放射线图像处理装置、方法及计算机可读记录介质

技术领域

本发明涉及一种放射线图像处理装置、方法及程序。

背景技术

一直以来，已知有一种能量减影处理，其使用了两张放射线图像，该两张放射线图像是利用透射的放射线的衰减量根据构成被摄体的物质而不同这一性质，将能量分布不同的两种放射线照射到被摄体而得到的。能量减影处理是指如下方法：使如上述那样得到的两个放射线图像的各像素对应，并对像素之间乘以适当的权重系数之后进行减法运算(减影)，来获取提取了放射线图像中所包含的特定结构物的图像。

并且，提出有如下方法：使用根据被摄体的体厚及管电压设定的校正系数来校正通过能量减影处理获取的表示被摄体的骨部的骨部图像，由此估计被摄体的骨密度(参考专利文献1)。并且，为了提高放射线图像的画质，还提出有用于使用被摄体的体厚去除放射线图像中所包含的放射线的散射线分量的方法(参考专利文献2)。

在此，在上述专利文献1、2中所记载的方法中，在骨部图像的校正及散射线去除中使用的被摄体的体厚是根据直接到达放射线检测器的到达剂量及透射被摄体而到达的到达剂量来导出的。直接到达放射线检测器的到达剂量是根据管电压(kV)、剂量(mAs)及放射线源与放射线检测器之间的距离(SID(Source-to-Image receptor Distance))之类的摄影条件来计算出的。

专利文献1：日本特开2015-043959号公报

专利文献2：日本特开2018-015453号公报

在放射线摄影装置中使用的放射线的管球及检测透射了被摄体的放射线而生成放射线图像的放射线检测器的灵敏度随时间而劣化。若管球及放射线检测器劣化，则设置于放射线摄影装置中的摄影条件会偏离设定值。若摄影条件偏离设定值，则在专利文献1中所记载的方法中管电压及体厚会发生变化，因此校正系数发生变化，其结果，无法精度良好地估计骨密度。并且，在专利文献2中所记载的方法中，无法精度良好地去除散射线分量。如此，若无法精度良好地估计骨密度或者无法精度良好地去除散射线分量，则所获取的图像的画质变得不稳定。

发明内容

本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于能够使通过能量减影处理而导出的图像的画质稳定。

本发明的放射线图像处理装置，其导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像，该减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，该放射线图像处理装置具备至少一个处理器，

处理器进行如下处理：

获取到达剂量，该到达剂量为直接到达获取放射线图像的放射线检测器的放射线量；

根据到达剂量进行图像处理来导出减影图像。

另外，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以进行如下处理：

获取多个放射线图像；

根据到达剂量、多个放射线图像中的任一个及获取了多个放射线图像时的摄影条件来导出被摄体的体厚分布；

根据体厚分布及摄影条件，从多个放射线图像中去除由被摄体散射的放射线的散射线分量；

通过对散射线分量被去除的多个放射线图像进行加权减法运算来导出被摄体的骨部被提取的骨部图像；

根据体厚分布及摄影条件导出对骨部图像的像素值进行校正的校正系数；

通过利用校正系数校正骨部图像来导出减影图像。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以进行如下处理：

获取多个放射线图像；

根据到达剂量、多个放射线图像中的任一个及获取了多个放射线图像时的摄影条件来导出被摄体的体厚分布；

根据体厚分布及摄影条件，从多个放射线图像中去除由被摄体散射的放射线的散射线分量；

通过对散射线分量被去除的多个放射线图像进行加权减法运算来导出减影图像。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以进行如下处理：

获取多个放射线图像；

根据到达剂量、多个放射线图像中的任一个及获取了多个放射线图像时的摄影条件来导出被摄体的体厚分布；

通过对多个放射线图像进行加权减法运算来导出被摄体的骨部被提取的骨部图像；

根据体厚分布及摄影条件导出对骨部图像的像素值进行校正的校正系数；

通过利用校正系数校正骨部图像来导出减影图像。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以获取管电压传感器所输出的管电压作为摄影条件之一，该管电压传感器测量施加于出射放射线的放射线源的管电压。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以获取在放射线检测器中位于放射线直接到达的直接放射线区域的图像传感器所输出的信号值作为到达剂量。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以获取在放射线检测器中设置于放射线直接到达的直接放射线区域的剂量传感器所输出的信号值作为到达剂量。

并且，在本发明的放射线图像处理装置中，处理器可以获取在放射线检测器中的检测放射线的区域外设置的剂量传感器所输出的信号值作为到达剂量。

基于本发明的放射线图像处理方法，其导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像，该减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，在该放射线图像处理方法中进行如下处理：

获取到达剂量，该到达剂量为直接到达获取放射线图像的放射线检测器的放射线量；

通过根据到达剂量进行图像处理来导出减影图像。

基于本发明的计算机可读记录介质，记录有放射线图像处理程序，所述放射线图像处理程序使计算机执行导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像的步骤，该减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，该放射线图像处理程序使计算机执行如下步骤：

获取到达剂量，该到达剂量为直接到达获取放射线图像的放射线检测器的放射线量；

通过根据到达剂量进行图像处理来导出减影图像。

发明效果

根据本发明，能够使通过能量减影处理而导出的图像的画质稳定。

附图说明

图1是表示适用了基于本发明的第1实施方式的放射线图像处理装置的放射线图像摄影系统的结构的概略框图。

图2是表示基于第1实施方式的放射线图像处理装置的概略结构的图。

图3是表示基于第1实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。

图4是用于说明直接放射线区域的检测的图。

图5是表示一部分图像传感器被替换为剂量传感器的放射线检测器的图。

图6是表示骨部图像的图。

图7是表示骨部与软部的对比度相对于体厚的关系的图。

图8是表示用于获取校正系数的查找表的图。

图9是表示显示画面的图。

图10是表示在第1实施方式中进行的处理的流程图。

图11是表示基于第2实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。

图12是表示在第2实施方式中进行的处理的流程图。

图13是表示基于第3实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。

图14是表示在第3实施方式中进行的处理的流程图。

图15是表示一部分图像传感器被替换为剂量传感器的放射线检测器的另一例的图。

图16是表示在设置有图像传感器的区域外设置有剂量传感器的放射线检测器的图。

图17是表示像素值与剂量的关系的图。

符号说明

1-摄影装置，3-放射线源，5、6-放射线检测器，7-放射线能量转换滤波器，9-管电压传感器，10-放射线图像处理装置，11-CPU，12-放射线图像处理程序，13-存储器，14-显示器，15-输入器件，16-内存，17-网络I/F，18-总线，21-图像获取部，22-到达剂量获取部，23-散射线去除部，24-骨部图像导出部，25-校正部，26-显示控制部，31、32-剂量传感器，40-显示画面，LUT1、LUT2-查找表，Gb-骨部图像，B-骨密度图像，H-被摄体。

具体实施方式

以下，参考附图对本发明的实施方式进行说明。图1是表示适用了基于本发明的第1实施方式的放射线图像处理装置的放射线图像摄影系统的结构的概略框图。如图1所示，基于第1实施方式的放射线图像摄影系统具备摄影装置1和基于第1实施方式的放射线图像处理装置10。

摄影装置1为用于通过将从放射线源3发射并透射了被摄体H的X射线等放射线分别改变能量而向第1放射线检测器5及第2放射线检测器6照射的所谓的一次照射法(one-shot method)来进行能量减影的摄影装置。在拍摄时，如图1所示，从靠近放射线源3的一侧依次配置第1放射线检测器5、由铜板等构成的放射线能量转换滤波器7及第2放射线检测器6来驱动放射线源3。另外，第1放射线检测器5及第2放射线检测器6与放射线能量转换滤波器7紧贴。

由此，在第1放射线检测器5中，获取由还包括所谓的软线的低能量的放射线形成的被摄体H的第1放射线图像G1。并且，在第2放射线检测器6中，获取由去除了软线的高能量的放射线形成的被摄体H的第2放射线图像G2。第1放射线图像G1及第2放射线图像G2输入到放射线图像处理装置10中。

第1放射线检测器5及第2放射线检测器6通过配置多个图像传感器而构成。第1放射线检测器5及第2放射线检测器6为能够重复进行放射线图像的记录及读出的放射线检测器，可以使用直接接受放射线的照射而产生电荷的所谓的直接型的放射线检测器，也可以使用将放射线暂时转换为可见光，再将该可见光转换为电荷信号的所谓的间接型的放射线检测器。并且，作为放射线图像信号的读出方式，优选使用通过接通或断开TFT(thin filmtransistor：薄膜晶体管)开关来读出放射线图像信号的所谓的TFT读出方式或通过照射读取光来读出放射线图像信号的所谓的光读出方式，但并不限于此，也可以使用其他方式。

另外，在第1实施方式中，如后述，放射线检测器5、6的图像传感器的一部分被替换为剂量传感器。

在摄影装置1中，在获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2时，设定管电压、摄影剂量、线质、放射线源3与第1放射线检测器5及第2放射线检测器6的表面的距离即SID(Source Image receptor Distance：射线源-影像受体距离)、放射线源3与被摄体H的表面的距离即SOD(Source Object Distance：射线源-物体距离)以及有无散射线去除栅格等摄影条件。

如后述，SOD及SID用于计算体厚分布。关于SOD，例如优选用TOF(Time Of Flight：飞行时间)相机获取。关于SID，例如优选用电位计、超声波测距仪及激光测距仪等获取。

摄影条件以对摄影装置1的设定值与实际输出一致的方式预先进行了校准。例如，以针对摄影剂量及管电压得到与设定于摄影装置1中的设定值相当的输出的方式进行了校准。并且，对放射线检测器5、6，也以照射所设定的剂量的放射线时输出所设定的信号值的方式进行了校准。摄影条件的设定通过操作者从输入器件15输入来进行。

并且，在第1实施方式中，在摄影装置1中设置有用于测量施加于放射线源3的管电压的管电压传感器9。管电压传感器所输出的信号输入到放射线图像处理装置10中。

接着，对基于第1实施方式的放射线图像处理装置进行说明。首先，参考图2对基于第1实施方式的放射线图像处理装置的硬件结构进行说明。如图2所示，放射线图像处理装置10为工作站、服务器计算机及个人电脑等计算机，具备CPU(Central Processing Unit：中央处理器)11、非易失性存储器13及作为临时存储区域的内存(memory)16。并且，放射线图像装置装置10具备液晶显示器等显示器14、键盘及鼠标等输入器件15以及连接于未图示的网络的网络I/F(IhterFace：接口)17。CPUl1、存储器13、显示器14、输入器件15、内存16及网络I/F17连接于总线18。另外，CPU11为本发明中的处理器的一例。

存储器13通过HDD(Hard Disk Drive：硬盘驱动器)、SSD(Solid State Drive：固态驱动器)及闪存等来实现。作为存储介质的存储器13中存储有安装于放射线图像处理装置10中的放射线图像处理程序12。CPU11从存储器13中读出放射线图像处理程序12并将其展开到内存16中，并且执行所展开的放射线图像处理程序12。

另外，放射线图像处理程序12以能够从外部访问的状态存储于与网络连接的服务器计算机的存储装置或网络存储器中，根据请求下载并安装到构成放射线图像处理装置10的计算机中。或者，记录在DVD(Digital Versatile Disc：数字多功能光盘)、CD-ROM(Compact Disc Read Only Memory：光盘只读存储器)等记录介质中而分发，从该记录介质安装到构成放射线图像处理装置10的计算机中。

接着，对基于第1实施方式的放射线图像处理装置的功能结构进行说明。图3是表示基于第1实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。如图3所示，放射线图像处理装置10具备图像获取部21、到达剂量获取部22、散射线去除部23、骨部图像导出部24、校正部25及显示控制部26。而且，CPU11通过执行放射线图像处理程序12而作为图像获取部21、到达剂量获取部22、散射线去除部23、骨部图像导出部24、校正部25及显示控制部26发挥作用。

图像获取部21通过使摄影装置1进行被摄体H的能量减影摄影而从第1放射线检测器5及第2放射线检测器6获取被摄体H的第1放射线图像G1及第2放射线图像G2。在获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2时，如上所述那样设定摄影条件。

到达剂量获取部22获取从放射线源3出射的放射线中未透射被摄体H而直接到达放射线检测器5的放射线的剂量即到达剂量I0。在获取到达剂量I0时，到达剂量获取部22首先使用在靠近放射线源3的一侧的第1放射线检测器5中获取的第1放射线图像G1来检测第1放射线检测器5中的直接照射了放射线的直接放射线区域。

图4是用于说明直接放射线区域的检测的图。如图4所示，到达剂量获取部22导出第1放射线图像G1的直方图H1。直方图H1的横轴为信号值，纵轴为频度。直接放射线区域在第1放射线图像G1中作为高浓度的区域而呈现。因此，到达剂量获取部22将在直方图H1中获取了预先规定的阈值Th1以上的信号值A1的放射线检测器5中的区域检测为直接放射线区域。

另外，也可以使用以检测放射线图像中的直接放射线区域的方式进行了机器学习的识别器检测第1放射线图像G1中的直接放射线区域，来代替使用直方图H1。这样的识别器通过将直接放射线区域已知的放射线图像用作教师数据对卷积神经网络等神经网络进行机器学习来构建。

在此，在第1实施方式中，放射线检测器5、6的图像传感器的一部分被替换为检测所照射的放射线的剂量并输出表示剂量的信号的剂量传感器。

图5是表示图像传感器的一部分被替换为剂量传感器的放射线检测器的图。如图5所示，在放射线检测器5、6中，可成为直接放射线区域的可能性高的检测面的缘部附近的区域的图像传感器的一部分被替换为剂量传感器31。在本实施方式中，将第1放射线检测器5中的剂量传感器31的输出用作到达剂量I0。

另外，在第1放射线图像G1中，无法得到剂量传感器31的位置处的像素的像素值。因此，在本实施方式中，剂量传感器31的位置处的像素的像素值通过使用了其周围像素的像素值的插值运算来导出。

散射线去除部23从图像获取部21所获取的第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中分别去除散射线分量。去除散射线分量的处理为本发明的预先规定的图像处理的一例。以下，对散射线分量的去除进行说明。作为去除散射线分量的方法，例如能够使用日本特开2015-043959号公报等中所记载的方法等任意的方法。以下，对使用了日本特开2015-043959号公報中所记载的方法时的对第1放射线图像G1的散射线去除处理进行说明。另外，在以后的说明中，对于散射线分量被去除的第1放射线图像及第2放射线图像，也分别使用G1、G2作为参考符号。

首先，散射线去除部23获取具有初始体厚分布Ts(x，y)的被摄体H的虚拟模型。虚拟模型为按照初始体厚分布Ts(x，y)的体厚与第1放射线图像G1的各像素的坐标位置建立有对应关系的虚拟地表示被摄体H的数据。另外，具有初始体厚分布Ts(x，y)的被摄体H的虚拟模型预先存储于存储器13中，但也可以从保存有虚拟模型的外部的服务器获取。以下，对初始体厚分布Ts(x，y)的导出进行说明。

首先，若将初始体厚分布设为Ts，将具有初始体厚分布Ts时的被摄体H的衰减系数设为μ(Ts)，将未考虑散射线的扩散时的透射具有初始体厚分布Ts的被摄体H后的放射线中所包含的散射线量与初级射线量之比即Scatter-to-Primary Ratio(散射与初级比)设为STPR(Ts)，则透射被摄体H后的剂量I1由下述式(1)表示。式(1)中的到达剂量I0由到达剂量获取部22获取。另外，式(1)中，按放射线图像G0的每个像素导出初始体厚分布Ts、到达剂量I0及剂量T1，但省略了(x，y)。并且，STPR为不仅依赖于体厚还依赖于管电压(kV)的非线性函数，但在式(1)中，省略了kV标记。

I1＝I0×exp{-μ(Ts)×Ts}×{1+STPR(Ts)}(1)

式(1)中，剂量T1为放射线图像G1的各像素处的像素值。另一方面，由于STPR为非线性函数，因此式(1)无法对Ts进行代数求解。因此，散射线去除部23定义下述式(2)或式(2-1)所示的误差函数F1。然后，导出使误差函数E1成为最小或误差函数E1成为小于预先规定的阈值Th1的Ts来作为初始体厚分布。此时，散射线去除部23使用最速下降法及共轭梯度法等优化算法来导出初始体厚分布Ts。

E1＝[I1-I0×exp{-μ(Ts)×Ts}×{1+STPR(Ts)}]

E1＝|I1-I0×exp{-μ(Ts)×Ts}×{1+STPR(Ts)}|(2-1)

如下述式(3)、(4)所示，散射线去除部23根据虚拟模型导出估计了通过虚拟模型的摄影而得到的初级射线图像的估计初级射线图像Ip(x，y)和估计了通过虚拟模型的摄影而得到的散射线图像的估计散射线图像Is(x，y)。此外，如下述式(5)所示，散射线去除部23导出将估计初级射线图像Ip(x，y)和估计散射线图像Is(x，y)合成而成的图像作为估计了通过被摄体H的摄影而得到的第1放射线图像G1的估计图像Im(x，y)。

Ip(x，y)＝Io(x，y)×exp(-μSoft(T(x，y))×T(x，y))(3)

Is(x，y)＝Ip(x，y)×STPR(T(x，y))*PSF(T(x，y))(4)

Im(x，y)＝Is(x，y)+Ip(x，y)(5)

其中，(x，y)为第1放射线图像G1的像素位置的坐标，Io(x，y)为假定在像素位置(x，y)处不存在被摄体H时放射线被放射线检测器5检测出的剂量，是到达剂量获取部22所获取的到达剂量，Ip(x，y)是像素位置(x，y)处的初级射线分量，Is(x，y)是像素位置(x，y)处的散射线分量。另外，在第1次的估计图像Im(x，y)的导出时，使用初始体厚分布Ts(x，y)作为式(3)、(4)中的体厚分布T(x，y)。

并且，式(3)中的μSoft(T(x，y))为像素位置(x，y)处的与人体软组织的体厚分布(x，y)相对应的衰减系数。μSoft(T(x，y))预先实验性地求出或通过模拟求出，并保存于存储器13中即可。另外，在本实施方式中，衰减系数μSoft(T(x，y))使用后述的标准软部的衰减系数。

并且，式(4)中的PSF(T(x，y))为表示根据体厚分布T(x，y)从一个像素扩散的散射线的分布的点扩散函数(Point Spread Function)，根据放射线的能量特性来定义。并且，*为表示卷积运算的运算符。PSF还根据摄影装置1中的照射场的分布、被摄体H的组成的分布、拍摄时的照射剂量、管电压、摄影距离及放射线检测器5、6的特性等而变化。因此，根据照射场信息、被摄体信息及摄影条件等，按摄影装置1所使用的放射线的每个能量特性预先实验性地求出PSF，并保存于存储器13中即可。

接着，散射线去除部23修正虚拟模型的初始体厚分布Ts(x，y)，以使估计图像Im与第1放射线图像G1的差异变小。通过散射线去除部23反复进行体厚分布T(x，y)、散射线分量Is(x，y)及初级射线分量Ip(x，y)的导出直至估计图像Im与第1放射线图像G1的差异满足预先规定的结束条件，来更新体厚分布T(x，y)、散射线分量Is(x，y)及初级射线分量Ip(x，y)。当满足结束条件时，散射线去除部23从第1放射线图像G1减去由式(5)导出的散射线分量Is(x，y)。由此，去除第1放射线图像G1中所包含的散射线分量。另外，在后述的导出骨密度时使用满足结束条件时所导出的体厚分布T(x，y)。

另一方面，对第2放射线图像G2，散射线去除部23也与上述第1放射线图像G1同样地进行散射线去除处理。另外，在以后的说明中，对于散射线分量被去除的第1放射线图像及第2放射线图像，也使用G1、G2作为参考符号。

骨部图像导出部24从被散射线去除部23去除了散射线分量的第1放射线图像G1及第2放射线图像G2生成表示被摄体H的骨部区域的骨部图像Gb。另外，骨部为本发明的特定的组织的一例。图6是表示骨部图像导出部24所生成的骨部图像Gb的一例的图。

骨部图像导出部24对第1放射线图像G1及第2放射线图像G2如下述式(6)所示那样在相对应的像素之间进行加权减法运算，由此生成仅有第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中所包含的被摄体H的骨部被提取的骨部图像Gb。另外，下述式(6)中的α1为加权系数，根据与被摄体H的软部及骨部的放射线能量相对应的衰减系数来导出。并且，x、y为骨部图像Gb的各像素的坐标。

Gb(x，y)＝G1(x，y)-α1×G2(x，y)(6)

校正部25通过校正骨部图像导出部24所生成的骨部图像Gb来导出表示被摄体H的骨部区域中的骨密度的骨密度图像。校正骨部图像Gb的处理为本发明的预先规定的图像处理的一例。校正部25通过按骨部图像Gb的每个像素(x，y)导出骨密度B(x，y)来导出骨密度图像B。另外，可以对骨部图像Gb中所包含的所有的骨导出骨密度B(x，y)，也可以仅对预先规定的骨导出骨密度B(x，y)。

具体而言，校正部25将使骨部图像Gb的骨部区域的各像素值Gb(x，y)转换为利用基准摄影条件获取时的骨部图像的像素值的值视为骨密度而导出与骨部图像Gb的各像素对应的骨密度B(x，y)。更具体而言，校正部25通过使用从后述的查找表中获取的校正系数校正骨部图像Gb的各像素值Gb(x，y)来导出每个像素的骨密度B(x，y)。

在此，放射线源3中的管电压越高，且从放射线源3放射的放射线越为高能量，则放射线图像中的软部与骨部的对比度(即，像素值之差)变得越小。并且，在放射线透射被摄体H的过程中，会产生放射线的低能量分量被被摄体H吸收而放射线高能量化的射束硬化。被摄体H的体厚越大，则由射束硬化引起的放射线的高能量化变得越大。

图7是表示骨部与软部的对比度相对于被摄体H的体厚的关系的图。另外，在图7中，示出80kV、90kV及100kV这3个管电压下的、骨部与软部的对比度相对于被摄体H的体厚的关系。如图7所示，管电压越高，则对比度变得越低。并且，若被摄体H的体厚超出一定值，则体厚越大，对比度变得越低。另外，骨部图像Gb中的骨部区域的像素值Gb(x，y)越大，则骨部与软部的对比度变得越大。因此，骨部图像Gb中的骨部区域的像素值Gb(x，y)越大，则图7所示的关系越向高对比度侧位移。

在本实施方式中，骨部图像Gb中的与拍摄时的管电压相对应的对比度的差异及用于获取用于校正由射束硬化的影响引起的对比度的下降的校正系数的查找表存储于存储器13中。校正系数为用于校正骨部图像Gb的各像素值Gb(x，y)的系数。

图8是表示存储于存储器13中的查找表的一例的图。在图8中，例示出将基准摄影条件设定为管电压90kV的查找表LUT1。如图8所示，在查找表LUT1中，管电压越大且被摄体的体厚越大，则设定越大的校正系数。在图8所示的例子中，基准摄影条件为管电压90kV，因此当管电压为90kV且体厚为0时，校正系数成为1。另外，在图8中，二维地示出查找表LUT1，但校正系数根据骨部区域的像素值而不同。因此，查找表LUT1实际上成为添加了表示骨部区域的像素值的轴的三维表。

在此，校正系数通过使用包含相当于人体软组织的物质及相当于骨部组织的物质的模拟了人体的体模进行放射线图像的摄影来导出。作为相当于软组织的物质，例如能够适用丙烯酸或氨基甲酸酯等。并且，作为相当于人体骨部组织的物质，例如能够适用磷灰石等。另外，关于体模中的相当于软组织的物质，放射线的衰减系数及脂肪率成为与物质相对应的预先规定的值。在此，如上所述，被摄体的体厚越大，骨部与软部的对比度变得越小。其结果，当体厚相同时，即使骨密度相同，体厚越大，从放射线图像导出的骨密度也会变得越小。

因此，从拍摄具有各种厚度的体模而获取的放射线图像导出与体厚相对应的骨部区域的像素值，并以所导出的像素值成为相同的骨密度的方式导出与体厚相对应的校正系数。并且，根据各种管电压导出校正系数。由此，能够导出图8所示的查找表LUT1。

校正部25从查找表LUT1中获取被摄体H的体厚分布T(x，y)及存储于存储器13中的与包括管电压的设定值的摄影条件相对应的每个像素的校正系数C0(x，y)。另外，因放射线源3的劣化而管电压从设定值发生变动。因此，在本实施方式中，作为获取校正系数C0(x，y)时使用的管电压，使用管电压传感器9所输出的实际的管电压。然后，如下述式(7)所示，校正部25通过对骨部图像Gb中的骨部区域的各像素值Gb(x，y)乘以校正系数C0(x，y)来导出骨部图像Gb的每个像素的骨密度B(x，y)。由此，导出将骨密度B(x，y)作为像素值的骨密度图像B。如此导出的骨密度B(x，y)表示通过利用作为基准摄影条件的90kV的管电压拍摄被摄体H而获取且射束硬化的影响被去除的放射线图像中所包含的骨部区域的骨部的像素值的骨密度。另外，在本实施方式中，骨密度的单位为g/cm

B(x，y)＝C0(x，y)×Gb(x，y)(7)

显示控制部26将骨密度图像B显示于显示器14。图9是表示骨密度图像B的显示画面的图。如图9所示，在显示画面40上显示有骨密度图像B。

接着，对在第1实施方式中进行的处理进行说明。图10是表示在第1实施方式中进行的处理的流程图。首先，图像获取部21通过使摄影装置1进行被摄体H的能量减影摄影来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2(获取放射线图像；步骤ST1)。接着，到达剂量获取部22获取到达剂量I0(步骤ST2)。然后，散射线去除部23使用到达剂量获取部22所获取的到达剂量I0导出被摄体H的体厚分布T(x，y)(步骤ST3)，并从第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中去除散射线分量(步骤ST4)。另外，并行进行步骤ST3及步骤ST4的处理。然后，骨部图像导出部24从散射线分量被去除的第1放射线图像G1及第2放射线图像G2导出被摄体H的骨部被提取的骨部图像Gb(步骤ST5)。

接着，校正部25通过校正骨部图像Gb来导出骨密度图像B(步骤ST6)，显示控制部26显示骨密度图像B(步骤ST7)，并结束处理。

在此，在不存在被摄体H的状态下，驱动放射线源3并向放射线检测器5照射放射线时，到达放射线检测器5的到达剂量I0能够利用在摄影装置1中设定的摄影条件由下述式(8)导出。式(8)中，摄影条件中所包含的mAs为剂量，kV为管电压。在此，F为表示在成为基准的SID(例如100cm)下将成为基准的剂量(例如1mAs)在无被摄体H的状态下照射到放射线检测器5时到达放射线检测器5的放射线量的线性或非线性函数。F依赖于管电压而变化。并且，到达剂量I0是按由放射线检测器5获取的放射线图像G0的每个像素导出，因此(x，y)表示各像素的像素位置。

I0(x，y)＝mAs×F(kV)/SID

另一方面，在摄影装置1的放射线源3中使用的放射线的管球及放射线检测器5、6的灵敏度随时间而劣化。若管球劣化，则设定于摄影装置1中的摄影条件偏离设定值。在此，到达剂量I0能够使用上述式(8)由管电压及剂量导出，但若摄影条件偏离设定值，则管电压及剂量偏离设定值，因此使用式(8)导出的到达剂量I0偏离实际的到达剂量，其结果，使用上述式(2)、(2-1)导出的初始体厚分布Ts也发生偏离。因此，无法精度良好地导出被摄体H的体厚分布。并且，若放射线检测器5、6的灵敏度劣化，则从放射线检测器5、6输出的信号值的精度下降。若体厚分布的精度及信号值的精度下降，则在上述式(4)中导出的散射线分量的精度下降，其结果，无法从放射线图像G1、G2中精度良好地去除散射线分量。

并且，若管电压偏离设定值，进而，体厚分布的精度下降，则式(7)中的校正系数C0(x，y)的精度也下降，因此无法精度良好地校正骨部图像Gb。

在本实施方式中，到达剂量获取部22获取从放射线源3出射的放射线中未透射被摄体H而直接到达第1放射线检测器5的放射线量即到达剂量I0。因此，即使放射线的管球及第1放射线检测器5及第2放射线检测器6的灵敏度随时间而劣化，由于使用实测的到达剂量T0，因此也能够精度良好地求出初始体厚分布Ts以及被摄体的体厚分布。因此，能够利用式(4)精度良好地导出散射线分量，因此能够从放射线图像G1、G2中精度良好地去除散射线分量。因此，能够使通过能量减影处理而导出的骨部图像Gb以及骨密度图像B的画质稳定。

并且，在本实施方式中，利用管电压传感器9测量实际的管电压，因此还能够精度良好地导出式(7)中的校正系数C0，其结果，能够精度良好地导出骨密度图像B。因此，根据本实施方式，能够使通过能量减影处理而导出的骨密度图像B的画质稳定。

接着，对本发明的第2实施方式进行说明。图11是表示基于第2实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。另外，在图11中，对与图3相同的结构赋予相同的参考符号，并省略详细说明。在第2实施方式中，与第1实施方式的不同点在于，仅进行散射线去除处理，而不进行校正骨部图像Gb的处理。因此，基于第2实施方式的放射线图像处理装置10A不具备校正部25。在第2实施方式中，骨部图像Gb为本发明的减影图像的一例。

接着，对在第2实施方式中进行的处理进行说明。图12是表示在第2实施方式中进行的处理的流程图。首先，图像获取部21通过使摄影装置1进行被摄体H的能量减影摄影来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2(获取放射线图像；步骤ST11)。接着，到达剂量获取部22获取到达剂量I0(步骤ST12)。然后，散射线去除部23使用到达剂量获取部22所获取的到达剂量I0导出被摄体H的体厚分布T(x，y)(步骤ST13)，并从第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中去除散射线分量(步骤ST14)。另外，并行进行步骤ST13及步骤ST14的处理。然后，骨部图像导出部24从散射线分量被去除的第1放射线图像G1及第2放射线图像G2导出被摄体H的骨部被提取的骨部图像Gb(步骤ST15)。接着，显示控制部26显示骨密度图像B(步骤ST16)，并结束处理。

接着，对本发明的第3实施方式进行说明。图13是表示基于第3实施方式的放射线图像处理装置的功能结构的图。另外，在图13中，对与图3相同的结构赋予相同的参考符号，并省略详细说明。在第3实施方式中，与第1实施方式的不同点在于，不进行散射线去除处理，而仅进行校正骨部图像Gb的处理。因此，基于第3实施方式的放射线图像处理装置10B不具备散射线去除部23。另一方面，为了如上所述那样导出校正系数，需要被摄体H的体厚分布。在第3实施方式中，校正部25导出被摄体H的体厚分布。或者，也可以另外具备导出被摄体H的体厚分布的体厚导出部。并且，在第3实施方式中，也可以具备散射线去除部23，使得在散射线去除部23中导出体厚分布。在第3实施方式中，骨密度图像B对应于本发明的减影图像。

接着，对在第3实施方式中进行的处理进行说明。图14是表示在第3实施方式中进行的处理的流程图。首先，图像获取部21通过使摄影装置1进行被摄体H的能量减影摄影来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2(获取放射线图像；步骤ST21)。接着，到达剂量获取部22获取到达剂量I0(步骤ST22)。然后，校正部25使用到达剂量获取部22所获取的到达剂量I0导出被摄体H的体厚分布T(x，y)(步骤ST23)。然后，骨部图像导出部24从第1放射线图像G1及第2放射线图像G2导出被摄体H的骨部被提取的骨部图像Gb(步骤ST24)。接着，校正部25通过校正骨部图像Gb来导出骨密度图像B(步骤ST25)，显示控制部26显示骨密度图像B(步骤ST26)，并结束处理。

另外，在上述各实施方式中，使用了检测面的缘部附近区域的图像传感器的一部分被替换为剂量传感器31的放射线检测器5、6，但并不限定于此。如图15所示，也可以将在放射线检测器5、6的整个面上以均等的间隔将图像传感器的一部分替换为剂量传感器31。

并且，在上述各实施方式中，将放射线检测器5、6的图像传感器的一部分替换为剂量传感器31并使用剂量传感器31获取了到达剂量I0，但并不限定于此。如图16所示，也可以在放射线检测器5、6中的设置有图像传感器的区域的外侧设置剂量传感器32并使用所设置的剂量传感器32获取到达剂量I0。

并且，在上述各实施方式中，使用剂量传感器31、32获取了到达剂量I0，但并不限定于此。也可以获取放射线检测器5中的直接放射线区域的信号值作为到达剂量I0。在该情况下，到达剂量获取部22通过将放射线检测器5中的位于直接放射线区域的图像传感器所输出的信号值即第1放射线图像G1中的直接放射线区域的像素值进行转换来获取到达剂量I0。图17是表示像素值与剂量的关系的图。在本实施方式中，表示图17所示的关系的查找表LUT2存储于存储器13中。到达剂量获取部22通过参考查找表LUT2将直接放射线区域的像素值进行转换来获取到达剂量I0。使用如此获取的到达剂量I0，与上述各实施方式同样地，也能够使通过能量减影处理而导出的图像的画质稳定。

并且，在上述各实施方式中，在显示画面30上显示了骨密度图像B或骨部图像Gb，但并不限定于此。也可以利用下述式(9)导出被摄体H的软部图像Gs，并可切换地显示软部图像Gs和骨部图像Gb。此外，除了软部图像Gs及骨部图像Gb以外，还可以可切换地显示放射线图像G1、G2。在该情况下，所显示的放射线图像G1、G2可以为散射线被去除的放射线图像，也可以为散射线未被去除的放射线图像。

Gs(x，y)＝G1(x，y)-α2×G2(x，y)(9)

并且，在上述各实施方式中，导出了关于被摄体H的胸部的骨密度图像B，但并不限定于此。例如，也可以导出关于被摄体H的股骨、椎骨、跟骨及掌骨等任意骨部的骨密度图像B。

并且，在上述各实施方式中，在进行用于导出骨密度的能量减影处理时，通过一次照射法获取了第1放射线图像G1及第2放射线图像G2，但并不限定于此。也可以通过仅使用一个放射线检测器进行两次摄影的所谓的两次照射法来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2。在两次照射法的情况下，第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中所包含的被摄体H的位置可能因被摄体H的身体移动而发生偏离。因此，在第1放射线图像G1及第2放射线图像G2中，优选在进行被摄体的对位之后进行本实施方式的处理。

并且，在上述实施方式中，使用第1放射线检测器5及第2放射线检测器6并使用在拍摄被摄体H的系统中所获取的放射线图像导出了骨密度，但在代替放射线检测器而使用蓄积性荧光体片获取第1放射线图像G1、第2放射线图像G2的情况下，当然也能够适用本发明的技术。在该情况下，重叠两片蓄积性荧光体片，并照射透射了被摄体H的放射线，将被摄体H的放射线图像信息蓄积记录在各蓄积性荧光体片中，通过从各蓄积性荧光体片中光电性地读取放射线图像信息来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2即可。另外，在使用蓄积性荧光体片来获取第1放射线图像G1及第2放射线图像G2的情况下，也可以使用二次照射法。

并且，上述实施方式中的放射线并不受特别限定，除了能够使用X射线以外，还能够使用α射线或γ射线等。

并且，在上述实施方式中，例如作为图像获取部21、散射线去除部23、骨部图像导出部24、校正部25及显示控制部26之类的执行各种处理的处理部(Processing Unit)的硬件结构，能够使用以下所示的各种处理器(Processor)。上述各种处理器中除了包括如上所述的执行软件(程序)来作为各种处理部发挥作用的通用的处理器即CPU以外，还包括FPGA(Field Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)等在制造后能够变更电路结构的处理器即可编程逻辑器件(Programmable Logic Device：PLD)、ASTC(ApplicationSpecific Integrated CircUit：专用集成电路)等具有为了执行特定的处理而专门设计的电路结构的处理器即专用电路等。

一个处理部可以由这些各种处理器中的一个构成，也可以由相同种类或不同种类的两个以上的处理器的组合(例如，多个FPGA的组合或CPU与FPGA的组合)构成。并且，也可以由一个处理器构成多个处理部。

作为由一个处理器构成多个处理部的例子，第1，有如下方式：如以用户端及服务器等计算机为代表那样，以一个以上的CPU与软件的组合构成一个处理器，且该处理器作为多个处理部发挥作用。第2，有如下方式：如片上系统(System On Chip：SoC)等为代表那样，使用以一个IC(Integrated Circuit：集成电路)芯片实现包括多个处理部的系统整体的功能的处理器。如此，各种处理部作为硬件结构使用上述各种处理器中的一个以上而构成。

此外，作为这些各种处理器的硬件结构，更具体而言，能够使用将半导体元件等电路元件组合而成的电路(Circuitry)。

以下，记载本发明的附记项。

(附记项1)

一种放射线图像处理装置，其导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像，所述减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄所述被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，所述放射线图像处理装置具备至少一个处理器，

所述处理器进行如下处理：

获取到达剂量，所述到达剂量为直接到达获取所述放射线图像的放射线检测器的放射线量；

根据所述到达剂量进行所述图像处理来导出所述减影图像。

(附记项2)

根据附记项1所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器进行如下处理：

获取所述多个放射线图像；

根据所述到达剂量、所述多个放射线图像中的任一个及获取了所述多个放射线图像时的摄影条件来导出所述被摄体的体厚分布；

根据所述体厚分布及所述摄影条件，从所述多个放射线图像中去除由所述被摄体散射的放射线的散射线分量；

通过对所述散射线分量被去除的多个放射线图像进行加权减法运算来导出所述被摄体的骨部被提取的骨部图像；

根据所述体厚分布及所述摄影条件导出校正所述骨部图像的像素值的校正系数；

通过利用所述校正系数校正所述骨部图像来导出所述减影图像。

(附记项3)

根据附记项1所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器进行如下处理：

获取所述多个放射线图像；

根据所述到达剂量、所述多个放射线图像中的任一个及获取了所述多个放射线图像时的摄影条件来导出所述被摄体的体厚分布；

根据所述体厚分布及所述摄影条件，从所述多个放射线图像中去除由所述被摄体散射的放射线的散射线分量；

通过对所述散射线分量被去除的多个放射线图像进行加权减法运算来导出所述减影图像。

(附记项4)

根据附记项1所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器进行如下处理：

获取所述多个放射线图像；

根据所述到达剂量、所述多个放射线图像中的任一个及获取了所述多个放射线图像时的摄影条件来导出所述被摄体的体厚分布；

通过对所述多个放射线图像进行加权减法运算来导出所述被摄体的骨部被提取的骨部图像；

根据所述体厚分布及所述摄影条件导出校正所述骨部图像的像素值的校正系数；

通过利用所述校正系数校正所述骨部图像来导出所述减影图像。

(附记项5)

根据附记项2至4中任一项所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器获取管电压传感器所输出的管电压作为所述摄影条件之一，所述管电压传感器测量施加于出射所述放射线的放射线源的管电压。

(附记项6)

根据附记项1至5中任一项所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器获取在所述放射线检测器中位于所述放射线直接到达的直接放射线区域的图像传感器所输出的信号值作为所述到达剂量。

(附记项7)

根据附记项1至5中任一项所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器获取在所述放射线检测器中设置于所述放射线直接到达的直接放射线区域的剂量传感器所输出的信号值作为所述到达剂量。

(附记项8)

根据附记项1至5中任一项所述的放射线图像处理装置，其中，

所述处理器获取设置于所述放射线检测器中的检测所述放射线的区域外的剂量传感器所输出的信号值作为所述到达剂量。

(附记项9)

一种放射线图像处理方法，其导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像，所述减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄所述被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，在所述放射线图像处理方法中进行如下处理：

获取到达剂量，所述到达剂量为直接到达获取所述放射线图像的放射线检测器的放射线量；

通过根据所述到达剂量进行所述图像处理来导出所述减影图像。

(附记项10)

一种放射线图像处理程序，其使计算机执行如下步骤：导出被摄体内的特定的组织被提取的减影图像，所述减影图像通过对利用能量分布不同的放射线拍摄所述被摄体而获取的多个放射线图像进行加权减法运算来导出且实施了预先规定的图像处理，所述放射线图像处理程序使计算机执行如下步骤：

获取到达剂量，所述到达剂量为直接到达获取所述放射线图像的放射线检测器的放射线量；

通过根据所述到达剂量进行所述图像处理来导出所述减影图像。