放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラム
【課題】逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラムを提供する。
【解決手段】撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変え、高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行って軟部画像を生成する。
【解決手段】撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変え、高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行って軟部画像を生成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、照射されたＸ線等の放射線直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線撮影装置は、従来のＸ線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。
【０００３】
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式等がある。放射線撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号をアンプで増幅した後にＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換部でデジタルデータに変換している。
【０００４】
ところで、放射線画像の撮影において、被写体の同一の部位を異なる管電圧で撮影し、各管電圧での撮影によって得られた放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理（以下、「サブトラクション画像処理」と呼ぶ）を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織、及び軟部組織の一方を強調して他方を除去した放射線画像（以下、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている（例えば、特許文献１）。
【０００５】
鮮明なエネルギーサブトラクション画像を得るには、エネルギー特性の揃った放射線で撮影することが好ましい。
【０００６】
しかし、従来の放射線源として用いられるＸ線菅は、印加する管電圧を変えて放射線を発生させた場合、ピークとなるエネルギーは異なるが様々なエネルギーの放射線が発生する。
【０００７】
そこで、特許文献２には、加速させた電子ビームにレーザ光を衝突させ、逆コンプトン散乱によりエネルギー特性の揃った放射線を発生させる技術が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開平２−２７５５８２号公報
【特許文献２】特開２００２−１６２３７１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、レーザ光と電子ビームの衝突点で発生する放射線は、電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほど放射線のエネルギーが低下する角度位依存性がある。
【００１０】
このため、逆コンプトン散乱を用いた放射線源から異なるエネルギーの放射線を被写体の同一の部位に照射して撮影された放射線画像に対して従来と同様のサブトラクション画像処理を行っても良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができない、という問題点があった。
【００１１】
本発明は上記問題点をみてなされたものであり、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明の放射線撮影装置は、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００１３】
請求項１に記載の発明によれば、放射線源から、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線が個別に照射され、撮影手段により、放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像がそれぞれ撮影される。
【００１４】
そして、本発明では、画像処理手段により、撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像が生成される。
【００１５】
このように、請求項１に記載の発明によれば、撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成しているので、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００１６】
なお、本発明は、請求項２に記載の発明のように、前記画像処理手段が、前記エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行うことが好ましい。
【００１７】
また、本発明は、請求項３記載の発明のように、前記画像処理手段が、前記エネルギーサブトラクション画像として硬部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして低エネルギーの放射線による放射線画像から高エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行うことが好ましい。
【００１８】
また、本発明は、請求項４記載の発明のように、前記撮影部位に対して前記放射線源を移動させる移動手段をさらに備え、前記撮影手段が、前記移動手段により、前記放射線源から前記撮影部位に対して照射される放射線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、前記画像処理手段が、前記撮影手段により各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれ前記画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行ってもよい。
【００１９】
一方、上記目的を達成するために、請求項５記載の放射線撮影システムは、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００２０】
従って、本発明によれば、請求項１と同様に作用するため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００２１】
一方、上記目的を達成するために、請求項６記載の画像処理装置は、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ取得する取得手段と、前記取得手段により取得された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００２２】
従って、本発明によれば、請求項１と同様に作用するため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００２３】
一方、上記目的を達成するために、請求項７記載のプログラムは、コンピュータを、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段、として機能させるものである。
【００２４】
従って、本発明によれば、コンピュータを請求項１と同様に作用させることができるため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる、という効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】実施の形態に係る放射線撮影システムの構成を示す図である。
【図２】実施の形態に係る撮影台の構成を示す斜視図である。
【図３】実施の形態に係る放射線源の構成を示す構成図である。
【図４】実施の形態に係る中心からの距離によるＸ線のエネルギーの変化を中心からのエネルギーの低下率で示した図である。
【図５】実施の形態に係る放射線撮影システムの詳細な構成を示すブロック図である。
【図６】実施の形態に係る撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。
【図７】実施の形態に係る高エネルギーと低エネルギーのＸ線の中心からの距離によるエネルギーの変化を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、以下では、放射線としてＸ線を照射して放射線画像の撮影を行う放射線撮影システム（「撮影システム」という。）について説明する。
【００２８】
図１には、本実施の形態に係る撮影システム１０の構成の一例が示されている。
【００２９】
撮影システム１０は、放射線源１２から曝射条件に従った線量とされたＸ線を患者に照射する放射線発生装置１４と、患者の撮影部位を透過して検出領域に照射されたＸ線により表わされる放射線画像を示す電気信号を出力する放射線検出器６０を内蔵し、放射線画像の撮影を行う撮影台１６と、撮影台１６及び放射線発生装置１４を制御するコンソール１８と、を備えている。
【００３０】
撮影台１６は、立位で放射線画像の撮影を行うものとされており、撮影台１６の前方空間が立位での放射線撮影を行う際の患者の撮影位置とされている。
【００３１】
放射線発生装置１４は、放射線源１２が支持台５２に支持されている。支持台５２は、放射線源１２を鉛直方向に移動させる駆動源を備えている。放射線発生装置１４には、放射線源１２の垂直方向への移動を指示するための操作パネル５３が設けられている。
【００３２】
図２には、本実施の形態に係る撮影台１６の構成を示す斜視図が示されている。
【００３３】
撮影台１６は、撮影部５４が支柱５７に支持されている。支柱５７は、撮影部５４を鉛直方向に移動させる駆動源を備えており、撮影部５４の垂直方向への移動を指示するための操作パネル５５が設けられいる。撮影部５４は、放射線検出器６０が内蔵されており、放射線検出器６０に対応する面が撮影面５６とされている。
【００３４】
図３には、本実施の形態に係る放射線源１２の構成を示す構成図が示されている。
【００３５】
放射線源１２は、電子ビーム発生装置２０と、レーザ光発生装置４０と、を備えており、電子ビームＥとレーザ光Ｌとを衝突させて逆コンプトン散乱により放射線としてＸ線を発生させる。
【００３６】
電子ビーム発生装置２０は、電子銃２２と、線形加速管２４と、第１偏向磁石２６と、第２偏向磁石２８と、真空容器３０と、電子ビームダンプ３２と、を備える。
【００３７】
線形加速管２４は、不図示の高周波電源により所定周波数（例えば、１１．４２４ＧＨｚ）のマイクロ波が供給されることにより、入射される電子ビームＥを加速させる。
【００３８】
電子銃２２は、電子ビームを発生させる装置であり、線形加速管２４に供給されるマイクロ波の周期に同期させてパルス状に電子ビームを発生させる。電子銃２２で発生した電子ビームＥは、線形加速管２４に入射し、線形加速管２４内で加速される。
【００３９】
線形加速管２４を通過した電子ビームＥは、第１偏向磁石２６に入射する。第１偏向磁石２６は、入射した電子ビームＥの軌道を磁場で曲げて真空容器３０内の所定の直線軌道３４を通過させる。真空容器３０内の直線軌道３４を通過した電子ビームＥは、第２偏向磁石２８に入射する。第２偏向磁石２８は、入射した電子ビームＥの軌道を磁場で曲げて電子ビームＥを電子ビームダンプ３２まで導く。
【００４０】
電子ビームダンプ３２は、直線軌道３４を通過した後の電子ビームＥを捕捉して、電子ビームＥの漏洩を防止する。
【００４１】
一方、レーザ光発生装置４０は、レーザ装置４２と、レーザ反射ミラー４４，４６と、を備える。
【００４２】
レーザ装置４２は、パルス状にレーザ光Ｌを発生する。レーザ装置４２で発生したレーザ光Ｌは、レーザ反射ミラー４４，４６に順に入射し、真空容器３０内の上記直線軌道３４を交差するように導かれる。
【００４３】
直線軌道３４のレーザ光Ｌとの交差点４８では、電子ビームＥとレーザ光Ｌが衝突し、逆コンプトン散乱が発生してＸ線が発生する。
【００４４】
真空容器３０の直線軌道３４方向には、Ｘ線の透過率の高い材料、例えばプラスチック、ガラスやＸ線の透過率の高い金属（ベリリウムなど）で構成されたＸ線取出し窓３０Ａが形成されている。交差点４８で発生したＸ線はＸ線取出し窓３０Ａから外部へ出射され、図１に示す撮影台１６へ照射される。
【００４５】
この逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥのエネルギーの２乗に比例し、レーザ光Ｌの波長に反比例する。
【００４６】
本実施の形態に係る放射線源１２では、レーザ光発生装置４０が発生させるレーザ光Ｌの波長を変えることが可能とされており、レーザ光発生装置４０で発生させるレーザ光Ｌの波長を変えることにより逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーを変えることが可能とされている。
【００４７】
また、逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度位依存性がある。
【００４８】
図４には、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心とした場合の中心からの距離によるＸ線のエネルギーの変化を中心からのエネルギーの低下率で示している。
【００４９】
図４に示すように、逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心として、同心円状に広がり、中央がエネルギーが高く、端に行くほどエネルギーが低下する。すなわち、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほどＸ線のエネルギーが低下する。
【００５０】
本実施の形態に係る放射線源１２は、撮影台１６へ照射されるＸ線の出射口付近にＸ線の出射範囲を制限するコリメータ４９が設けられている。放射線源１２は、コリメータ４９により、図４に示すように、Ｘ線のエネルギーが電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対して２０〜３０％エネルギーが低下する範囲内でＸ線の出射範囲を矩形状領域Ｎに制限している。
【００５１】
図５には、第１の実施の形態に係る撮影システム１０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
【００５２】
同図に示すように、放射線発生装置１４には、コンソール１８と通信を行うための接続端子１４Ａが設けられている。撮影台１６には、コンソール１８と通信を行うための接続端子１６Ａが設けられている。コンソール１８には、放射線発生装置１４と通信を行うための接続端子１８Ａ、及び撮影台１６と通信を行うための接続端子１８Ｂが設けられている。放射線発生装置１４の接続端子１４Ａとコンソール１８の接続端子１８Ａは通信ケーブル５９Ａによって接続され、撮影台１６の接続端子１６Ａとコンソール１８の接続端子１８Ｂは通信ケーブル５９Ｂによって接続されている。
【００５３】
撮影台１６に内蔵された放射線検出器６０は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６上に、Ｘ線を吸収し、電荷に変換する光電変換層が積層されて構成されている。光電変換層は例えばセレンを主成分（例えば含有率５０％以上）とする非晶質のａ−Ｓｅ（アモルファスセレン）からなり、Ｘ線が照射されると、照射された放射線量に応じた電荷量の電荷（電子−正孔の対）を内部で発生することで、照射されたＸ線を電荷へ変換する。なお、放射線検出器６０は、アモルファスセレンのようなＸ線を直接的に電荷に変換するＸ線-電荷変換材料の代わりに、蛍光体材料と光電変換素子（フォトダイオード）を用いて間接的に電荷に変換してもよい。蛍光体材料としては、ガドリニウム硫酸化物（ＧＯＳ）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）が良く知られている。この場合、蛍光材料によってＸ線−光変換を行い、光電変換素子のフォトダイオードによって光−電荷変換を行う。
【００５４】
また、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６上には、光電変換層で発生された電荷を蓄積する蓄積容量６８と、蓄積容量６８に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴ７０を備えた画素部７４（図５では個々の画素部７４に対応する光電変換層を光電変換部７２として模式的に示している。）がマトリクス状に多数個配置されており、撮影台１６へのＸ線の照射に伴って光電変換層で発生された電荷は、個々の画素部７４の蓄積容量６８に蓄積される。これにより、撮影台１６に照射されたＸ線に担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器６０に保持される。
【００５５】
また、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６には、一定方向（行方向）に延設され、個々の画素部７４のＴＦＴ７０をオンオフさせるための複数本のゲート配線７６と、ゲート配線７６と直交する方向（列方向）に延設され、オンされたＴＦＴ７０を介して蓄積容量６８から蓄積電荷を読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。個々の画素部７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素部７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。ＴＦＴ７０がオンされた画素部７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素部７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。
【００５６】
図示は省略するが、信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎に設けられた増幅器及びサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線７８を伝送された電荷信号は増幅器で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電荷信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
【００５７】
信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。
【００５８】
画像メモリ９０は撮影台１６全体の動作を制御する撮影台制御部９２と接続されている。撮影台制御部９２はマイクロコンピュータによって構成されており、ＣＰＵ（中央処理装置）９２Ａ、ＲＯＭおよびＲＡＭを含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤやフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。
【００５９】
この撮影台制御部９２には有線通信部９５が接続されている。有線通信部９５は、接続端子１６Ａに接続され、接続端子１６Ａ及び通信ケーブル５９Ｂを介してコンソール１８との間で各種情報の伝送を制御する。撮影台制御部９２は、コンソール１８から有線通信部９５を介して受信される後述する曝射条件を記憶し、曝射条件に基づいて電荷の読み出しを開始する。
【００６０】
また、撮影台制御部９２には、撮影台１６に備えられた駆動源への電力供給を制御することにより撮影部５４の垂直方向への移動を制御する撮影台移動制御部９７が接続されている。
【００６１】
撮影台移動制御部９７は、操作パネル５５に対する操作に応じて撮影部５４の垂直方向へ移動させる。医師や技師は、操作パネル５５を操作して、患者の身長や撮影部位に応じて撮影部５４の垂直方向の位置を調整することが可能とされている。
【００６２】
撮影台制御部９２は、撮影台１６に備えられた駆動源の動作状態に基づいて撮影部５４の垂直方向の位置を把握しており、撮影部５４の垂直方向の位置をコンソール１８へ通知する。
【００６３】
一方、コンソール１８は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１００と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１０２と、を備えている。
【００６４】
また、本実施の形態に係るコンソール１８は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ１１０と、ディスプレイ１００への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１２と、操作パネル１０２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１４と、を備えている。
【００６５】
また、コンソール１８は、接続端子１８Ａおよび通信ケーブル５９Ａを介して放射線発生装置１４との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う第１通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１６と、接続端子１８Ｂおよび通信ケーブル５９Ｂを介して撮影台１６との間で曝射条件や画像データ等の各種情報の送受信を行う第２通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１８と、を備えている。
【００６６】
ＣＰＵ１０４、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０、ディスプレイドライバ１１２、操作入力検出部１１４、第１通信Ｉ／Ｆ部１１６、及び第２通信インタフェース部１１８は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１０４は、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１２を介したディスプレイ１００への各種情報の表示の制御、第１通信Ｉ／Ｆ部１１６を介した放射線発生装置１４との各種情報の送受信の制御、及び第２通信インタフェース部１１８を介した撮影台１６との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１０４は、操作入力検出部１１４を介して操作パネル１０２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
【００６７】
一方、放射線発生装置１４は、上述の放射線源１２と、コンソール１８との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信Ｉ／Ｆ部１３２と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２を制御する線源制御部１３４と、支持台５２に備えられた駆動源への電力供給を制御することにより放射線源１２の垂直方向への移動を制御する線源移動制御部１３６を備えている。
【００６８】
線源制御部１３４もマイクロコンピュータによって実現されており、受信した曝射条件や姿勢情報を記憶する。このコンソール１８から受信する曝射条件には照射するＸ線のエネルギーや照射時間等の情報が含まれている。線源制御部１３４は、曝射開始が指示されると、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２からＸ線を照射させる。
【００６９】
線源移動制御部１３６は、操作パネル５３に対する操作に応じて放射線源１２の垂直方向へ移動させる。医師や技師は、操作パネル５３を操作して、放射線源１２の垂直方向の位置を調整することにより、Ｘ線の照射範囲を変更することが可能とされている。なお、Ｘ線の照射範囲は、例えば、放射線源１２の近傍に撮像カメラを設け、Ｘ線によって撮影される撮影部位を撮像して、コンソール１８のディスプレイ１００に表示させることによって、操作者に確認させてもよい。また、放射線源１２の近傍に可視光を照射する可視光ランプを設け、被検者の身体の撮影部位を照射させることによって、操作者に確認させてもよい。
【００７０】
線源制御部１３４は、支持台５２に備えられた駆動源の動作状態に基づいて放射線源１２の垂直方向の位置を把握しており、放射線源１２の垂直方向の位置をコンソール１８へ通知する。
【００７１】
次に、本実施の形態の作用について説明する。
【００７２】
例えば、患者の胸部のエネルギーサブトラクション画像を得ようとした場合、医師や技師は、操作パネル５５を操作して、図１に示すように、撮影部５４の撮影面５６の中心が患者の胸部と対応するように撮影部５４の高さ調整する。調整された撮影部５４の垂直方向の位置は、撮影台１６からコンソール１８へ通知される。また、医師や技師は、操作パネル５３を操作して、患者の胸部周辺にＸ線が照射されるように放射線源１２の高さ調整する。調整された放射線源１２の垂直方向の位置は、放射線発生装置１４からコンソール１８へ通知される。
【００７３】
コンソール１８は、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の位置と、撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲、及び電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向となって照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置との関係を示す照射範囲情報をＨＤＤ１１０に予め記憶している。この照射範囲情報は、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の高さ毎に、撮影面５６内のＸ線の照射範囲及び最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置をルックアップテーブルとして記憶してもよく、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の高さ毎の撮影面５６内のＸ線の照射範囲及び最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置を算出可能な演算式としてもよい。
【００７４】
コンソール１８は、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影台１６及び放射線発生装置１４から通知される撮影部５４の垂直方向の位置、及び放射線源１２の垂直方向の位置から撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定することが可能とされている。
【００７５】
医師や技師は、コンソール１８の操作パネル１０２に対してエネルギーサブトラクション画像を得るための所定の撮影指示操作を行う。
【００７６】
コンソール１８は、操作パネル１０２に対して上記所定の撮影指示操作が行なわれると、撮影台１６及び放射線発生装置１４を制御して被写体の同一の部位を異なるエネルギーでエネルギーサブトラクション画像を生成するための複数回（ここでは２回）撮影を行う撮影制御処理を行う。
【００７７】
なお、各撮影でのＸ線のエネルギー及び照射期間は、医師や技師が操作パネル１０２から指定するものとしてもよく、また、撮影部位に応じて適切なＸ線のエネルギー及び照射期間を撮影部位別撮影条件情報としてＨＤＤ１１０に予め記憶させておき、撮影部位別撮影条件情報に基づき撮影部位に応じたＸ線のエネルギーを求めるものとしてもよい。
【００７８】
図６にはコンソール１８のＣＰＵ１０４により実行される撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはＨＤＤ１１０の所定の領域に予め記憶されている。
【００７９】
同図のステップＳ１０では、最初に低エネルギーのＸ線を照射して撮影を行うための曝射条件を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８０】
放射線発生装置１４及び撮影台１６は送信された曝射条件を記憶する。
【００８１】
次のステップＳ１２では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８２】
これにより、放射線源１２は、コンソール１８から受信した曝射条件に応じたエネルギー、及び照射期間でＸ線を発生・射出する。
【００８３】
撮影台１６の撮影台制御部９２は、曝射開始を指示する指示情報を受信してから曝射条件で指定された照射期間の経過後にゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させ、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンさせる。
【００８４】
放射線検出器６０は、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２でデジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。
【００８５】
次のステップＳ１４では、次に高エネルギーのＸ線を照射して撮影を行うための曝射条件を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８６】
放射線発生装置１４及び撮影台１６は送信された曝射条件を記憶する。
【００８７】
次のステップＳ１６では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８８】
これにより、上述と同様に、放射線源１２からＸ線が発生・射出され、撮影台１６では、放射線検出器６０の各画素部７４から電荷が読み出され、画像メモリ９０にデジタルの画像データが記憶される。
【００８９】
撮影台制御部９２は、撮影終了後、画像メモリ９０に記憶された画像情報をコンソール１８へ送信する。
【００９０】
次のステップＳ１８では、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影台１６及び放射線発生装置１４から通知された撮影部５４の垂直方向の位置、及び放射線源１２の垂直方向の位置での撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定する。
【００９１】
次のステップＳ２０では、受信した高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線による各画像情報に対してシェーディング補正などの各種の補正すると共に、撮影された画像のうち、Ｘ線の照射範囲に対応する部分の画像をトリミングする画像処理を行ない、画像処理後の画像情報をＨＤＤ１１０に記憶する。
【００９２】
次のステップＳ２２では、ＨＤＤ１１０に記憶された高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線による画像情報に対してサブトラクション画像処理を行う。
【００９３】
ここで、本実施の形態に係るサブトラクション画像処理について説明する。
【００９４】
例えば、軟部組織による軟部画像を得ようとする場合、高エネルギーのＸ線による放射線画像と低エネルギーのＸ線による放射線画像を対応する画素毎に、下記の（１）式のような重み付け加算する画像処理を行う。
【００９５】
Ｎ ＝Ｋａ×Ｈ−Ｋｂ×Ｌ＋Ｋｃ ・・・（１）
ここで、
Ｋａ、Ｋｂ、Ｋｃ：エネルギーサブトラクション係数
Ｈ：高エネルギーのＸ線による放射線画像の画素値
Ｌ：低エネルギーのＸ線による放射線画像の画素値
Ｎ：軟部画像の画素値
ところで、上述のように、放射線源１２で発生するＸ線は、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度位依存性があり、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほどＸ線のエネルギーが低下する。この低下の仕方は、図７に示すように、進行方向に対する角度が大きくなり、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心とした場合の中心からの距離が大きくなるほど低下量が大きい。また、高エネルギーと低エネルギーのＸ線では、高エネルギーのＸ線の方が低下量も大きい。
【００９６】
放射線画像は、Ｘ線のエネルギーが小さくなるほど、軟部と骨のコントラストは大きくなる。また、高エネルギー及び低エネルギーのＸ線による放射線画像は、照射されるＸ線の中心位置から離れるほど照射されたＸ線のエネルギー差が小さくなる。
【００９７】
そこで、本実施の形態では、係数Ｋｂに対する係数Ｋａの比を照射されるＸ線の中心位置から離れるほど漸次小さくなるようにして、係数Ｋａと係数Ｋｂの比の値がＸ線の中心位置から円状の係数分布となるようにする。係数Ｋａと係数Ｋｂの比の低下の仕方は、高エネルギーと低エネルギーのＸ線の変化に合わせることが好ましく、例えば、進行方向に対する角度が大きくなるほど低下量を大きくする。また、係数Ｋｃも画像の濃度が同じになるように変化させる。
【００９８】
このように、係数Ｋａ、係数Ｋｂ、係数Ｋｃの値を照射されるＸ線の中心位置に依存して変化させてサブトラクション画像処理を行うことにより、係数Ｋａ、係数Ｋｂ、係数Ｋｃを一定とした場合と比べて良好な軟部画像を得ることができる。
【００９９】
次のステップＳ２４では、サブトラクション画像処理により得られたエネルギーサブトラクション画像を示す画像情報をＨＤＤ１１０に記憶した後、処理を終了する。
【０１００】
このように、本実施の形態によれば、撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源１２から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変え、高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成しているので、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好な軟部画像を得ることができる。
【０１０１】
以上、本発明を上記実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
【０１０２】
例えば、上記実施の形態では、エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、エネルギーサブトラクション画像として骨部等の硬部組織の硬部画像を生成する場合、下記の（２）式のような重み付け加算する画像処理を行うものとし、係数Ｋｂに対する係数Ｋａの比を照射されるＸ線の中心位置から離れるほど漸次小さくなるようにして、係数Ｋａと係数Ｋａの比の値がＸ線の中心位置から円状の係数分布となるようにする。さらに、係数Ｋｃも画像の濃度が同じになるように変化させるようにすればよい。
【０１０３】
Ｎ ＝−Ｋａ×Ｈ＋Ｋｂ×Ｌ＋Ｋｃ ・・・（２）
また、上記実施の形態では、撮影台１６は立位で放射線画像の撮影を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、臥位で放射線画像の撮影を行うものとしてもよい。
【０１０４】
また、上記実施の形態では、同一の撮影部位に高エネルギーと低エネルギーの放射線をそれぞれ１回ずつ照射して撮影を行い、撮影された放射線画像に対してエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う場合について説明したが、図４に示すように、放射線源１２から放射線が照射される出射範囲を矩形状領域Ｎに制限しているため、撮影部位が大きい場合、部分的なエネルギーサブトラクション画像しか得ることができない。そこで、例えば、支持台５２により、放射線源１２を移動させて撮影部位に対して照射されるＸ線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、コンソール１８において、各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行うようにしてもよい。これにより、撮影部位が大きい場合でも撮影部位全体のエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【０１０５】
また、上記実施の形態では、放射線発生装置１４の放射線源１２及び撮影台１６の撮影部５４がそれぞれ垂直方向へ移動可能である場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線発生装置１４の放射線源１２及び撮影台１６の撮影部５４がそれぞれ固定されており、放射線源１２と撮影部５４の位置関係が不変としてもよい。この場合、Ｘ線の照射範囲、及び照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置はそれぞれ一定に定めることができる。
【０１０６】
また、放射線発生装置１４は、撮影台１６が放射線源１２を垂直方向へ移動可能とした場合について説明したが、さらに撮影台１６が放射線源１２を水平方向へ移動可能としてもよい。この場合、照射範囲情報として、撮影部５４の垂直方向の位置、放射線源１２の垂直方向の位置、及び放射線源１２を水平方向の位置と、撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲、及び電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向となって照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置との関係をＨＤＤ１１０に予め記憶させておき、コンソール１８が、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影部５４の垂直方向の位置、放射線源１２の垂直方向の位置、及び放射線源１２を水平方向の位置から撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定すればよい。
【０１０７】
また、上記実施の形態では、放射線発生装置１４、撮影台１６、及びコンソール１８をそれぞれ別な装置として撮影システムを構成した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線発生装置１４、撮影台１６、及びコンソール１８の機能を１つの装置で構成した放射線撮影装置としてもよい。
【０１０８】
また、上記実施の形態では、コンソール１８においてサブトラクション画像処理を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をネットワークや記憶媒体を介してパーソナルコンピュータなどの画像処理装置へ送り、画像処理装置においてサブトラクション画像処理を行うものとしてもよい。この場合、ネットワークのインタフェース部分や記憶媒体を読み取る読取装置が取得手段に対応する。
【０１０９】
その他、上記実施の形態で説明した構成は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。
【０１１０】
また、上記実施の形態で説明した撮影制御処理プログラムの処理の流れ（図６参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。
【符号の説明】
【０１１１】
１０ 撮影システム
１２ 放射線源
１４ 放射線発生装置
１６ 撮影台（撮影手段）
１８ コンソール（画像処理手段）
５２ 支持台（移動手段）
６０ 放射線検出器（撮影手段）
１０４ ＣＰＵ（画像処理手段）
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、照射されたＸ線等の放射線直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線撮影装置は、従来のＸ線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。
【０００３】
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式等がある。放射線撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号をアンプで増幅した後にＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換部でデジタルデータに変換している。
【０００４】
ところで、放射線画像の撮影において、被写体の同一の部位を異なる管電圧で撮影し、各管電圧での撮影によって得られた放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理（以下、「サブトラクション画像処理」と呼ぶ）を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織、及び軟部組織の一方を強調して他方を除去した放射線画像（以下、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている（例えば、特許文献１）。
【０００５】
鮮明なエネルギーサブトラクション画像を得るには、エネルギー特性の揃った放射線で撮影することが好ましい。
【０００６】
しかし、従来の放射線源として用いられるＸ線菅は、印加する管電圧を変えて放射線を発生させた場合、ピークとなるエネルギーは異なるが様々なエネルギーの放射線が発生する。
【０００７】
そこで、特許文献２には、加速させた電子ビームにレーザ光を衝突させ、逆コンプトン散乱によりエネルギー特性の揃った放射線を発生させる技術が提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開平２−２７５５８２号公報
【特許文献２】特開２００２−１６２３７１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、レーザ光と電子ビームの衝突点で発生する放射線は、電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほど放射線のエネルギーが低下する角度位依存性がある。
【００１０】
このため、逆コンプトン散乱を用いた放射線源から異なるエネルギーの放射線を被写体の同一の部位に照射して撮影された放射線画像に対して従来と同様のサブトラクション画像処理を行っても良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができない、という問題点があった。
【００１１】
本発明は上記問題点をみてなされたものであり、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明の放射線撮影装置は、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００１３】
請求項１に記載の発明によれば、放射線源から、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線が個別に照射され、撮影手段により、放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像がそれぞれ撮影される。
【００１４】
そして、本発明では、画像処理手段により、撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像が生成される。
【００１５】
このように、請求項１に記載の発明によれば、撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成しているので、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００１６】
なお、本発明は、請求項２に記載の発明のように、前記画像処理手段が、前記エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行うことが好ましい。
【００１７】
また、本発明は、請求項３記載の発明のように、前記画像処理手段が、前記エネルギーサブトラクション画像として硬部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして低エネルギーの放射線による放射線画像から高エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行うことが好ましい。
【００１８】
また、本発明は、請求項４記載の発明のように、前記撮影部位に対して前記放射線源を移動させる移動手段をさらに備え、前記撮影手段が、前記移動手段により、前記放射線源から前記撮影部位に対して照射される放射線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、前記画像処理手段が、前記撮影手段により各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれ前記画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行ってもよい。
【００１９】
一方、上記目的を達成するために、請求項５記載の放射線撮影システムは、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００２０】
従って、本発明によれば、請求項１と同様に作用するため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００２１】
一方、上記目的を達成するために、請求項６記載の画像処理装置は、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ取得する取得手段と、前記取得手段により取得された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、を備えている。
【００２２】
従って、本発明によれば、請求項１と同様に作用するため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【００２３】
一方、上記目的を達成するために、請求項７記載のプログラムは、コンピュータを、逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段、として機能させるものである。
【００２４】
従って、本発明によれば、コンピュータを請求項１と同様に作用させることができるため、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる、という効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】実施の形態に係る放射線撮影システムの構成を示す図である。
【図２】実施の形態に係る撮影台の構成を示す斜視図である。
【図３】実施の形態に係る放射線源の構成を示す構成図である。
【図４】実施の形態に係る中心からの距離によるＸ線のエネルギーの変化を中心からのエネルギーの低下率で示した図である。
【図５】実施の形態に係る放射線撮影システムの詳細な構成を示すブロック図である。
【図６】実施の形態に係る撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。
【図７】実施の形態に係る高エネルギーと低エネルギーのＸ線の中心からの距離によるエネルギーの変化を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、以下では、放射線としてＸ線を照射して放射線画像の撮影を行う放射線撮影システム（「撮影システム」という。）について説明する。
【００２８】
図１には、本実施の形態に係る撮影システム１０の構成の一例が示されている。
【００２９】
撮影システム１０は、放射線源１２から曝射条件に従った線量とされたＸ線を患者に照射する放射線発生装置１４と、患者の撮影部位を透過して検出領域に照射されたＸ線により表わされる放射線画像を示す電気信号を出力する放射線検出器６０を内蔵し、放射線画像の撮影を行う撮影台１６と、撮影台１６及び放射線発生装置１４を制御するコンソール１８と、を備えている。
【００３０】
撮影台１６は、立位で放射線画像の撮影を行うものとされており、撮影台１６の前方空間が立位での放射線撮影を行う際の患者の撮影位置とされている。
【００３１】
放射線発生装置１４は、放射線源１２が支持台５２に支持されている。支持台５２は、放射線源１２を鉛直方向に移動させる駆動源を備えている。放射線発生装置１４には、放射線源１２の垂直方向への移動を指示するための操作パネル５３が設けられている。
【００３２】
図２には、本実施の形態に係る撮影台１６の構成を示す斜視図が示されている。
【００３３】
撮影台１６は、撮影部５４が支柱５７に支持されている。支柱５７は、撮影部５４を鉛直方向に移動させる駆動源を備えており、撮影部５４の垂直方向への移動を指示するための操作パネル５５が設けられいる。撮影部５４は、放射線検出器６０が内蔵されており、放射線検出器６０に対応する面が撮影面５６とされている。
【００３４】
図３には、本実施の形態に係る放射線源１２の構成を示す構成図が示されている。
【００３５】
放射線源１２は、電子ビーム発生装置２０と、レーザ光発生装置４０と、を備えており、電子ビームＥとレーザ光Ｌとを衝突させて逆コンプトン散乱により放射線としてＸ線を発生させる。
【００３６】
電子ビーム発生装置２０は、電子銃２２と、線形加速管２４と、第１偏向磁石２６と、第２偏向磁石２８と、真空容器３０と、電子ビームダンプ３２と、を備える。
【００３７】
線形加速管２４は、不図示の高周波電源により所定周波数（例えば、１１．４２４ＧＨｚ）のマイクロ波が供給されることにより、入射される電子ビームＥを加速させる。
【００３８】
電子銃２２は、電子ビームを発生させる装置であり、線形加速管２４に供給されるマイクロ波の周期に同期させてパルス状に電子ビームを発生させる。電子銃２２で発生した電子ビームＥは、線形加速管２４に入射し、線形加速管２４内で加速される。
【００３９】
線形加速管２４を通過した電子ビームＥは、第１偏向磁石２６に入射する。第１偏向磁石２６は、入射した電子ビームＥの軌道を磁場で曲げて真空容器３０内の所定の直線軌道３４を通過させる。真空容器３０内の直線軌道３４を通過した電子ビームＥは、第２偏向磁石２８に入射する。第２偏向磁石２８は、入射した電子ビームＥの軌道を磁場で曲げて電子ビームＥを電子ビームダンプ３２まで導く。
【００４０】
電子ビームダンプ３２は、直線軌道３４を通過した後の電子ビームＥを捕捉して、電子ビームＥの漏洩を防止する。
【００４１】
一方、レーザ光発生装置４０は、レーザ装置４２と、レーザ反射ミラー４４，４６と、を備える。
【００４２】
レーザ装置４２は、パルス状にレーザ光Ｌを発生する。レーザ装置４２で発生したレーザ光Ｌは、レーザ反射ミラー４４，４６に順に入射し、真空容器３０内の上記直線軌道３４を交差するように導かれる。
【００４３】
直線軌道３４のレーザ光Ｌとの交差点４８では、電子ビームＥとレーザ光Ｌが衝突し、逆コンプトン散乱が発生してＸ線が発生する。
【００４４】
真空容器３０の直線軌道３４方向には、Ｘ線の透過率の高い材料、例えばプラスチック、ガラスやＸ線の透過率の高い金属（ベリリウムなど）で構成されたＸ線取出し窓３０Ａが形成されている。交差点４８で発生したＸ線はＸ線取出し窓３０Ａから外部へ出射され、図１に示す撮影台１６へ照射される。
【００４５】
この逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥのエネルギーの２乗に比例し、レーザ光Ｌの波長に反比例する。
【００４６】
本実施の形態に係る放射線源１２では、レーザ光発生装置４０が発生させるレーザ光Ｌの波長を変えることが可能とされており、レーザ光発生装置４０で発生させるレーザ光Ｌの波長を変えることにより逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーを変えることが可能とされている。
【００４７】
また、逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度位依存性がある。
【００４８】
図４には、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心とした場合の中心からの距離によるＸ線のエネルギーの変化を中心からのエネルギーの低下率で示している。
【００４９】
図４に示すように、逆コンプトン散乱により発生するＸ線のエネルギーは、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心として、同心円状に広がり、中央がエネルギーが高く、端に行くほどエネルギーが低下する。すなわち、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほどＸ線のエネルギーが低下する。
【００５０】
本実施の形態に係る放射線源１２は、撮影台１６へ照射されるＸ線の出射口付近にＸ線の出射範囲を制限するコリメータ４９が設けられている。放射線源１２は、コリメータ４９により、図４に示すように、Ｘ線のエネルギーが電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対して２０〜３０％エネルギーが低下する範囲内でＸ線の出射範囲を矩形状領域Ｎに制限している。
【００５１】
図５には、第１の実施の形態に係る撮影システム１０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
【００５２】
同図に示すように、放射線発生装置１４には、コンソール１８と通信を行うための接続端子１４Ａが設けられている。撮影台１６には、コンソール１８と通信を行うための接続端子１６Ａが設けられている。コンソール１８には、放射線発生装置１４と通信を行うための接続端子１８Ａ、及び撮影台１６と通信を行うための接続端子１８Ｂが設けられている。放射線発生装置１４の接続端子１４Ａとコンソール１８の接続端子１８Ａは通信ケーブル５９Ａによって接続され、撮影台１６の接続端子１６Ａとコンソール１８の接続端子１８Ｂは通信ケーブル５９Ｂによって接続されている。
【００５３】
撮影台１６に内蔵された放射線検出器６０は、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６上に、Ｘ線を吸収し、電荷に変換する光電変換層が積層されて構成されている。光電変換層は例えばセレンを主成分（例えば含有率５０％以上）とする非晶質のａ−Ｓｅ（アモルファスセレン）からなり、Ｘ線が照射されると、照射された放射線量に応じた電荷量の電荷（電子−正孔の対）を内部で発生することで、照射されたＸ線を電荷へ変換する。なお、放射線検出器６０は、アモルファスセレンのようなＸ線を直接的に電荷に変換するＸ線-電荷変換材料の代わりに、蛍光体材料と光電変換素子（フォトダイオード）を用いて間接的に電荷に変換してもよい。蛍光体材料としては、ガドリニウム硫酸化物（ＧＯＳ）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）が良く知られている。この場合、蛍光材料によってＸ線−光変換を行い、光電変換素子のフォトダイオードによって光−電荷変換を行う。
【００５４】
また、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６上には、光電変換層で発生された電荷を蓄積する蓄積容量６８と、蓄積容量６８に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴ７０を備えた画素部７４（図５では個々の画素部７４に対応する光電変換層を光電変換部７２として模式的に示している。）がマトリクス状に多数個配置されており、撮影台１６へのＸ線の照射に伴って光電変換層で発生された電荷は、個々の画素部７４の蓄積容量６８に蓄積される。これにより、撮影台１６に照射されたＸ線に担持されていた画像情報は電荷情報へ変換されて放射線検出器６０に保持される。
【００５５】
また、ＴＦＴアクティブマトリクス基板６６には、一定方向（行方向）に延設され、個々の画素部７４のＴＦＴ７０をオンオフさせるための複数本のゲート配線７６と、ゲート配線７６と直交する方向（列方向）に延設され、オンされたＴＦＴ７０を介して蓄積容量６８から蓄積電荷を読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。個々の画素部７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素部７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされる。ＴＦＴ７０がオンされた画素部７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素部７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は行単位で順に読み出される。
【００５６】
図示は省略するが、信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎に設けられた増幅器及びサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線７８を伝送された電荷信号は増幅器で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電荷信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
【００５７】
信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。
【００５８】
画像メモリ９０は撮影台１６全体の動作を制御する撮影台制御部９２と接続されている。撮影台制御部９２はマイクロコンピュータによって構成されており、ＣＰＵ（中央処理装置）９２Ａ、ＲＯＭおよびＲＡＭを含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤやフラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。
【００５９】
この撮影台制御部９２には有線通信部９５が接続されている。有線通信部９５は、接続端子１６Ａに接続され、接続端子１６Ａ及び通信ケーブル５９Ｂを介してコンソール１８との間で各種情報の伝送を制御する。撮影台制御部９２は、コンソール１８から有線通信部９５を介して受信される後述する曝射条件を記憶し、曝射条件に基づいて電荷の読み出しを開始する。
【００６０】
また、撮影台制御部９２には、撮影台１６に備えられた駆動源への電力供給を制御することにより撮影部５４の垂直方向への移動を制御する撮影台移動制御部９７が接続されている。
【００６１】
撮影台移動制御部９７は、操作パネル５５に対する操作に応じて撮影部５４の垂直方向へ移動させる。医師や技師は、操作パネル５５を操作して、患者の身長や撮影部位に応じて撮影部５４の垂直方向の位置を調整することが可能とされている。
【００６２】
撮影台制御部９２は、撮影台１６に備えられた駆動源の動作状態に基づいて撮影部５４の垂直方向の位置を把握しており、撮影部５４の垂直方向の位置をコンソール１８へ通知する。
【００６３】
一方、コンソール１８は、サーバ・コンピュータとして構成されており、操作メニューや撮影された放射線画像等を表示するディスプレイ１００と、複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される操作パネル１０２と、を備えている。
【００６４】
また、本実施の形態に係るコンソール１８は、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４と、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６と、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８と、各種データを記憶して保持するＨＤＤ１１０と、ディスプレイ１００への各種情報の表示を制御するディスプレイドライバ１１２と、操作パネル１０２に対する操作状態を検出する操作入力検出部１１４と、を備えている。
【００６５】
また、コンソール１８は、接続端子１８Ａおよび通信ケーブル５９Ａを介して放射線発生装置１４との間で後述する曝射条件等の各種情報の送受信を行う第１通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１６と、接続端子１８Ｂおよび通信ケーブル５９Ｂを介して撮影台１６との間で曝射条件や画像データ等の各種情報の送受信を行う第２通信インタフェース（Ｉ／Ｆ）部１１８と、を備えている。
【００６６】
ＣＰＵ１０４、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０、ディスプレイドライバ１１２、操作入力検出部１１４、第１通信Ｉ／Ｆ部１１６、及び第２通信インタフェース部１１８は、システムバスＢＵＳを介して相互に接続されている。従って、ＣＰＵ１０４は、ＲＯＭ１０６、ＲＡＭ１０８、ＨＤＤ１１０へのアクセスを行うことができると共に、ディスプレイドライバ１１２を介したディスプレイ１００への各種情報の表示の制御、第１通信Ｉ／Ｆ部１１６を介した放射線発生装置１４との各種情報の送受信の制御、及び第２通信インタフェース部１１８を介した撮影台１６との各種情報の送受信の制御を各々行うことができる。また、ＣＰＵ１０４は、操作入力検出部１１４を介して操作パネル１０２に対するユーザの操作状態を把握することができる。
【００６７】
一方、放射線発生装置１４は、上述の放射線源１２と、コンソール１８との間で曝射条件等の各種情報を送受信する通信Ｉ／Ｆ部１３２と、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２を制御する線源制御部１３４と、支持台５２に備えられた駆動源への電力供給を制御することにより放射線源１２の垂直方向への移動を制御する線源移動制御部１３６を備えている。
【００６８】
線源制御部１３４もマイクロコンピュータによって実現されており、受信した曝射条件や姿勢情報を記憶する。このコンソール１８から受信する曝射条件には照射するＸ線のエネルギーや照射時間等の情報が含まれている。線源制御部１３４は、曝射開始が指示されると、受信した曝射条件に基づいて放射線源１２からＸ線を照射させる。
【００６９】
線源移動制御部１３６は、操作パネル５３に対する操作に応じて放射線源１２の垂直方向へ移動させる。医師や技師は、操作パネル５３を操作して、放射線源１２の垂直方向の位置を調整することにより、Ｘ線の照射範囲を変更することが可能とされている。なお、Ｘ線の照射範囲は、例えば、放射線源１２の近傍に撮像カメラを設け、Ｘ線によって撮影される撮影部位を撮像して、コンソール１８のディスプレイ１００に表示させることによって、操作者に確認させてもよい。また、放射線源１２の近傍に可視光を照射する可視光ランプを設け、被検者の身体の撮影部位を照射させることによって、操作者に確認させてもよい。
【００７０】
線源制御部１３４は、支持台５２に備えられた駆動源の動作状態に基づいて放射線源１２の垂直方向の位置を把握しており、放射線源１２の垂直方向の位置をコンソール１８へ通知する。
【００７１】
次に、本実施の形態の作用について説明する。
【００７２】
例えば、患者の胸部のエネルギーサブトラクション画像を得ようとした場合、医師や技師は、操作パネル５５を操作して、図１に示すように、撮影部５４の撮影面５６の中心が患者の胸部と対応するように撮影部５４の高さ調整する。調整された撮影部５４の垂直方向の位置は、撮影台１６からコンソール１８へ通知される。また、医師や技師は、操作パネル５３を操作して、患者の胸部周辺にＸ線が照射されるように放射線源１２の高さ調整する。調整された放射線源１２の垂直方向の位置は、放射線発生装置１４からコンソール１８へ通知される。
【００７３】
コンソール１８は、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の位置と、撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲、及び電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向となって照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置との関係を示す照射範囲情報をＨＤＤ１１０に予め記憶している。この照射範囲情報は、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の高さ毎に、撮影面５６内のＸ線の照射範囲及び最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置をルックアップテーブルとして記憶してもよく、撮影部５４及び放射線源１２の垂直方向の高さ毎の撮影面５６内のＸ線の照射範囲及び最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置を算出可能な演算式としてもよい。
【００７４】
コンソール１８は、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影台１６及び放射線発生装置１４から通知される撮影部５４の垂直方向の位置、及び放射線源１２の垂直方向の位置から撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定することが可能とされている。
【００７５】
医師や技師は、コンソール１８の操作パネル１０２に対してエネルギーサブトラクション画像を得るための所定の撮影指示操作を行う。
【００７６】
コンソール１８は、操作パネル１０２に対して上記所定の撮影指示操作が行なわれると、撮影台１６及び放射線発生装置１４を制御して被写体の同一の部位を異なるエネルギーでエネルギーサブトラクション画像を生成するための複数回（ここでは２回）撮影を行う撮影制御処理を行う。
【００７７】
なお、各撮影でのＸ線のエネルギー及び照射期間は、医師や技師が操作パネル１０２から指定するものとしてもよく、また、撮影部位に応じて適切なＸ線のエネルギー及び照射期間を撮影部位別撮影条件情報としてＨＤＤ１１０に予め記憶させておき、撮影部位別撮影条件情報に基づき撮影部位に応じたＸ線のエネルギーを求めるものとしてもよい。
【００７８】
図６にはコンソール１８のＣＰＵ１０４により実行される撮影制御処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートが示されている。なお、当該プログラムはＨＤＤ１１０の所定の領域に予め記憶されている。
【００７９】
同図のステップＳ１０では、最初に低エネルギーのＸ線を照射して撮影を行うための曝射条件を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８０】
放射線発生装置１４及び撮影台１６は送信された曝射条件を記憶する。
【００８１】
次のステップＳ１２では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８２】
これにより、放射線源１２は、コンソール１８から受信した曝射条件に応じたエネルギー、及び照射期間でＸ線を発生・射出する。
【００８３】
撮影台１６の撮影台制御部９２は、曝射開始を指示する指示情報を受信してから曝射条件で指定された照射期間の経過後にゲート線ドライバ８０を制御してゲート線ドライバ８０から１ラインずつ順に各ゲート配線７６にオン信号を出力させ、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンさせる。
【００８４】
放射線検出器６０は、各ゲート配線７６に接続された各ＴＦＴ７０を１ラインずつ順にオンされると、１ラインずつ順に各蓄積容量６８に蓄積された電荷が電気信号として各データ配線７８に流れ出す。各データ配線７８に流れ出した電気信号は信号処理部８２でデジタルの画像データに変換されて、画像メモリ９０に記憶される。
【００８５】
次のステップＳ１４では、次に高エネルギーのＸ線を照射して撮影を行うための曝射条件を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８６】
放射線発生装置１４及び撮影台１６は送信された曝射条件を記憶する。
【００８７】
次のステップＳ１６では、曝射開始を指示する指示情報を放射線発生装置１４及び撮影台１６へ送信する。
【００８８】
これにより、上述と同様に、放射線源１２からＸ線が発生・射出され、撮影台１６では、放射線検出器６０の各画素部７４から電荷が読み出され、画像メモリ９０にデジタルの画像データが記憶される。
【００８９】
撮影台制御部９２は、撮影終了後、画像メモリ９０に記憶された画像情報をコンソール１８へ送信する。
【００９０】
次のステップＳ１８では、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影台１６及び放射線発生装置１４から通知された撮影部５４の垂直方向の位置、及び放射線源１２の垂直方向の位置での撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定する。
【００９１】
次のステップＳ２０では、受信した高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線による各画像情報に対してシェーディング補正などの各種の補正すると共に、撮影された画像のうち、Ｘ線の照射範囲に対応する部分の画像をトリミングする画像処理を行ない、画像処理後の画像情報をＨＤＤ１１０に記憶する。
【００９２】
次のステップＳ２２では、ＨＤＤ１１０に記憶された高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線による画像情報に対してサブトラクション画像処理を行う。
【００９３】
ここで、本実施の形態に係るサブトラクション画像処理について説明する。
【００９４】
例えば、軟部組織による軟部画像を得ようとする場合、高エネルギーのＸ線による放射線画像と低エネルギーのＸ線による放射線画像を対応する画素毎に、下記の（１）式のような重み付け加算する画像処理を行う。
【００９５】
Ｎ ＝Ｋａ×Ｈ−Ｋｂ×Ｌ＋Ｋｃ ・・・（１）
ここで、
Ｋａ、Ｋｂ、Ｋｃ：エネルギーサブトラクション係数
Ｈ：高エネルギーのＸ線による放射線画像の画素値
Ｌ：低エネルギーのＸ線による放射線画像の画素値
Ｎ：軟部画像の画素値
ところで、上述のように、放射線源１２で発生するＸ線は、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度位依存性があり、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向に対する角度が大きくなるほどＸ線のエネルギーが低下する。この低下の仕方は、図７に示すように、進行方向に対する角度が大きくなり、電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向を中心とした場合の中心からの距離が大きくなるほど低下量が大きい。また、高エネルギーと低エネルギーのＸ線では、高エネルギーのＸ線の方が低下量も大きい。
【００９６】
放射線画像は、Ｘ線のエネルギーが小さくなるほど、軟部と骨のコントラストは大きくなる。また、高エネルギー及び低エネルギーのＸ線による放射線画像は、照射されるＸ線の中心位置から離れるほど照射されたＸ線のエネルギー差が小さくなる。
【００９７】
そこで、本実施の形態では、係数Ｋｂに対する係数Ｋａの比を照射されるＸ線の中心位置から離れるほど漸次小さくなるようにして、係数Ｋａと係数Ｋｂの比の値がＸ線の中心位置から円状の係数分布となるようにする。係数Ｋａと係数Ｋｂの比の低下の仕方は、高エネルギーと低エネルギーのＸ線の変化に合わせることが好ましく、例えば、進行方向に対する角度が大きくなるほど低下量を大きくする。また、係数Ｋｃも画像の濃度が同じになるように変化させる。
【００９８】
このように、係数Ｋａ、係数Ｋｂ、係数Ｋｃの値を照射されるＸ線の中心位置に依存して変化させてサブトラクション画像処理を行うことにより、係数Ｋａ、係数Ｋｂ、係数Ｋｃを一定とした場合と比べて良好な軟部画像を得ることができる。
【００９９】
次のステップＳ２４では、サブトラクション画像処理により得られたエネルギーサブトラクション画像を示す画像情報をＨＤＤ１１０に記憶した後、処理を終了する。
【０１００】
このように、本実施の形態によれば、撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、放射線源１２から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変え、高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成しているので、逆コンプトン散乱により放射線を照射する放射線源を用いた場合でも良好な軟部画像を得ることができる。
【０１０１】
以上、本発明を上記実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
【０１０２】
例えば、上記実施の形態では、エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、エネルギーサブトラクション画像として骨部等の硬部組織の硬部画像を生成する場合、下記の（２）式のような重み付け加算する画像処理を行うものとし、係数Ｋｂに対する係数Ｋａの比を照射されるＸ線の中心位置から離れるほど漸次小さくなるようにして、係数Ｋａと係数Ｋａの比の値がＸ線の中心位置から円状の係数分布となるようにする。さらに、係数Ｋｃも画像の濃度が同じになるように変化させるようにすればよい。
【０１０３】
Ｎ ＝−Ｋａ×Ｈ＋Ｋｂ×Ｌ＋Ｋｃ ・・・（２）
また、上記実施の形態では、撮影台１６は立位で放射線画像の撮影を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、臥位で放射線画像の撮影を行うものとしてもよい。
【０１０４】
また、上記実施の形態では、同一の撮影部位に高エネルギーと低エネルギーの放射線をそれぞれ１回ずつ照射して撮影を行い、撮影された放射線画像に対してエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う場合について説明したが、図４に示すように、放射線源１２から放射線が照射される出射範囲を矩形状領域Ｎに制限しているため、撮影部位が大きい場合、部分的なエネルギーサブトラクション画像しか得ることができない。そこで、例えば、支持台５２により、放射線源１２を移動させて撮影部位に対して照射されるＸ線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、コンソール１８において、各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行うようにしてもよい。これにより、撮影部位が大きい場合でも撮影部位全体のエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
【０１０５】
また、上記実施の形態では、放射線発生装置１４の放射線源１２及び撮影台１６の撮影部５４がそれぞれ垂直方向へ移動可能である場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線発生装置１４の放射線源１２及び撮影台１６の撮影部５４がそれぞれ固定されており、放射線源１２と撮影部５４の位置関係が不変としてもよい。この場合、Ｘ線の照射範囲、及び照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置はそれぞれ一定に定めることができる。
【０１０６】
また、放射線発生装置１４は、撮影台１６が放射線源１２を垂直方向へ移動可能とした場合について説明したが、さらに撮影台１６が放射線源１２を水平方向へ移動可能としてもよい。この場合、照射範囲情報として、撮影部５４の垂直方向の位置、放射線源１２の垂直方向の位置、及び放射線源１２を水平方向の位置と、撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲、及び電子ビームＥとレーザ光Ｌとの衝突時の電子ビームの進行方向となって照射範囲内で最も高いエネルギーのＸ線が照射される中心位置との関係をＨＤＤ１１０に予め記憶させておき、コンソール１８が、ＨＤＤ１１０に記憶された照射範囲情報に基づいて、撮影部５４の垂直方向の位置、放射線源１２の垂直方向の位置、及び放射線源１２を水平方向の位置から撮影部５４の撮影面５６内でのＸ線の照射範囲及び照射されるＸ線の中心位置を特定すればよい。
【０１０７】
また、上記実施の形態では、放射線発生装置１４、撮影台１６、及びコンソール１８をそれぞれ別な装置として撮影システムを構成した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、放射線発生装置１４、撮影台１６、及びコンソール１８の機能を１つの装置で構成した放射線撮影装置としてもよい。
【０１０８】
また、上記実施の形態では、コンソール１８においてサブトラクション画像処理を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をネットワークや記憶媒体を介してパーソナルコンピュータなどの画像処理装置へ送り、画像処理装置においてサブトラクション画像処理を行うものとしてもよい。この場合、ネットワークのインタフェース部分や記憶媒体を読み取る読取装置が取得手段に対応する。
【０１０９】
その他、上記実施の形態で説明した構成は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な部分を削除したり、新たな部分を追加したり、接続状態等を変更したりすることができることは言うまでもない。
【０１１０】
また、上記実施の形態で説明した撮影制御処理プログラムの処理の流れ（図６参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要なステップを削除したり、新たなステップを追加したり、処理順序を入れ換えたりすることができることは言うまでもない。
【符号の説明】
【０１１１】
１０ 撮影システム
１２ 放射線源
１４ 放射線発生装置
１６ 撮影台（撮影手段）
１８ コンソール（画像処理手段）
５２ 支持台（移動手段）
６０ 放射線検出器（撮影手段）
１０４ ＣＰＵ（画像処理手段）
【特許請求の範囲】
【請求項１】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、
前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、
前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線撮影装置。
【請求項２】
前記画像処理手段は、前記エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行う
請求項１記載の放射線撮影装置。
【請求項３】
前記画像処理手段は、前記エネルギーサブトラクション画像として硬部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして低エネルギーの放射線による放射線画像から高エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行う
請求項１又は請求項２記載の放射線撮影装置。
【請求項４】
前記撮影部位に対して前記放射線源を移動させる移動手段をさらに備え、
前記撮影手段は、前記移動手段により、前記放射線源から前記撮影部位に対して照射される放射線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、
前記画像処理手段は、前記撮影手段により各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれ前記画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行う
請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線撮影装置。
【請求項５】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、
前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、
前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線撮影システム。
【請求項６】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ取得する取得手段と、
前記取得手段により取得された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた画像処理装置。
【請求項７】
コンピュータを、
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段、
として機能させるためのプログラム。
【請求項１】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、
前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、
前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線撮影装置。
【請求項２】
前記画像処理手段は、前記エネルギーサブトラクション画像として軟部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして高エネルギーの放射線による放射線画像から低エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行う
請求項１記載の放射線撮影装置。
【請求項３】
前記画像処理手段は、前記エネルギーサブトラクション画像として硬部画像を生成する場合、前記中心位置からの距離が離れるほど低エネルギーの放射線による放射線画像に対する高エネルギーの放射線による放射線画像の重み付けを小さくして低エネルギーの放射線による放射線画像から高エネルギーの放射線による放射線画像を減算する重み付け演算を行う
請求項１又は請求項２記載の放射線撮影装置。
【請求項４】
前記撮影部位に対して前記放射線源を移動させる移動手段をさらに備え、
前記撮影手段は、前記移動手段により、前記放射線源から前記撮影部位に対して照射される放射線の照射範囲を変えつつ高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影し、
前記画像処理手段は、前記撮影手段により各照射範囲で撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像に対してそれぞれ前記画像処理を行い、各画像処理により生成されたエネルギーサブトラクション画像を合成する画像処理を行う
請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線撮影装置。
【請求項５】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源と、
前記放射線源から同一の撮影部位に照射された高エネルギーと低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ撮影する撮影手段と、
前記撮影手段により撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた放射線撮影システム。
【請求項６】
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像をそれぞれ取得する取得手段と、
前記取得手段により取得された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段と、
を備えた画像処理装置。
【請求項７】
コンピュータを、
逆コンプトン散乱により高エネルギーと低エネルギーの放射線を個別に照射する放射線源から同一の撮影部位に照射されて撮影された高エネルギーの放射線による放射線画像及び低エネルギーの放射線による放射線画像を対応する画素毎に、前記放射線源から照射される放射線の中心位置からの距離に応じて重み付けを変えて重み付け演算を行ってエネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理を行う画像処理手段、
として機能させるためのプログラム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【公開番号】特開２０１２−７５７９８（Ｐ２０１２−７５７９８Ａ）
【公開日】平成２４年４月１９日（２０１２．４．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２２６００９（Ｐ２０１０−２２６００９）
【出願日】平成２２年１０月５日（２０１０．１０．５）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年４月１９日（２０１２．４．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１０月５日（２０１０．１０．５）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]