画像）を示す。
　図９Ａに、図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｂに示す手関節の微分位相画像を合成した合成画像（微分位相画像＋吸収画像）を示す。
　図９Ｂに、図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｃに示す手関節の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像＋吸収画像）を示す。
　図９Ｃに、図７Ａに示す手関節の吸収画像と図７Ｃに示す手関節の小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像－吸収画像）を示す。
　なお、「小角散乱画像÷吸収画像」が示す意味は、物質でのＸ線散乱量を吸収量で規格したものであり、この値が高いと同じ吸収量でも細かい骨梁で構成され、低いとより大きな骨梁で構成されていることを示すので、同一患者で同じ箇所を定期的に撮影し、値の推移を確認することで、骨粗鬆症の進行度合いが診断可能である。さらに「小角散乱画像÷吸収画像」の値に基づく指標を定義し、検査結果を画像ではなく数値として記録することでデータ量の大幅な削減が可能となる。
　また、［表１］に示すように、乳癌検査に係る検査対象項目（腫瘤、スピキュラ、微小石灰化）については、吸収画像では、腫瘤、スピキュラ、微小石灰化の全てが描画されるが、腫瘤については吸収画像単独で診断することはできない。また、スピキュラ、微小石灰化についても見逃す可能性がある。微分位相画像では、スピキュラ構造が診断可能に描写されるが、その他は診断不可能か又は見逃す可能性がある。小角散乱画像では、微小石灰化が診断可能に描写されるが、その他は診断不可能か又は見逃す可能性がある。
　図１０Ａに、乳房を被写体とした吸収画像を示す。図１０Ｂに、乳房を被写体とした微分位相画像を示す。図１０Ｃに、乳房を被写体とした小角散乱画像を示す。
　一方、［表１］に示すように、吸収画像と微分位相画像の合成画像では、腫瘤の辺縁、スピキュラ構造を鮮明に描写することができる。また、医師に馴染みのある吸収画像に微分位相画像を合成することで、微分位相画像の診断に不慣れな医師にとっても違和感のない画像で腫瘤、スピキュラ構造を診断することが可能となる。
　また、吸収画像と小角散乱画像の合成画像では、腫瘤内部の構造や、吸収画像では見逃す可能性のある淡い微小石灰化の描写に優れており、医師に馴染みのある吸収画像に小角散乱画像を合成することで、小角散乱画像の診断に不慣れな医師にとっても違和感のない画像で腫瘤の内部構造の推定や微小石灰化の診断を行うことが可能となる。
　図１１Ａに、図１０Ａに示す吸収画像と図１０Ｂに示す微分位相画像を合成した合成画像（微分位相画像＋吸収画像）を示す。図１１Ｂに、図１０Ａに示す吸収画像と図１０Ｃに示す小角散乱画像を合成した合成画像（小角散乱画像＋吸収画像）を示す。
　なお、合成画像は、各再構成画像を１：１の割合で合成するのではなく、画像毎、領域毎、又は画素毎に寄与度を設けて合成することとしてもよい。
　例えば、合成画像テーブルにおいて、診断対象情報に対し、合成画像の種類と併せて、合成される各再構成画像の寄与度を対応付けて記憶しておくこととし、この寄与度に基づいて合成画像を生成することとしてもよい。
　また、例えば、合成画像テーブルにおいて、診断対象情報に対し、合成画像の種類と併せて、合成画像から抽出する領域（例えば、骨部、軟骨等。）及び各領域（抽出される領域及び抽出されない領域）の寄与度を対応付けて記憶しておくこととし、この寄与度に基づいて合成画像を生成することとしてもよい。例えば、図１２Ａに示す微分位相画像（全体の寄与度１）と図１２Ｂに示す吸収画像（骨部の寄与度１、それ以外０）を骨部については吸収画像の寄与度を１、それ以外の領域については微分位相画像を１として合成することにより、図１２Ｃに示すように、骨部は医師が診やすい吸収画像、それ以外は軟骨を描写可能な微分位相画像で構成された合成画像を生成することができる。
　また、例えば、合成画像テーブルにおいて、診断対象情報に対し、合成画像の種類と併せて、合成される各再構成画像について、画素の濃度毎の寄与度を対応付けて記憶しておくこととし、この寄与度に基づいて合成画像を生成することとしてもよい。Ｘ線画像のノイズは画像濃度（検出器で検出されたフォトン数と関連）と関連するため、画素の濃度によって寄与度を変えることで、合成画像のノイズを低減することが可能である。
　また、例えば、合成画像テーブルにおいて、診断対象情報に対し、合成画像の種類と併せて、合成される各再構成画像について、各画素の周辺画素との差によって（被写体信号の平坦度）寄与度を対応付けて記憶しておくこととし、この寄与度に基づいて合成画像を生成することとしてもよい。平坦な部分は合成画像のコントラストを向上させることがなく、ノイズだけが加算されてしまうため、寄与度を下げることで、合成画像のノイズを低減させることが可能である。
　合成画像の生成が終了すると、撮影オーダー情報に含まれる診断対象情報に基づいて、画像表示処理が実行される（ステップＳ６）。なお、以下に説明するステップＳ６の処理においては、表示部２３の表示画面上に１枚の画像を順次切替表示する場合には、各画像が表示部２３の表示画面上の同一領域に同一サイズで表示される。各画像における被写体の同一部分が画面上の同一領域に表示されるようにするためである。
　図１３に、診断対象部位が乳房である場合にステップＳ６において実行される画像表示処理のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と微分位相画像の合成画像と、吸収画像と小角散乱画像の合成画像と、が表示部２３に同時に（並べて）、又は切替表示（交互に繰り返しパラパラ捲り表示）される（ステップＴ１）。
　ここで、診断対象部位が乳房の場合、まず、画像領域全体における腫瘤、スピキュラ、微小石灰化などの異常陰影候補の有無が総合的に診断される。そして、異常陰影候補があると判断された場合、個々の異常陰影候補の領域に注目して詳細に読影、診断が行われる。
　しかし、［表１］に示すように、１枚で腫瘤、スピキュラ、微小石灰化の全てを診断可能に描画できる再構成画像はない。また、２種類の再構成画像の合成画像においても、腫瘤、スピキュラ、微小石灰化の全てが網羅されてはいるが、［表１］の評価で「△」の項目があり、ただ１枚を観察しているだけでは熟練していない医師は見逃す可能性もある。また、３種類の再構成画像を合成することも考えられるが、３種類の再構成画像の合成は、複雑で高度な合成処理が無い限り、複数の情報が重なり、それ１枚の画像を表示しただけではかえってわかりにくくなる可能性がある。
　そこで、本願発明者等が検討した結果、診断対象部位が乳房の場合、まず、吸収画像と微分位相画像の合成画像と、吸収画像と小角散乱画像の合成画像と、を表示部２３に同時に、又は切替表示することにより、診断の初期段階における異常陰影候補の有無の確認を効率化できることを見出した。
　これは、上記２つの合成画像を同時に、又は切替表示することで、医師は２つの合成画像を比較することができるので、何れか１つの合成画像のみを観察しているより異常陰影候補の存在に気づき易いためである。特に、２つの合成画像を切替表示した場合、前後に表示した画像に変化（例えば、一方に表示されているが、他方に表示されていない領域がある等）があれば、医師はすぐにその変化に気付くことができるので、異常陰影候補を迅速に、精度良く認識することが可能となる。即ち、早期診断を実現するとともに、診断精度の向上を図ることが可能となる。
　なお、上記２つの合成画像の何れかと、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３種類の再構成画像の合成画像とを表示部２３に同時に、又は切替表示するようにしてもよい。３種類の再構成画像の合成画像を単体で表示するのではなく、他の合成画像と比較可能な態様で表示するのであれば、３種類の再構成画像の合成画像ともう一方の合成画像との違い（変化）により、医師が病変に気付き易くなるからである。
　また、従来の吸収画像に基づく診断能との親和性は低くなるが、３種類の再構成画像のうち、微分位相画像又は小角散乱画像の何れか一方の単体と、他方の再構成画像と吸収画像との合成画像とを表示部２３に同時に、又は切替表示することとしてもよい。このようにすれば、［表１］に示す乳癌検査の全ての項目を診断可能に描画することができるからである。
　一方、３種類の再構成画像を同時に、または切替表示することも考えられるが、人間が比較できるのは一度に２画像までが限界である。３画像以上になると、表示順が連続していない画像同士の比較は難しいからである。これに対処するため、吸収画像～微分位相画像～吸収画像～小角散乱画像～吸収画像～微分位相画像の切替表示のように、吸収画像をベースに切替表示することで、上記の状況は改善される。
　また、微分位相画像、小角散乱画像を単独で表示するよりも、吸収画像と合成した方が、従来から確立された診断能との親和性が高く、医師が観察し易い。よって、本実施の形態のように、吸収画像をベースとした２つの合成画像を同時に又は切替表示する方が診断精度が高く、優れているといえる。
　ステップＴ１で表示される表示画面上には、合成画像と併せて「腫瘤辺縁やスピキュラを詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「腫瘤の均質性や微小石灰化を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。ステップＴ１における表示により、乳房に異常陰影候補が存在するのか否か、どの種類の異常陰影候補が存在するのか、また、その領域はどこなのか等の大凡の所見を認識することができるので、医師は、注目すべき領域（関心対象）の位置や詳細に確認すべき事項を決定することができる。そして、ステップＴ１における表示を観察した結果に応じて、何れかの操作ボタンを操作して、必要であれば、目的に応じた個別の再構成画像を表示することができる。
　操作部２２により何れかの操作ボタンが操作されると、操作された操作ボタンが「腫瘤辺縁やスピキュラを詳しく診る」であるか否かが判断される（ステップＴ２）。操作された操作ボタンが「腫瘤辺縁やスピキュラを詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ２；ＹＥＳ）、表示部２３に微分位相画像と吸収画像の合成画像が表示されるとともに、微分位相画像と吸収画像の寄与度（画像毎、領域毎、画素毎の寄与度）を操作部２２の操作に応じて変更するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）が表示される。（ステップＴ３）。
　ＧＵＩは、ボタンのように離散的に寄与度を変化させるものであってもよいし、スライダーバーのようにより連続的に寄与度を変化させるものであってもよい。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると（ステップＴ４；ＹＥＳ）、操作部２２の操作に応じて微分位相画像と吸収画像それぞれの寄与度を変更して合成画像が生成される（ステップＴ５）。そして、処理はステップＴ３に戻り、寄与度が変更された合成画像が表示部２３に表示される。スライドバーやボタンの操作により各再構成画像の寄与度を変えることで、医師は合成画像を診易く調整して診断を行うことができる。また、寄与度の変更に応じた合成画像の変化を観察することにより、医師は関心対象のＸ線吸収に対する位相変化の強さを確認することができ、関心対象の物質を特定する際の判断材料とすることができる。
　なお、一方の再構成画像の寄与度を０とすれば、他方の再構成画像を個別に表示することができる。即ち、微分位相画像又は吸収画像を個別に表示することもできる。
　操作部２２により操作された操作ボタンが「腫瘤の均質性や微小石灰化を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ２；ＮＯ、ステップＴ６；ＹＥＳ）、表示部２３に小角散乱画像と吸収画像の合成画像が表示されるとともに、小角散乱画像と吸収画像の寄与度（画像毎、領域毎、画素毎の寄与度）を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される。（ステップＴ７）。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると（ステップＴ８；ＹＥＳ）、操作部２２の操作に応じて小角散乱画像と吸収画像それぞれの寄与度を変更して合成画像が生成され（ステップＴ９）、処理はステップＴ７に戻り、寄与度が変更された合成画像が表示部２３に表示される。スライドバーやボタンの操作により各再構成画像の寄与度を変えることで、医師は合成画像を診易く調整して診断を行うことができる。また、寄与度の変更に応じた合成画像の変化を観察することにより、医師は関心対象におけるＸ線吸収に対する散乱の強さを確認することができ、関心対象の物質を特定する際の判断材料とすることができる。
　なお、何れかの再構成画像の寄与度を０とすれば、他方の再構成画像を個別に表示することができる。即ち、小角散乱画像又は吸収画像を個別に表示することもできる。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ２～ステップＴ９の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ１０；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　図１４に、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチである場合にステップＳ６において実行される画像表示処理のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と微分位相画像の合成画像が表示部２３に表示される（ステップＴ１１）。吸収画像と微分位相画像の合成画像を観察することによって、軟骨の異常の有無を確認し、注目領域を決定することができる。
　ステップＴ１１で表示される表示画面上には、画像と併せて「骨部への侵食を確認する」ことを指示するための操作ボタン、「軟骨の輪郭を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「骨梁や骨の構造変化を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。ステップＴ１１における表示により、軟骨の異常の有無を確認することができるので、医師はその結果に応じて何れかの操作ボタンを操作して、必要であれば、吸収画像と小角散乱画像の合成画像や、目的に応じた個別の再構成画像を表示することができる。なお、「骨部への侵食を確認する」を指示するための操作ボタンは、他の操作ボタンが押下された時点で無効となる。
　次いで、操作部２２により「骨部への侵食を確認する」の操作ボタンが操作されたか否かが判断される（ステップＴ１２）。操作部２２により「骨部への侵食を確認する」が操作されていないと判断されると（ステップＴ１２；ＮＯ）、処理はステップＴ１４に移行する。操作部２２により「骨部への侵食を確認する」が操作されたと判断されると（ステップＴ１２；ＹＥＳ）、吸収画像と小角散乱画像の合成画像が表示され（ステップＴ１３）、処理はステップＴ１４に移行する。リウマチの症状が進行すると、軟骨の下にある骨にも影響が出る。例えば、軟骨下にある骨が骨髄内の肉芽組織等により侵食される。骨の微細な変化の観察には小角散乱画像が向いているため、吸収画像と小角散乱画像の合成画像を観察することで、骨部への侵食を確認することができる。なお、ステップＴ１３で表示される画像は、ステップＴ１１で表示された合成画像に、更に小角散乱画像を合成したものとしてもよい。
　ステップＴ１４において、操作部２２により何れかの操作ボタンが操作されると、操作された操作ボタンが「軟骨の輪郭を詳しく診る」であるか否かが判断される（ステップＴ１４）。操作された操作ボタンが「軟骨の輪郭を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ１４；ＹＥＳ）、表示部２３に微分位相画像と吸収画像の合成画像が表示されるとともに、微分位相画像と吸収画像の寄与度（画像毎、領域毎、画素毎の寄与度）を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される（ステップＴ１５）。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると（ステップＴ１６；ＹＥＳ）、操作部２２の操作に応じて微分位相画像と吸収画像それぞれの寄与度を変更して合成画像が生成され（ステップＴ１７）、処理はステップＴ１５に戻り、寄与度が変更された合成画像が表示部２３に表示される。スライドバーやボタンの操作により各再構成画像の寄与度を変えることで、医師は合成画像を診易く調整して診断を行うことができる。また、寄与度の変更に応じた合成画像の変化を観察することにより、医師は関心領域における信号成分がどのような物質によるものかを特定する際の判断材料とすることができる。例えば、軟骨は微分位相画像では描写されるが吸収画像では描画されない。よって、骨と軟骨が重なっている関心領域の場合、微分位相画像の寄与度を０に向かって変化させていったときに消える信号成分が軟骨であると判断することができる。
　なお、何れかの再構成画像の寄与度を０とすれば、他方の再構成画像を個別に表示することができる。即ち、微分位相画像又は吸収画像を個別に表示することもできる。
　一方、操作部２２により操作された操作ボタンが「骨梁や骨の構造変化を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ１４；ＮＯ、ステップＴ１８；ＹＥＳ）、表示部２３に小角散乱画像と吸収画像の合成画像が表示されるとともに、小角散乱画像と吸収画像の寄与度（画像毎、領域毎、画素毎の寄与度）を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される。（ステップＴ１９）。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると（ステップＴ２０；ＹＥＳ）、操作部２２の操作に応じて小角散乱画像と吸収画像それぞれの寄与度を変更して合成画像が生成され（ステップＴ２１）、処理はステップＴ１９に戻り、寄与度が変更された合成画像が表示部２３に表示される。スライドバーやボタンの操作により画像の寄与度を変えることで、合成画像を診易く調整して診断を行うことができる。また、寄与度の変更に応じた合成画像の変化を観察することにより、医師は関心対象におけるＸ線吸収に対する散乱の強さを確認することができ、これにより、骨梁構造の大きさ、向き、形等を推測するための判断材料とすることができる。なお、何れかの再構成画像の寄与度を０とすれば、他方の再構成画像を個別に表示することができる。即ち、小角散乱画像又は吸収画像を個別に表示することもできる。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ１４～ステップＴ２１の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ２２；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　図１５に、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名が微小骨折である場合にステップＳ６において実行される画像表示処理のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と小角散乱画像の合成画像が表示部２３に表示される（ステップＴ３１）。吸収画像と小角散乱画像の合成画像を観察することによって、微小骨折や骨折の有無を確認し、注目領域を決定することができる。
　ステップＴ３１で表示される表示画面上には、画像と併せて「微小骨折を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。
　操作部２２により「微小骨折を詳しく診る」の操作ボタンが操作されると（ステップＴ３２；ＹＥＳ）、表示部２３に吸収画像と小角散乱画像の合成画像が表示されるとともに、小角散乱画像と吸収画像の寄与度（画像毎、領域毎、画素毎の寄与度）を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される。（ステップＴ３３）。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると（ステップＴ３４；ＹＥＳ）、操作部２２の操作に応じて小角散乱画像と吸収画像それぞれの寄与度を変更して合成画像が生成され（ステップＴ３５）、処理はステップＴ３３に戻り、寄与度が変更された合成画像が表示部２３に表示される。
　スライドバーやボタンの操作により各画像の寄与度を変えることで、合成画像を診易く調整して診断を行うことができる。また、寄与度の変更に応じた合成画像の変化を観察することにより、医師は関心領域におけるＸ線吸収に対する散乱の強さを確認することができ、これにより、微小骨折の大きさ、向き、形等を推測するための判断材料とすることができる。なお、何れかの再構成画像の寄与度を０とすれば、他方の再構成画像の個別表示となる。即ち、小角散乱画像又は吸収画像を個別に表示することもできる。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ３２～ステップＴ３５の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ３６；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　なお、上記においては、図３のステップＳ６における画像表示処理として、合成画像のみを表示する場合を例にとり説明したが、合成画像にはメリットとデメリットが存在する。
　合成画像のメリットとしては、例えば、（１）一枚の画像で多くの要素を診ることができ、単独の再構成画像の比較よりも効率が良い。（２）吸収画像と、微分位相画像又は小角散乱画像の何れかを合成した場合、従来の診断法との親和性が高い。（３）合成によるノイズ増加＜関心対象を描画する信号増加の場合、対象の視認性が良くなる、という点が挙げられる。
　合成画像のデメリットとしては、関心対象の信号の増加よりノイズの増加のほうが大きい場合、個別の再構成画像よりも診断能が低下することが挙げられる。このデメリットは、上述のように各再構成画像の濃度や信号の平坦度によって寄与度を変える等の工夫で軽減は可能である。また、上記図１３～図１５の処理においては、合成画像における各再構成画像の寄与度を調整することにより個別の再構成画像を表示可能としているので、合成のデメリットのない個別の再構成画像を表示することが可能である。その他の例として、合成画像を表示した後、合成画像の観察から得られた目的に応じた個別の再構成画像を表示するようにしてもよい。これにより、寄与度を調整する操作をすることなく、合成画像のデメリットのない個別の再構成画像を表示することができる。
　以下、図３のステップＳ６における画像表示処理において、合成画像の表示後、画像を切り替えて個別の再構成画像を表示する例について説明する。
　図１６に、診断対象部位が乳房である場合に図３のステップＳ６において実行される画像表示処理の他の例のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と微分位相画像の合成画像と、吸収画像と小角散乱画像の合成画像と、が表示部２３に同時に（並べて）、又は切替表示（交互に繰り返しパラパラ捲り表示）される（ステップＴ４１）。
　ステップＴ４１で表示される表示画面上には、合成画像と併せて「スピキュラを詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「微小石灰化を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「見慣れた吸収画像を確認する」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。ステップＴ４１における表示により、乳房に異常陰影候補が存在するのか否か、どの種類の異常陰影候補が存在するのか、また、その領域はどこなのか等の大凡の所見を認識することができるので、医師は、注目すべき領域の位置や詳細に確認すべき事項を決定することができる。そして、ステップＴ４１における表示を観察した結果に応じて、何れかの操作ボタンを操作して、必要であれば、目的に応じた個別の再構成画像を表示することができる。
　操作部２２により何れかの操作ボタンが操作されると、操作された操作ボタンが「スピキュラを詳しく診る」であるか否かが判断される（ステップＴ４２）。操作された操作ボタンが「スピキュラを詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ４２；ＹＥＳ）、表示部２３に微分位相画像が表示される（ステップＴ４３）。
　操作部２２により操作された操作ボタンが「微小石灰化を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ４２；ＮＯ、ステップＴ４４；ＹＥＳ）、表示部２３に小角散乱画像が表示される（ステップＴ４５）。
　操作部２２により操作された操作ボタンが「見慣れた吸収画像を確認する」であると判断されると（ステップＴ４４；ＮＯ、ステップＴ４６；ＹＥＳ）、表示部２３に吸収画像が表示される（ステップＴ４７）。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ４２～ステップＴ４７の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ４８；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　図１７に、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチである場合にステップＳ６において実行される画像表示処理の他の例のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と微分位相画像の合成画像が表示部２３に表示される（ステップＴ５１）。吸収画像と微分位相画像の合成画像を観察することによって、軟骨の異常の有無を確認し、注目領域を決定することができる。
　ステップＴ５１で表示される表示画面上には、画像と併せて「骨部への侵食を確認する」ことを指示するための操作ボタン、「軟骨の輪郭を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「骨梁や骨の構造変化を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「骨部を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。ステップＴ５１における表示により、軟骨の異常の有無を確認することができるので、医師はその結果に応じて何れかの操作ボタンを操作して、必要であれば、吸収画像と小角散乱画像の合成画像や、目的に応じた個別の再構成画像を表示することができる。なお、「骨部への侵食を確認する」を指示するための操作ボタンは、他の操作ボタンが押下された時点で無効となる。
　次いで、操作部２２により「骨部への侵食を確認する」の操作ボタンが操作されたか否かが判断される（ステップＴ５２）。操作部２２により「骨部への侵食を確認する」が操作されていないと判断されると（ステップＴ５２；ＮＯ）、処理はステップＴ５４に移行する。操作部２２により「骨部への侵食を確認する」が操作されたと判断されると（ステップＴ５２；ＹＥＳ）、吸収画像と小角散乱画像の合成画像が表示され（ステップＴ５３）、処理はステップＴ５４に移行する。ステップＴ５３で表示される画像は、ステップＴ５１で表示された合成画像に、更に小角散乱画像を合成したものとしてもよい。
　ステップＴ５４において、操作部２２により何れかの操作ボタンが操作されると、操作された操作ボタンが「軟骨の輪郭を詳しく診る」であるか否かが判断される（ステップＴ５４）。操作された操作ボタンが「軟骨の輪郭を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ５４；ＹＥＳ）、表示部２３に微分位相画像が表示される（ステップＴ５５）。
　一方、操作部２２により操作された操作ボタンが「骨梁や骨の構造変化を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ５４；ＮＯ、ステップＴ５６；ＹＥＳ）、表示部２３に小角散乱画像が表示される。（ステップＴ５７）。
　一方、操作部２２により操作された操作ボタンが「骨部を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ５６；ＮＯ、ステップＴ５８；ＹＥＳ）、表示部２３に吸収画像が表示される（ステップＴ５９）。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ５４～ステップＴ５９の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ６０；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　図１８に、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名が微小骨折である場合にステップＳ６において実行される画像表示処理の他の例のフローチャートを示す。
　まず、吸収画像と小角散乱画像の合成画像が表示部２３に表示される（ステップＴ７１）。吸収画像と小角散乱画像の合成画像を観察することによって、微小骨折や骨折の有無を確認し、注目領域を決定することができる。
　ステップＴ７１で表示される表示画面上には、画像と併せて「微小骨折を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「骨部を詳しく診る」ことを指示するための操作ボタン、「終了」を指示するための操作ボタンが表示される。
　操作部２２により「微小骨折を詳しく診る」の操作ボタンが操作されると（ステップＴ７２；ＹＥＳ）、表示部２３に小角散乱画像が表示される。（ステップＴ７３）。
　一方、操作部２２により操作された操作ボタンが「骨部を詳しく診る」であると判断されると（ステップＴ７２；ＮＯ、ステップＴ７４；ＹＥＳ）、表示部２３に吸収画像が表示される（ステップＴ７５）。
　操作部２２により「終了」が操作されるまでステップＴ７２～ステップＴ７５の処理が繰り返し実行される。操作部２２により「終了」が操作されると（ステップＴ７６；ＹＥＳ）、処理は図３のステップＳ７に移行する。
　図３のステップＳ７においては、ステップＳ１で指定された撮影オーダー情報と、今回生成された再構成画像、合成画像、合成画像の生成に用いた画像処理の種類の情報、画像処理パラメーター、及び表示パラメーターとが対応付けて記憶部２５に記憶される（ステップＳ７）。これにより、今回生成した合成画像を再度表示したい場合に、記憶部２５から容易に読み出して、今回表示した処理条件で容易に表示することができるので、利便性が向上する。
　なお、図１３～図１８においては、目的別に合成画像や個別の再構成画像等を表示するための操作ボタン（例えば、図１３のステップＴ１で表示される「腫瘤辺縁やスピキュラを詳しく診る」を指示するための操作ボタンや「腫瘤の均質性や微小石灰化を詳しく診る」を指示するための操作ボタン等）を表示し、これらの操作に基づいて対応する画像を表示することとしたが、一例にすぎず、各合成画像や個別の再構成画像を表示するための動機付け（目的）や操作はこれらに限定されるものではない。
　また、微分位相画像については、微分値の正負は被写体に依存し、また、人間の視覚特性により背景の濃度で見え方が変化する。そこで、表示部２３に、微分値を正負逆転した値や絶対値に切り替えるためのインターフェイスを表示し、操作部２２の操作により個々の医師がより一層診易いものに切替えられるようにしてもよい。
　以上説明したように、医用画像システム１００によれば、コントローラー２の制御部２１は、操作部２２により指定された撮影オーダー情報に含まれる、診断対象部位、又は、診断対象部位及びその部位において診断すべき疾患を特定するための診断対象情報に基づいて、吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像の３種類の再構成画像のうち２種類の再構成画像を合成して合成画像を生成し、生成した合成画像を表示部２３に表示させる。
　従って、診断対象の部位や疾患に応じて、単体の再構成画像よりもその診断に有効な情報量の多い合成画像を生成して表示を行うので、診断を効率化することができるとともに、診断精度の向上を図ることが可能となる。
　合成に用いる画像としては、２種類の再構成画像のうちの１つを吸収画像とすることが好ましい。吸収画像は、従来より医師が診断に使用している画像であるので、従来の診断能との親和性が高いからである。
　また、表示態様としては、例えば、複数種類の合成画像を生成し、生成した複数種類の合成画像を表示部２３に同時に、又は切替表示することが好ましい。
　具体的に、診断対象部位が乳房である場合、吸収画像と微分位相画像の合成画像、吸収画像と小角散乱画像の合成画像を生成し、表示部２３に同時に又は切替表示させることが好ましい。これにより、２つの合成画像を比較することができるので、その違いに注目することで、何れか１つの合成画像のみを観察しているより異常陰影候補の存在に気づき易くなる。特に、２つの合成画像を切替表示した場合、前後に表示した画像に変化があれば、医師はすぐにその変化に気付くことができるので、異常陰影候補を迅速に、精度良く認識することが可能となり、好ましい。
　また、生成された合成画像と、３種類の再構成画像のうちの少なくとも一つと、を表示部２３に同時に、又は切替表示することとしてもよい。例えば、診断対象部位が乳房である場合、３種類の再構成画像のうち、微分位相画像又は小角散乱画像の何れかの単体と、他方の再構成画像と吸収画像との合成画像とを表示部２３に同時に、又は切替表示することとしてもよい。
　また、生成された２種類の再構成画像の合成画像と、３種類の再構成画像の合成画像と、を表示部２３に同時に、又は切替表示させることとしてもよい。
　なお、吸収画像としては、上記説明した吸収画像の他、吸収画像を微分した微分吸収画像や、微分吸収画像の絶対値をとった画像としてもよい。また、微分位相画像としては、上記説明した微分位相画像の他、微分位相画像の絶対値をとった画像や、それを積分した位相の画像としてもよい。また、小角散乱画像としては、上記説明した小角散乱画像の他、小角散乱画像を微分した微分小角散乱画像や、微分小角散乱画像の絶対値をとった画像としてもよい。
［第２の実施形態］
　以下、本発明に係る第２の実施形態について説明する。
　上述のように、吸収画像は、骨などの構造を感度良く描出する。また、微分位相画像は、骨はもちろんのこと、吸収画像では描出が困難な軟骨などの軟部組織を描出することができる。しかし、微分位相画像において、軟骨などの軟部組織と骨が重なって描出されている場合には、骨のほうが軟部組織より信号が大きいため、従来、軟部組織の信号を視認することは困難であった。
　ここで、例えば、手指をそのまま撮影した場合、得られた微分位相画像において軟部組織と骨とが重なってしまうことが多い。このため、従来、撮影時に関節に隙間が生じるように撮影角度の調整を行い関節の間隔が広がるようにして撮影が行われてきた。しかし、指の形には個人差があり、前記の様な処置を実施しても軟部組織と骨とが重なってしまう場合も存在する。
　そこで、本願発明者等は、鋭意検討を行い、その結果、微分位相画像と一緒に得られる吸収画像を用いて微分位相画像の骨の信号を除去又は減弱することにより、軟骨などの軟部組織と骨が重なって描出されている場合であっても軟部組織を視認可能な画像を生成できることを見出した。以下に概要を説明する。
　吸収画像IAbs、微分位相画像dIDPとすると、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
  
　のように、吸収画像IAbsは、Ｘ線照射方向（図１Ｂのｚ方向）の物理量の積分で表すことができ、微分位相画像dIDPは、Ｘ線照射方向の物理量の積分の、格子構造に垂直方向（図１Ｂのｘ方向）への微分に比例する形で表すことができる。ここで、IAbs_RAWは、タルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いて再構成される吸収画像のＸ線強度（対数をとっていないもの）を表す。また、μは被写体によるＸ線吸収係数、１-δは被写体によるＸ線屈折率を表す。μとδの関係は被写体により異なるため、吸収画像IAbsを微分したとしても微分位相画像dIDPにはならないし、微分位相画像dIDPを積分したとしても吸収画像IAbsにはならない。吸収画像IAbsあるいはその微分画像には骨は描出されているが軟骨などの軟部組織は描出されていないのに対して、微分位相画像dIDPあるいはその積分画像では骨も軟部組織も描出することが出来るのがその例である。ただし、吸収画像IAbsと微分位相画像dIDPの両画像中に同じ構造が描出されているのであれば、その共通する構造部分の信号強度を合わせて減算することにより、共通する構造以外の構造のみの画像を生成することができる。即ち、微分位相画像dIDPにおいて骨と軟部組織が重なっている場合であっても、吸収画像IAbsと微分位相画像dIDPを用いて軟部組織を視認しやすい画像を得ることが可能である。
　吸収画像と微分位相画像を用いて、両画像に共通する構造の信号を除去（又は減弱）した画像を得る手法としては、（Ａ）吸収画像を加工（微分）して微分吸収画像を生成し、微分吸収画像に対し、微分位相画像と微分吸収画像に共通する構造の信号強度を微分位相画像に合わせるための係数を乗算して微分位相画像から減算する手法、（Ｂ）微分位相画像を加工（積分）して位相画像を生成し、吸収画像に対し、位相画像と吸収画像に共通する構造の信号強度を位相画像に合わせるための係数を乗算して位相画像から減算する手法、がある。（Ａ）により骨の信号を除去又は減弱して軟部組織の描出性を向上させた画像を軟部組織微分画像と呼ぶ。（Ｂ）により骨の信号を除去又は減弱して軟部組織の描出性を向上させた画像を軟部組織画像と呼ぶ。
　第２の実施形態においては、診断対象部位が骨・関節系（リウマチ）の場合に、吸収画像と微分位相画像の合成画像として、上述の軟部組織微分画像を生成して表示する場合について説明する。
　第２の実施形態において、図２に示す記憶部２５に記憶されている合成画像テーブルには、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチの場合に生成される合成画像の種類として、更に、上述の軟部組織微分画像が記憶されている。また、記憶部２５には、制御部２１が第２の実施形態の動作を実行するためのプログラム（例えば、図１９に示す軟部組織微分画像生成処理を実行するプログラム）が記憶されている。
　その他の医用画像システム及び医用画像システムを構成する各装置の構成は、第１の実施形態で説明した医用画像システム１００及びこれを構成する各装置と同様であるので説明を援用し、第２の実施形態における医用画像システム１００の動作について以下に説明する。
　第２の実施形態において、コントローラー２の制御部２１は、操作部２２の操作に応じて、図３に示す画像生成表示処理を実行する。第２の実施形態においては、ステップＳ５において、吸収画像と微分位相画像の合成画像を生成する際に、以下に示す軟部組織微分画像生成処理を実行し、吸収画像を加工した微分吸収画像と微分位相画像とを合成した軟部組織微分画像を生成する。
　図１９に、コントローラー２の制御部２１により実行される軟部組織微分画像生成処理を示す。
　軟部組織微分画像生成処理においては、まず、ステップＳ４で生成された吸収画像と微分位相画像が取得される（ステップＳ５０１）。
　次いで、吸収画像から微分吸収画像が生成される（ステップＳ５０２）。
　微分吸収画像は、吸収画像を微分することにより生成することができる。本実施形態においては、例えば、吸収画像において、［数３］に示すように、格子構造と垂直方向（図１Ｂのｘ方向）の両隣の画素の差分をとって微分吸収画像を生成する手法を用いることが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
  
　または、吸収画像で単純に隣の画素との間で差分をとる、または、吸収画像に画像処理のエッジ検出に用いられるＳｏｂｅｌフィルターのような微分フィルターをかけることとしてもよい。または、あらかじめ、円柱、球のような単純な被写体で微分吸収画像の信号形状が微分位相画像の信号形状と最も相関をもつ微分フィルターを設計し、そのフィルターを保持しておいて、吸収画像に適用するとしてもよい。なお、ここでは吸収画像を用いることとしたが、[数１]のIAbs_RAWに対応する対数をとらない吸収画像を用いることとしてもよい。
　次いで、微分吸収画像に対し、微分位相画像と微分吸収画像に共通して描出されている構造（解剖学的構造）のうち微分位相画像から消したい構造（ここでは、骨の信号）の信号強度を微分位相画像に合わせるための係数が乗算される（ステップＳ５０３）。具体的には、微分吸収画像の各画素の画素値に対し、骨の信号の信号強度を微分位相画像に合わせるための係数が乗算される。乗算される係数は、装置構成、撮影条件等を考慮して予め設定された値であってもよいし、その都度算出してもよい。その都度算出する場合は、微分位相画像から微分吸収画像を減算した場合に、上述の共通の構造の信号（骨の信号）が最も消える係数を計算により求める。例えば、微分位相画像と微分吸収画像において、微分位相画像から減算して消したい共通の構造の信号（ここでは、骨の信号）の比を演算により求め、その比（微分位相画像の骨の信号／微分吸収画像の骨の信号）を係数として算出することができる。例えば、画像全体、又は骨の領域を関心領域に設定し、両画像における関心領域の画素値の比（例えば、関心領域内の画素値の代表値の比）を係数とすることができる。
　最後に、微分位相画像から、係数をかけた微分吸収画像を減算することにより、共通の構造（骨の信号）が除去又は減弱された微分位相画像（軟部組織微分画像）が生成される（ステップＳ５０４）。即ち、微分位相画像の各画素の画素値から、係数を乗算した後の微分吸収画像の対応する画素の画素値を減算することにより、共通の構造（骨の信号）が除去又は減弱された微分位相画像（軟部組織微分画像）が生成される。
　このように、軟部組織微分画像生成処理を実行することにより、軟部組織が骨に重なって撮影された場合であっても、軟部組織を視認可能な軟部組織微分画像が得られる。
　なお、Ｘ線撮影装置１における被写体有りでの撮影と被写体無しの撮影の間で、温度や熱の影響により格子位置のわずかなずれが発生することがある。この格子位置のわずかなずれは、吸収画像にはほとんど影響がないが、微分位相画像の面内には信号の傾き等のアーチファクトが発生する。このような場合には、微分吸収画像にかける係数を計算する際に適切な値が求められない可能性がある。この微分位相画像に発生する格子位置のずれに起因するアーチファクトは画像上の２次元座標（ｘ、ｙ）の１次関数又は２次関数で表される関数で近似することができるため、例えば、特願２０１１－０３５５９３（公知文献６）で示されているように、アーチファクト成分を最も良く再現する関数の係数を微分位相画像から推定し減算することで、アーチファクト分の信号を補正することができる。よって、ステップＳ５０１で微分位相画像を取得した後、制御部２１は、上述のアーチファクト補正を行い、アーチファクト補正後の微分位相画像と、吸収画像とを用いて軟部組織微分画像を生成することが好ましい。或いは、微分位相画像と微分吸収画像の信号分布から被写体起因以外の信号のムラを除去した上で、軟部組織微分画像を生成することとしてもよい。
　また、図１９に示す軟部組織微分画像生成処理では、微分吸収画像に一定の係数を乗算した画像を微分位相画像から減算することとしたが、例えば、関節を被写体とした微分位相画像の場合、骨に重なっていない領域においては十分な軟部組織の信号が得られている。このような領域から微分吸収画像を減算してしまうとノイズ成分が増大し画質が劣化してしまう可能性がある。そこで、微分吸収画像における骨領域を特定し、それ以外の領域については微分吸収画像に乗算する係数を小さくすることが好ましい。このようにすれば、上述の画質の劣化を防ぐことができる。
　骨領域の特定方法としては、予め記憶部２５に吸収画像に対応する閾値を記憶しておき、吸収画像の各画素値と上記の閾値とを比較し、
　吸収画像の画素値＞閾値　（１）
を満たす領域を骨領域として特定することができる。
　ただし、吸収画像は［数１］で定義している（被写体による吸収が大きいところほど画素値が大きいと定義している）ため、骨以外の領域の画素値の上限となる閾値を設けているが、被写体による吸収が小さいほど画素値が大きいという定義とした場合には、骨以外の領域の画素値の下限となる閾値を記憶部２５に記憶しておき、下限の閾値を越えた（下限の閾値より画素値が小さい）領域を骨領域として特定する。
　または、予め記憶部２５に微分吸収画像に対応する閾値を記憶しておき、微分吸収画像の各画素値の絶対値と記憶部２５に記憶されている微分吸収画像の閾値とを比較し、
　微分吸収画像の画素値の絶対値＞閾値　（２）
を満たす領域を骨領域として特定することができる。
　また、記憶部２５に小角散乱画像に対応する閾値を記憶しておき、小角散乱画像の各画素値とその閾値とを比較し、「小角散乱画像の画素値＞閾値」を満たす領域を骨領域として特定することとしてもよい。また、記憶部２５に位相画像（詳細後述）に対応する閾値を記憶しておき、位相画像の各画素値とその閾値とを比較し、「位相画像の画素値＞閾値」を満たす領域を骨領域として特定することとしてもよい。同様に、記憶部２５に微分位相画像に対応する閾値を記憶しておき、微分位相画像の各画素値の絶対値と記憶部２５に記憶されている微分位相画像の閾値とを比較し、微分位相画像の画素値の絶対値＞閾値を満たす領域を骨領域として特定することとしてもよい。
　軟部組織微分画像生成処理が終了すると、制御部２１は、図３のステップＳ６において、画像表示処理を実行する。第２の実施形態においては、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチの場合に実行される画像表示処理（図１４）が第１及び第２の実施形態と異なる。具体的には、図１４のステップＴ１５において、微分位相画像と吸収画像の合成画像として、上記生成した軟部組織微分画像が表示部２３に表示される。
　上述のように、軟部組織微分画像は、骨と軟骨等の軟部組織の双方の信号が描出されている微分位相画像から骨の信号が減弱又は除去された画像であるので、軟部組織微分画像を表示することで、骨と軟部組織が重なって撮影された場合であっても、医師が軟部組織の信号を視認することが可能となる。
　ステップＴ１５においては、併せて、微分位相画像と微分吸収画像の寄与度を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される。骨領域における両画像の寄与度と骨領域以外の領域における両画像の寄与度を別個に変更可能なＧＵＩを表示することとしてもよい。
　操作部２２の操作により寄与度の変更が指示されると、制御部２１は、操作部２２により指示された寄与度に応じた係数を算出して微分吸収画像に乗算し、これを微分位相画像から減算して寄与度を変更した合成画像（軟部組織微分画像）を表示する。このように、医師が手動で微分位相画像と微分吸収画像の寄与度を自由に変えられるようにすることで、例えば、微分吸収画像に乗算する係数を小さくして骨と軟部組織の両方が描出されるようにして軟部組織の位置を確認したり、逆に係数を大きくして軟部の描出性が向上するように調整したりすることが可能となるので、軟部組織の診断が容易となる。　　　　　
　なお、ステップＴ１５において、微分吸収画像の寄与度を最小→最大（又は、その逆）に段階的に変更することを指示するための「スライドショー」ボタン等を表示し、操作部２２により「スライドショー」ボタンが押下された場合には、制御部２１は、微分吸収画像に乗算する係数を最小→最大（又は、その逆）に段階的に変更した合成画像を自動的に生成して表示部２３に順次切り替え表示することとしても良い。
　また、軟部組織微分画像は、多くの医師にとってなじみのない画像である。そこで、従来から画像診断に用いられている吸収画像との対比が行いやすいように、ステップＴ１５においては、軟部組織微分画像と吸収画像の合成画像、及び寄与度を変更するためのＧＵＩを表示し、操作部２２からの寄与度の変更操作に応じて、軟部組織微分画像と吸収画像の相対的な重み付けを変えた合成画像を表示することとしてもよい。
　このようにすれば、操作部２２の操作によって、例えば、吸収画像から軟部組織微分画像へと段階的に両画像の割合を変化させることが可能となるので、軟部組織微分画像に見られる構造（軟部組織）が吸収画像のどこに対応しているかを医師が容易に認識することが可能となる。或いは、ステップＴ１５において、切り替え表示を指示するボタンを併せて表示し、切り替え表示が指示された場合、吸収画像と軟部組織微分画像を交互に切り替えて表示部２３に表示することとしてもよい。これにより、見慣れた吸収画像と軟部組織微分画像で描出された信号との対比が可能となり、軟部組織微分画像に見られる構造（軟部組織）が吸収画像のどこに対応しているかを医師が容易に認識することが可能となるので、軟部組織の診断が容易となる。
　なお、上記説明においては、ステップＴ１５において、微分吸収画像に乗算する係数を変更するためのＧＵＩとして、微分位相画像と微分吸収画像の寄与度を変更するＧＵＩを表示することとしたが、微分吸収画像に乗算する係数を直接変更するＧＵＩを表示することとしてもよい。また、上述の骨領域の特定するための閾値を変更するためのＧＵＩを、寄与度（係数）を変更するＧＵＩと併せて、又は単独で表示部２３に表示する構成とし、制御部２１は、操作部２２からの操作に応じて上記閾値を変更して軟部組織微分画像の生成し、生成した軟部組織微分画像を表示部２３に表示することとしてもよい。
［第３の実施形態］
　以下、本発明に係る第３の実施形態について説明する。
　第３の実施形態においては、診断対象部位が骨・関節系（リウマチ）の場合に、吸収画像と微分位相画像の合成画像として、上述の軟部組織画像を生成して表示する場合について説明する。
　第３の実施形態において、図２に示す記憶部２５に記憶されている合成画像テーブルには、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチの場合に生成される合成画像の種類として、更に、上述の軟部組織画像が記憶されている。また、記憶部２５には、制御部２１が第３の実施形態の動作を実行するためのプログラム（例えば、図２０に示す軟部組織画像生成処理を実行するプログラム）が記憶されている。
　その他の医用画像システム及び医用画像システムを構成する各装置の構成は、第１の実施形態で説明した医用画像システム１００及びこれを構成する各装置と同様であるので説明を援用し、第３の実施形態における医用画像システム１００の動作について以下に説明する。
　コントローラー２の制御部２１は、操作部２２の操作に応じて、図３に示す画像生成表示処理を実行する。第３の実施形態においては、ステップＳ５において吸収画像と微分位相画像の合成画像を生成する際に、以下に示す軟部組織画像生成処理を実行し、吸収画像と、微分位相画像を加工した位相画像とを合成した軟部組織画像を生成する。
　図２０に、コントローラー２の制御部２１により実行される軟部組織画像生成処理を示す。
　まず、ステップＳ４で生成された吸収画像と微分位相画像が取得される（ステップＳ６０１）。
　次いで、微分位相画像から位相画像が生成される（ステップＳ６０２）。
　位相画像は、微分位相画像を積分することにより生成することができる。しかし、単純に微分方向に端の画素から加算していったのではノイズが蓄積され、線状のアーチファクトが発生してしまう。そこで、例えば、以下の公知文献７に記載されているように、微分位相画像の微分方向をｘ方向とおいた場合、位相画像のｘ方向の隣り合う画素で差分をとった画像と微分位相画像との差（対応する画素値同士の差）の２乗の画像面内の和がノイズで規定される値よりも小さい、との条件のもと、位相画像のｙ方向に隣り合う画素で差分をとった画素値の絶対値の画像面内の和（位相画像のｙ方向微分のノルムの画像面内の和）を最小化する最適化手法を用いることにより、上記の線状アーチファクトを抑制した位相画像を得ることもできる（公知文献７：”Non-linear regularized phase retrieval for unidirectional X-ray differential phase contrast radiography”, Thuring et al .OPTICS EXPRESS,Vol.19, No.25, 25545-25558, 2011 ）。
　次いで、吸収画像に対し、位相画像と吸収画像に共通して描出されている構造のうち位相画像から消したい構造（ここでは、骨の信号）の信号強度を位相画像に合わせるための係数が乗算される（ステップＳ６０３）。具体的には、吸収画像の各画素の画素値に対し、骨の信号の信号強度を位相画像に合わせるための係数が乗算される。乗算される係数は、装置構成、撮影条件等を考慮して予め設定された値であってもよいし、その都度算出してもよい。その都度算出する場合は、位相画像から吸収画像を減算した場合に、上述の共通の構造の信号（骨の信号）が最も消える係数を計算により求める。例えば、位相画像と吸収画像において、位相画像から減算して消去したい共通の構造の信号（ここでは、骨の信号）の比を演算により求め、その比（位相画像の骨の信号／吸収画像の骨の信号）を係数として算出することができる。例えば、画像全体又は骨の領域を関心領域に設定し、両画像における関心領域の画素値（例えば、関心領域内の画素値の代表値）の比を係数とすることができる。
　最後に、位相画像から、係数をかけた吸収画像を減算することにより、骨の信号が減弱又は除去され、軟部組織の描出性が向上した位相画像（軟部組織画像）が生成される（ステップＳ６０４）。即ち、位相画像の各画素の画素値から、係数を乗算した後の吸収画像の対応する画素の画素値を減算することにより、共通の構造（骨の信号）が除去又は減弱された微分位相画像（軟部組織微分画像）が生成される。
　このように、軟部組織画像生成処理を実行することにより、骨と軟部組織が重なって撮影された場合であっても、軟部組織を視認可能な軟部組織画像が得られる。
　なお、第２の実施形態で説明したように、格子位置のずれに起因するアーチファクトを抑制するために、ステップＳ６０１で微分位相画像を取得した後、制御部２１は、取得した微分位相画像に対してアーチファクト補正を行い、アーチファクト補正後の微分位相画像を用いて作成した位相画像と、吸収画像とを用いて軟部組織画像を生成することが好ましい。或いは、位相画像と吸収画像の信号分布から被写体起因以外の信号のムラを除去した上で、軟部組織画像を生成することとしてもよい。
　また、位相画像のみで十分信号が得られている領域から吸収画像を減算するとノイズ成分が増大し、画像が劣化してしまう可能性がある。これを防ぐために、吸収画像の骨の領域を特定し、それ以外の領域については吸収画像に乗算する係数を小さくすることが好ましい。このようにすれば、上記の画質の劣化を防ぐことができる。骨の特定方法は、第２の実施形態と同様であるので説明を援用する。
　軟部組織画像生成処理が終了すると、制御部２１は、図３のステップＳ６において、画像表示処理を実行する。第３の実施形態においては、診断対象部位が骨・関節系の部位で、疾患名がリウマチの場合に実行される画像表示処理（図１４）が第１及び第２の実施形態と異なる。具体的には、図１４のステップＴ１５において、微分位相画像と吸収画像の合成画像として、上記生成した軟部組織画像が表示部２３に表示される。
　上述のように、軟部組織画像は、骨と軟骨等の軟部組織の双方の信号が描出されている位相画像から骨の信号が減弱又は除去された画像であるので、軟部組織画像を表示することで、骨と軟部組織が重なって撮影された場合であっても、医師が軟部組織の信号を視認することが可能となる。
　ステップＴ１５においては、併せて、位相画像と吸収画像の寄与度を操作部２２の操作に応じて変更するためのボタンやスライドバー等のＧＵＩが表示される。骨領域における両画像の寄与度と骨領域以外の領域における両画像の寄与度を別個に変更可能なＧＵＩを表示することとしてもよい。
　操作部２２により寄与度の変更が指示されると、制御部２１は、変更された寄与度に応じた係数を算出して吸収画像に乗算し、これを位相画像から減算して寄与度を変更した合成画像を表示する。このように、医師が手動で位相画像と吸収画像の寄与度を自由に変えられるようにすることで、例えば、吸収画像に乗算する係数を小さくして骨と軟部組織の両方が描出されるようにして軟部組織の位置を確認したり、逆に係数を大きくして軟部の描出性が向上するように調整したりすることが可能となり、軟部組織の診断が容易となる。　　　　　　　　
　なお、ステップＴ１５において、吸収画像の寄与度を最小→最大（又は、その逆）に段階的に変更することを指示するための「スライドショー」ボタン等を表示し、操作部２２により「スライドショー」ボタンが押下された場合には、制御部２１は、吸収画像に乗算する係数を最小→最大（又は、その逆）に段階的に変更した合成画像を自動的に生成して表示部２３に順次切り替え表示することとしても良い。
　また、軟部組織画像は、多くの医師にとってなじみのない画像である。そこで、従来から画像診断に用いられている吸収画像との対比が行いやすいように、ステップＴ１５においては、軟部組織画像と吸収画像の合成画像、及び寄与度を変更するためのＧＵＩを表示し、操作部２２からの寄与度の変更操作に応じて、軟部組織画像と吸収画像の相対的な重み付けを変えた合成画像を表示することとしてもよい。
　このようにすれば、操作部２２の操作によって、例えば、吸収画像から軟部組織画像へと段階的に両画像の割合を変化させることが可能となるので、軟部組織画像に見られる構造（軟部組織）が吸収画像のどこに対応しているかを医師が容易に認識することが可能となる。或いは、ステップＴ１５において、切り替え表示を指示するボタンを併せて表示し、切り替え表示が指示された場合、吸収画像と軟部組織画像を交互に切り替えて表示部２３に表示することとしてもよい。これにより、見慣れた吸収画像と軟部組織画像で描出された信号との対比が可能となるので、軟部組織画像に見られる構造（軟部組織）が吸収画像のどこに対応しているかを医師が容易に認識することが可能となり、軟部組織の診断が容易となる。
　なお、上記説明においては、ステップＴ１５において、吸収画像に乗算する係数を変更するためのＧＵＩとして、位相画像と吸収画像の寄与度を変更するＧＵＩを表示することとしたが、吸収画像に乗算する係数を直接変更するＧＵＩを表示することとしてもよい。また、上述の骨領域の特定するための閾値を変更するためのＧＵＩを、寄与度（係数）を変更するＧＵＩと併せて、又は単独で表示部２３に表示する構成とし、制御部２１は、操作部２２からの操作に応じて上記閾値を変更して軟部組織画像の生成し、生成した軟部組織画像を表示部２３に表示することとしてもよい。
　以上説明したように、第２又は第３の実施形態のコントローラー２によれば、制御部２１は、Ｘ線撮影装置１により得られた被写体の画像信号に基づいて、微分位相画像、吸収画像、小角散乱画像の３つの再構成画像のうち、少なくとも微分位相画像及び吸収画像を生成する。そして、制御部２１は、吸収画像を加工して微分吸収画像を生成し、生成した微分吸収画像に対して微分位相画像と微分吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を微分位相画像に合わせるための係数を乗算して微分位相画像から減算するか、又は、微分位相画像を加工して位相画像を生成し、吸収画像に対して位相画像と吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を位相画像に合わせるための係数を乗算して位相画像から減算することにより、微分位相画像と吸収画像に共通して描出されている構造の信号を除去又は減弱した合成画像を生成する。
　従って、微分位相画像と吸収画像に共通して描出されている構造に重なって見えなくなっている構造が視認可能に描出された画像を得ることが可能となる。例えば、微分位相画像において骨に隠れて見えなくなっている軟部組織が視認可能に描出された画像を得ることが可能となる。
　係数としては、減算に用いる２つの画像において、前記共通して描出されている構造の信号の比を算出し、この算出した比を用いるようにすることで、前記共通して描出されている構造の信号がほぼ除去された画像を得ることが可能となる。
　また、吸収画像、微分吸収画像、位相画像、微分位相画像、小角散乱画像の少なくとも一つの画像に対応する閾値を記憶部２５に記憶しておき、記憶されている閾値に対応する画像の各画素値又はその絶対値を閾値と比較し、閾値を越えない画素値の領域に対しては係数を小さくして合成画像を生成するようにすることで、ノイズの増大による画質劣化を抑制することが可能となる。
　また、合成画像と、係数又は閾値を変更するためのＧＵＩとを併せて表示部２３に表示し、操作部２２による操作に応じて係数又は閾値を変更して合成画像を生成、表示するようにすることで、医師は係数や閾値を診やすいように調整して診断を行うことが可能となる。
　また、微分位相画像に対してＸ線撮影装置１における撮影条件に起因するアーチファクトの補正を行い、補正後の微分位相画像を用いて合成画像を生成するようにすることで、アーチファクトを抑制して安定的に診断に良好な画像を提供することが可能となる。
　なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されるものではない。
　例えば、上記実施の形態においては、具体例として、診断対象を乳房、骨・関節系（リウマチ、微小骨折）とした場合について説明したが、これに限定されず、他の部位や症例にも適用することができる。
　その他、医用画像システムを構成する各装置の細部構成及び細部動作に関しても、発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。
　なお、明細書、請求の範囲、図面及び要約を含む２０１２年６月１１日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１２－１３１５９６号の全ての開示は、そのまま本出願の一部に組み込まれる。
　医療の分野においてＸ線画像を生成し表示する医用画像システムとして利用可能性がある。
１　Ｘ線撮影装置
２　コントローラー
２１　制御部
２２　操作部
２３　表示部
２４　通信部
２５　記憶部
３　オーダー入力装置

Claims (13)

  1. 　タルボ方式撮影装置、タルボ・ロー方式撮影装置のうち何れかを用いて被写体の診断対象部位のＸ線撮影を行い、前記被写体の診断対象部位に係る吸収画像、微分位相画像及び小角散乱画像の３種類の再構成画像を生成する医用画像システムであって、
    　前記診断対象部位、又は、前記診断対象部位及びその部位において診断すべき疾患を特定するための診断対象情報を入力する入力手段と、
    　前記入力手段により入力された診断対象情報に基づいて、前記３種類の再構成画像のうち２種類の再構成画像を合成して合成画像を生成し、生成した合成画像を表示手段に表示させる制御手段と、
    　を備える医用画像システム。
  2. 　前記２種類の再構成画像のうちの１つが吸収画像である請求項１に記載の医用画像システム。
  3. 　前記制御手段は、前記２種類の再構成画像のうちの少なくとも１つを加工した後に合成画像を生成する請求項１又は２に記載の医用画像システム。
  4. 　前記制御手段は、前記吸収画像を加工して微分吸収画像を生成し、生成した前記微分吸収画像に対して前記微分位相画像と前記微分吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記微分位相画像に合わせるための係数を乗算して前記微分位相画像から減算するか、又は、前記微分位相画像を加工して位相画像を生成し、前記吸収画像に対して前記位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記位相画像に合わせるための係数を乗算して前記位相画像から減算することにより、前記微分位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号を除去又は減弱した合成画像を生成する請求項３に記載の医用画像システム。
  5. 　前記制御手段は、複数種類の合成画像を生成し、生成した複数種類の合成画像を前記表示手段に同時に、又は切替表示させる請求項１又は２に記載の医用画像システム。
  6. 　前記制御手段は、前記生成された合成画像と、前記３種類の再構成画像のうちの少なくとも一つと、を前記表示手段に同時に、又は切替表示させる請求項１又は２に記載の医用画像システム。
  7. 　前記制御手段は、更に、前記３種類の再構成画像を合成し、前記生成された２種類の再構成画像の合成画像と、前記３種類の再構成画像の合成画像と、を前記表示手段に同時に、又は切替表示させる請求項１又は２に記載の医用画像システム。
  8. 　前記診断対象部位が乳房である請求項５～７の何れか１項に記載の医用画像システム。
  9. 　タルボ干渉計又はタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置により得られた被写体の画像信号に基づいて、微分位相画像、吸収画像、小角散乱画像の３つの再構成画像のうち、少なくとも微分位相画像及び吸収画像を生成する再構成画像生成手段と、
    　前記吸収画像を加工して微分吸収画像を生成し、生成した前記微分吸収画像に対して前記微分位相画像と前記微分吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記微分位相画像に合わせるための係数を乗算して前記微分位相画像から減算するか、又は、前記微分位相画像を加工して位相画像を生成し、前記吸収画像に対して前記位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号強度を前記位相画像に合わせるための係数を乗算して前記位相画像から減算することにより、前記微分位相画像と前記吸収画像に共通して描出されている構造の信号を除去又は減弱した合成画像を生成する合成手段と、
    　を備える医用画像処理装置。
  10. 　前記合成手段は、前記減算に用いる２つの画像における前記共通して描出されている構造の信号の比を算出し、この算出した比を前記係数として用いる請求項９に記載の医用画像処理装置。
  11. 　吸収画像、微分吸収画像、位相画像、微分位相画像、小角散乱画像の少なくとも一つの画像に対応する閾値を記憶する記憶手段を備え、
    　前記合成手段は、前記再構成画像生成手段により生成された前記閾値に対応する画像の各画素値又はその絶対値を前記閾値と比較し、前記閾値を越えない画素値の領域に対しては前記係数を小さくして前記合成画像を生成する請求項９又は１０に記載の医用画像処理装置。
  12. 　前記合成画像を表示する表示手段と、
    　前記係数及び／又は前記閾値を変更するための操作手段と、
    　を備え、
    　前記合成手段は、前記操作手段の操作に応じて前記係数及び／又は前記閾値を変更して合成画像を生成し、
    　前記表示手段は、前記係数及び／又は前記閾値を変更して生成された合成画像を表示する請求項１１に記載の医用画像処理装置。
  13. 　前記微分位相画像に対して前記Ｘ線撮影装置における撮影条件に起因するアーチファクトの補正を行う補正手段を備え、
    　前記合成手段は、前記補正手段により補正された微分位相画像を用いて前記合成画像を生成する請求項９～１２の何れか一項に記載の医用画像処理装置。
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