(57)【要約】【課題】低線量の撮影であっても高画質のＸ線画像を出力することができるＸ線画像システムを提供する。【解決手段】撮影装置１０ｂは、被写体Ｗと画像検出器６とを離間せしめてＸ線源２より１５〜３０（ｋｅＶ）のＸ線エネルギーのＸ線を照射し、位相コントラスト撮影を行う。その後、読取装置１０ｄにおいて画像検出器６により検出されたＸ線画像のデータが生成されると、画像処理装置３０では、前記生成されたＸ線画像に対し、ノイズ低減処理を含む画像処理を施す。処理後のＸ線画像はフィルム出力装置５０ａによりフィルムに出力されるか、或いは読影装置５０ｃにより表示出力される。【選択図】図１
2008073515.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被写体に向けてＸ線を照射するＸ線源と、前記被写体を透過したＸ線を検出する画像検出器とを有し、前記被写体と画像検出器とを離間せしめて、Ｘ線源から１５〜３０（ｋｅＶ）のＸ線エネルギーのＸ線を前記被写体に照射し、位相コントラスト撮影を行う撮影手段と、
前記位相コントラスト撮影によるＸ線画像のデータを生成する画像生成手段と、
前記生成されたＸ線画像に対し、ノイズ低減処理を含む画像処理を施す画像処理手段と、
前記画像処理が施された処理画像を出力する出力手段と、
を備えることを特徴とするＸ線画像システム。
【請求項２】
前記Ｘ線源の焦点径は、３０〜２００（μｍ）とすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像システム。
【請求項３】
前記Ｘ線源の焦点径は、５０〜１２０（μｍ）とすることを特徴とする請求項２に記載のＸ線画像システム。
【請求項４】
前記位相コントラスト撮影の拡大率Ｍを、１．２≦Ｍ≦５とすることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載のＸ線画像システム。
【請求項５】
前記位相コントラスト撮影の拡大率Ｍを、１．５≦Ｍ≦３とすることを特徴とする請求項４に記載のＸ線画像システム。
【請求項６】
前記画像処理には、前記Ｘ線画像のコントラストを変更する階調変換処理が含まれ、
前記画像処理手段は、前記Ｘ線画像に階調変換処理を施した後、前記ノイズ低減処理を施して処理画像を生成することを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線画像システム。
【請求項７】
前記画像処理には、前記Ｘ線画像の階調を反転する階調反転処理が含まれ、
前記画像処理手段は、前記Ｘ線画像に前記ノイズ低減処理を施した後、前記階調反転処理を施して処理画像を生成することを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線画像システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線撮影によりＸ線画像のデータを生成し、出力するＸ線画像システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
新生児や乳児等（以下、小児等という）は、成人と異なり、ほとんどの骨髄が赤色骨髄であるため、被曝による影響が大きい。よって、成人以上に被曝量の低減化が要求され、小児等のＸ線撮影を行う際には被曝量を最小限に抑えるため、撮影条件を調整しＸ線照射量の低減を図ることが必要である。
【０００３】
低線量による撮影により得られたＸ線画像は、信号値が全体的に低下するため、ノイズが増加する。従来は、得られたＸ線画像に対し、ノイズ除去処理、或いはノイズ低減処理等を施して対応していた（例えば、特許文献１参照）。
【特許文献１】特開２００２−１２５１５３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、低線量による撮影を行ったＸ線画像にノイズ低減処理を施すと、ある程度の効果は得られて見やすい画質とはなるが、ノイズ除去の影響で鮮明性が低下することとなる（ノイズ除去により本来の信号部分が減弱してしまうためである）。そのため、部位の境界部分等が不鮮明となり、診断への利用性が低くなる。このような問題を回避するため、撮影時のＸ線量を十分に減らすことができず、結果として被曝量の十分な低減化を図ることが難しい状況であった。
【０００５】
本発明の課題は、低線量の撮影であっても高画質のＸ線画像を出力することができるＸ線画像システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
請求項１に記載の発明は、Ｘ線画像システムにおいて、
被写体に向けてＸ線を照射するＸ線源と、前記被写体を透過したＸ線を検出する画像検出器とを有し、前記被写体と画像検出器とを離間せしめて、Ｘ線源から１５〜３０（ｋｅＶ）のＸ線エネルギーのＸ線を前記被写体に照射し、位相コントラスト撮影を行う撮影手段と、
前記位相コントラスト撮影によるＸ線画像のデータを生成する画像生成手段と、
前記生成されたＸ線画像に対し、ノイズ低減処理を含む画像処理を施す画像処理手段と、
前記画像処理が施された処理画像を出力する出力手段と、
を備えることを特徴とする。
【０００７】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線画像システムにおいて、
前記Ｘ線源の焦点径は、３０〜２００（μｍ）とすることを特徴とする。
【０００８】
請求項３に記載の発明は、請求項２に記載のＸ線画像システムにおいて、
前記Ｘ線源の焦点径は、５０〜１２０（μｍ）とすることを特徴とする。
【０００９】
請求項４に記載の発明は、請求項１〜３の何れか一項に記載のＸ線画像システムにおいて、  前記位相コントラスト撮影の拡大率Ｍを、１．２≦Ｍ≦５とすることを特徴とする。
【００１０】
請求項５に記載の発明は、請求項４に記載のＸ線画像システムにおいて、
前記位相コントラスト撮影の拡大率Ｍを、１．５≦Ｍ≦３とすることを特徴とする。
【００１１】
請求項６に記載の発明は、請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線画像システムにおいて、
前記画像処理には、前記Ｘ線画像のコントラストを変更する階調変換処理が含まれ、
前記画像処理手段は、前記Ｘ線画像に階調変換処理を施した後、前記ノイズ低減処理を施して処理画像を生成することを特徴とする。
【００１２】
請求項７に記載の発明は、請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線画像システムにおいて、
前記画像処理には、前記Ｘ線画像の階調を反転する階調反転処理が含まれ、
前記画像処理手段は、前記Ｘ線画像に前記ノイズ低減処理を施した後、前記階調反転処理を施して処理画像を生成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１３】
請求項１〜５に記載の発明によれば、位相コントラスト撮影によってＸ線画像を得てこれにノイズ低減処理を施す。位相コントラスト撮影により得られるＸ線画像は被写体組織の辺縁等がエッジ強調されているため、ノイズ低減処理においてノイズ成分と区別してエッジ成分を抽出しやすく、エッジ強調及びノイズ抑制を精度良く行うことができる。すなわち、鮮明で高画質な処理画像を得ることができるため、小児用の撮影において撮影時のＸ線量を低線量としても読影に十分な画質のＸ線画像を得ることができる。よって、小児等を撮影対象とする場合には被曝量を最小限に抑えることが可能となる。さらに、位相コントラスト効果で元画像自体が鮮明になるので、ノイズ低減処理の影響で元画像に比べてややボケたとしても、ノイズ低減後の画像は依然として鮮明性が高い。
【００１４】
請求項６に記載の発明によれば、階調変換処理とノイズ低減処理を組み合わせることにより、エッジ強調、ノイズ抑制を行うだけでなく、コントラストや濃度範囲も調整することができる。
【００１５】
請求項７に記載の発明によれば、階調反転処理とノイズ低減処理を組み合わせることにより、エッジ強調、ノイズ抑制を行うだけでなく、階調反転により画像中の構造物の視認性を向上させることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本実施形態では、位相コントラスト撮影により辺縁部の鮮鋭性が高いＸ線画像を得、当該Ｘ線画像にノイズ低減処理を施すことにより、低線量下でも高画質のＸ線画像を提供することが可能なＸ線画像システムの例を説明する。
【００１７】
まず、構成を説明する。
図１に、本実施形態におけるＸ線画像システム１のシステム構成を示す。
図１に示すように、Ｘ線画像システム１は撮影装置１０ａ〜１０ｃ、読取装置１０ｄ、制御サーバ２０、画像処理装置３０、画像サーバ４０、フィルム出力装置５０ａ、読影装置５０ｂ、５０ｃを備えて構成されている。各装置はネットワークＮを介して相互に通信可能に構成されている。
【００１８】
Ｘ線画像システム１は、撮影装置１０ａ〜１０ｃ、或いは読取装置１０ｄにおいてＸ線撮影により生成したＸ線画像のデータに対し、画像処理装置３０により各種画像処理を施して処理画像を生成し、これをフィルム出力装置５０ａ又は読影装置５０ｂ、５０ｃにより出力するものである。
なお、図１はシステム構成の一例であり、これに限定されない。必要に応じて装置台数の変更、他の装置の追加等、適宜構成すればよい。
【００１９】
撮影装置１０ａ〜１０ｃは、Ｘ線撮影及び／又はＸ線画像のデータ生成を行うものである。撮影装置１０ａは一般撮影用のＣＲ（Computed Radiography）装置、撮影装置１０ｂは小児撮影用のＣＲ装置、撮影装置１０ｃはマンモグラフィ用のＣＲ装置である。撮影装置１０ａ〜１０ｃには、Ｘ線撮影を行うとともにＸ線画像のデータ生成を行うタイプのものと、可搬型の画像検出器を用いてＸ線撮影のみ行うタイプのものとがある。読取装置１０ｄは、後者のタイプの撮影装置１０ａ〜１０ｃにおいて撮影に用いられた画像検出器からＸ線画像を読み取ってそのデータを生成するものである。
【００２０】
制御サーバ２０は、撮影装置１０ａ〜１０ｃによる撮影からＸ線画像の生成、保存、出力までのＸ線画像システム１における一連の処理を統括的に制御する管理装置である。制御サーバ２０としては一般的なコンピュータ装置を適用可能であり、管理用のプログラムを用いて管理動作を行わせる。
【００２１】
制御サーバ２０は、撮影オーダ情報を用いて管理を行う。撮影オーダ情報は、撮影内容や画像の生成条件等について医師が指定した条件が示された撮影指示情報であり、図示しないＨＩＳ（Hospital Information System）やＲＩＳ（Radiology Information System
）において生成され、制御サーバ２０に送信される。制御サーバ２０では、この撮影オーダ情報を解析して撮影装置１０ａ〜１０ｃのうち、撮影内容に応じた撮影装置に撮影オーダ情報を配信する。
【００２２】
制御サーバ２０は、撮影装置１０ａ〜１０ｃ又は読取装置１０ｄにおいて生成されたＸ線画像の画像処理装置３０への転送制御を行う。このとき、撮影オーダ情報により小児用撮影が指定されていた場合、小児用の画像処理条件により画像処理を行うことを指示する制御情報を生成し、Ｘ線画像とともに画像処理装置３０へ送信する。
【００２３】
画像処理装置３０は、Ｘ線画像に対して各種画像処理を施してその処理画像を生成するものである。
【００２４】
画像サーバ４０は、大容量メモリにＸ線画像のデータを保存し、管理するものである。画像サーバ４０は、制御サーバ２０の指示に従ってフィルム出力装置５０ａ、読影装置５０ｂ等にＸ線画像のデータを送信する。
【００２５】
フィルム出力装置５０ａは、フィルム上にＸ線画像を形成し、出力するものである。
読影装置５０ｂ、５０ｃは、医師がＸ線画像を観察するために用いられる端末装置であり、モニタ上にＸ線画像を表示出力する。
【００２６】
次に、本発明に係る撮影装置１０ｂ、画像処理装置３０について詳細に説明する。
撮影装置１０ｂは、小児等を被写体Ｗとして位相コントラスト撮影を行うものである。
撮影装置１０ｂは、図２に示すように撮影部３と撮影制御等を行う本体部４とを備えて構成されている。
撮影部３は、アーム状に形成され、本体部４を支柱として昇降可能に構成されている。撮影部３のアーム部分にはＸ線源２と保持部５とが対抗配置されている。保持部５は、画像検出器６を保持してその位置を固定するものである。保持部５は撮影部３の支柱部分に沿って昇降可能に構成されている。この撮影部３、保持部５を昇降させ、その高さ位置を変えることにより、撮影距離を調整することが可能である。
【００２７】
本体部４は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）
、ＲＯＭ（Read Only Memory）、操作部等からなるコンピュータを備えて構成されている。本体部４は、操作指示に応じて撮影部３の昇降、保持部５の昇降を制御するとともに、Ｘ線源２によるＸ線の照射動作を制御する。
【００２８】
Ｘ線源２は、Ｘ線を発生させて被写体Ｗに向けて照射するものである。Ｘ線源２には小児等を撮影対象とする位相コントラスト撮影に適した焦点径Ｄ（μｍ）を有するＸ線管が用いられている。この焦点径Ｄは３０〜２００（μｍ）、さらには５０〜１２０（μｍ）であることが好ましい。
【００２９】
撮影対象の被写体Ｗは小児等である。小児等は保育器１１に収容された状態で撮影を行い、小児等の高さ位置に合わせてＸ線源２及び保持器５の高さ位置を調整する。保育器１１は図２に示すようにベット状の支持台上に保育用ケースが設けられたものである。
【００３０】
画像検出器６は、カセッテと呼ばれる筐体内に蛍光体プレート７を収容してなるものである。蛍光体プレート７は、Ｘ線エネルギーを吸収、蓄積するＸ線検出器である。画像検出器６は、Ｘ線源２から照射され、被写体Ｗを介して到達したＸ線を蛍光体プレート７により検出する。その後、画像検出器６を読取装置１０ｄに装填し、画像可視化を行う。読取装置１０ｄは蛍光体プレート７にレーザ光等の励起光を照射し、蛍光体プレート７から出射される輝尽光を画像信号に光電変換することにより、その画像信号を生成するものである。
【００３１】
なお、本実施形態ではカセッテに蛍光体プレート７を収容した画像検出器６の例を説明するが、画像検出器６としては他にＦＰＤ（Flat Panel Detector）等を適用することも
できる。
ＦＰＤは、入射したＸ線量に応じて電気信号を生成する変換素子がマトリクス状に配列されたプレートであり、ＦＰＤ内で直接電気信号を生成する点で上記蛍光体プレート７と異なる。ＦＰＤを適用した場合、ＦＰＤ内で生成された電気信号がＡ／Ｄ変換され、得られたデジタル画像データが本体部４に出力されることとなる。
【００３２】
次に、撮影部３により行われる位相コントラスト撮影について説明する。
位相コントラスト撮影は、通常の拡大撮影とは異なり、エッジ強調作用が得られるように撮影距離やＸ線の照射条件等の撮影条件を調整したものである。
図３は、位相コントラスト撮影の概略を説明する図である。
一般撮影の場合、被写体Ｗを透過したＸ線を画像検出器６ですぐに受けるように被写体Ｗに隣接させて画像検出器６を設置する。よって、一般撮影により得られるＸ線画像は、ライフサイズ（被写体Ｗと同一サイズであることをいう）とほぼ等サイズとなる。
【００３３】
一方、位相コントラスト撮影では、図３に示すように被写体Ｗと画像検出器６の間に距離を設ける。つまり、被写体Ｗと画像検出器６の間を離間せしめる。この場合、Ｘ線源２からコーンビーム状に照射されたＸ線は被写体Ｗを透過した後、なおコーンビーム状に画像検出器６に到達するため、得られるＸ線画像はライフサイズに比して拡大されたサイズとなる。
【００３４】
このときの拡大率Ｍは、Ｘ線源２から被写体Ｗまでの距離をＲ１、被写体Ｗから画像検出器６までの距離をＲ２、Ｘ線源２から画像検出器６までの距離をＲ３（Ｒ３＝Ｒ１＋Ｒ２）とすると、下記式（１）により求めることができる。
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１）
拡大率Ｍは、距離Ｒ１、Ｒ２の比率を変えることにより調整が可能である。
【００３５】
撮影装置１０ｂでは、特開２００１−９１４７９号公報等に開示されているように、Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３及び焦点径Ｄの設定を所定の範囲とせしめることで、被写体Ｗ辺縁のエッジ強調効果が得られる位相コントラスト撮影を行う。
特開２００１−９１４７９号公報に記載の撮影条件は、Ｘ線源２の焦点径ＤをＤ≧３０とし、距離Ｒ１をＲ１≧（Ｄ−７）／２００、好ましくは０．３〜１．０（ｍ）とし、距離Ｒ２をＲ２≧０．１５、好ましくは０．３〜１．０（ｍ）とするものである。この条件により、撮影によって得られたＸ線画像においてエッジ強調効果を得ることが可能である。また、撮影室内の全長を考慮するとこの範囲内での撮影が好ましい。
【００３６】
エッジ強調効果について説明する。
上記の位相コントラスト撮影により得られたＸ線画像では、図３に示すように、被写体Ｗの辺縁を通過することにより屈折したＸ線が被写体Ｗを介さずに通過したＸ線と重なり合い、重なった部分のＸ線強度が強くなる現象が生じる。そのため、被写体Ｗの辺縁内側の部分においてＸ線強度が弱くなる現象が生じる。これにより、被写体Ｗの辺縁を境にしてＸ線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ効果、位相コントラスト効果ともいう）が働き、辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高いＸ線画像が得られることとなる。
【００３７】
Ｘ線源２が点線源であるとみなした場合、辺縁部分におけるＸ線強度は図４の実線で示すようなものとなる。図４に示すＥはエッジ強調の半値幅を示し、下記式（２）により求めることができる。半値幅Ｅはエッジの山−谷間の距離を示す。
【数１】
2008073515.tif 000003
【００３８】
しかし、医療現場や非破壊検査施設では、Ｘ線源２としてクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管ともいう）が広く使用されており、このクーリッジＸ線管では焦点径が有る程度大きくなるため、理想的な点線源とみなすことができない。この場合、図５に示すようにエッジ強調の半値幅Ｅが広がり、かつ強度が低下する幾何学的不鋭の現象が生じ、図４の点線で示すようなＸ線強度となる。この幾何学的不鋭はボケと呼ばれる。
【００３９】
ボケが生じた場合のエッジ強調の半値幅をＥＢとすると、ＥＢは下記式（３）から求めることができる。
【数２】
2008073515.tif 000004
式中、δ及びｒの定義は式（２）と同じである。
また、ＥＢはボケが無い場合のエッジ強調半値幅Ｅにボケの大きさを示すＢを加え、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで示される。
上述のように、Ｘ線源の焦点径Ｄは小さければ小さいほど、ボケが減少し、得られるエッジ効果が大きくなる。
【００４０】
小児等を撮影対象とする場合には、撮影装置１０ｂでは小児用の撮影条件により撮影を行う。小児用の撮影条件とは、位相コントラスト撮影を行うにあたり、Ｘ線源２の焦点径Ｄを３０〜２００（μｍ）、好ましくは５０〜１２０（μｍ）とし、拡大率Ｍを１．２≦Ｍ≦５、好ましくは１．５≦Ｍ≦３とし、距離Ｒ１をＲ１≧（Ｄ−７）／２００、好ましくは０．３〜１．０（ｍ）、距離Ｒ２をＲ２≧０．１５、好ましくは０．３〜１．０（ｍ）とすることである。小児等は被写体サイズが小さいため、拡大率Ｍは成人より大きくすることが可能である。また、Ｘ線源２がＷ（タングステン）管を用いている場合、管電圧は２０〜５０（ｋＶｐ）と低電圧とし、照射するＸ線エネルギーを１５〜３０（ｋｅＶ）とすることが好ましい。小児の軟骨は成人と異なり、軟部組織（筋肉や脂肪等）に近い性質を持っている。よって、前述したエネルギー範囲とすることで、軟骨と軟骨周辺の軟部組織とのコントラスト（信号値差）の増加を図ることができる。
【００４１】
なお、図６に示すように、撮影装置１０ｂの撮影部３にはＸ線源２のみを搭載し、保育器１１において被写体Ｗの下部に画像検出器６を保持する保持部を設けて撮影を行うこととしてもよい。この場合、被写体Ｗと画像検出器６との距離Ｒ２が固定されるので、拡大率ＭはＸ線源２と被写体Ｗとの距離Ｒ１により調整する。また、撮影装置１０ｂを移動式のものとしてもよい。
【００４２】
次に、画像処理装置３０について説明する。
画像処理装置３０は、図７に示すように制御部３１、操作部３２、表示部３３、通信部３４、記憶部３５、画像メモリ３６、画像処理部３７を備えて構成されている。
【００４３】
制御部３１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＡＭ（Random Access Memory
）等からなり、記憶部３５に記憶された各種制御プログラムをＣＰＵにより読み出してＲＡＭに展開し、これらプログラムに従って各種演算や各部の集中制御を行う。
【００４４】
操作部３２は、マウスやキーボード等を備えてこれらの操作に応じた操作信号を生成し、制御部３１に出力する。
表示部３３は、ディスプレイを備えて制御部３１の制御に従って各種表示画面を表示する。
【００４５】
通信部３４は、ネットワークインターフェイスカード等の通信用インターフェイスを備え、ネットワークＮ上の外部装置と通信を行う。
記憶部３５は、制御部３１において実行される各種プログラムや画像処理部３７において実行される画像処理プログラム、その実行に必要なパラメータやデータ等を記憶している。
画像メモリ３６は、画像処理対象のＸ線画像や処理後の処理画像を保存するためのメモリである。
【００４６】
画像処理部３７は、画像処理プログラムに従って各種画像処理を実行する。画像処理としては、前処理として照射野認識処理、関心領域の設定を行った後、階調変換処理、階調反転処理、ノイズ低減処理等の各種画像処理を施すことが可能である。
画像処理部３７は、小児用、一般撮影用と、撮影用途に合わせて画像処理条件を予め定めており、制御部３１により指定された画像処理条件によって画像処理を行う。
【００４７】
画像処理条件としては、施す画像処理の種類、順番、各画像処理における処理パラメータ等が定められている。
小児用の画像処理条件は、階調変換処理後にノイズ低減処理を行うことである。或いは、ノイズ低減処理後に階調反転処理を行うこととしてもよい。各画像処理で採用される小児用の処理パラメータについては、各画像処理の説明とともに以下に説明する。
【００４８】
〈階調変換処理〉
階調変換処理は、画像出力時の濃度、コントラストを調整するための処理である。医師がＸ線画像の読影により人体構造の疾病の有無を診断する場合、Ｘ線画像上における構造物の濃度やコントラスト（階調性）に基づき疾病の有無を判断する。よって、読影に適した濃度、コントラストに調整することにより、医師の疾病の検出作業を支援することができる。
【００４９】
階調変換処理は、（１）正規化処理、（２）基本ＬＵＴ（ルックアップテーブル）を用いての変換処理の２段階で行い、最終的に所望の信号値範囲、階調特性となるように階調変換を行うものである。従来、撮影にはスクリーン／フィルム方式が採用されていた背景から、画像検出器を用いたデジタル処理方式が採用された現在でも、医師の読影能（診断性能）を維持するため、スクリーン／フィルム方式で培われた階調特性（コントラスト）を目標として入力信号（読取信号）の変換処理が行われている。
【００５０】
スクリーン／フィルム方式で得られる階調特性は、図８に示すようにＳ字状の曲線ＣＶとなる。階調変換処理では、この階調特性を示すＬＵＴを基本ＬＵＴとして準備しておき、正規化処理により対象画像について個々の信号調整を行った後、この基本ＬＵＴを用いて信号値の変換を行う。
【００５１】
図９に、画像検出器（蛍光体プレートの場合）により検出されるＸ線量とそのＸ線量に応じて最終的に出力されるＸ線画像の信号値との関係を示す。
図９の座標系において、第１象限は読取特性を示しており、画像検出器への到達Ｘ線量と、読取信号値（アナログ信号値）との関係を示している。また、第２象限は正規化特性を示しており、その読取信号値と、正規化処理が施された後の正規化信号値（デジタル信号値）の関係を示している。第３象限は階調変換特性を示すものであり、正規化信号値と、基本ＬＵＴにより変換された出力濃度値（デジタル濃度信号値）との関係を示している。なお、ここでは出力濃度値を０〜４０９５の１２ビット分解能としている。
【００５２】
第２象限において、正規化特性を示す直線はその傾きを変化させることにより出力値の範囲（ＳＨ−ＳＬ間の大きさ）を調整することができるとともに画像全体のコントラストを変化させることができる。この傾きをＧ値とする。また、階調変換特性を示す直線の切片を変化させることにより、出力値の範囲全体の高低（ＳＨ−ＳＬの移動）を調整し、これにより画像全体の濃度を変化させることができる。この切片をＳ値とする。
【００５３】
例えば、図９に示す直線ｈ２と直線ｈ３で正規化を行った場合を比較すると、Ｇ値を大きくすることで、被写体Ｗに対応する正規化信号値が基本ＬＵＴの直線領域に対応することとなり、コントラストが向上することとなる。
すなわち、階調変換特性を示す直線の傾きＧ値、切片Ｓ値を階調変換パラメータとしてこれを制御することにより、出力画像の濃度範囲、コントラストを調整することができる。
【００５４】
Ｇ値は、図８に示すスクリーン／フィルム方式における階調特性曲線ＣＶの傾きを求める下記式（４）により決定される。
Ｇ＝（Ｊ２−Ｊ１）／（ｌｏｇＥ２−ｌｏｇＥ１）…（４）
ここで、
Ｊ１＝０．２５＋Ｆｏｇ、Ｊ２＝２．０＋Ｆｏｇ、Ｆｏｇ＝０．２であり、
Ｅ１、Ｅ２はそれぞれＪ２、Ｊ１に対応する入射Ｘ線量である。
胸部や乳房等の人体各部位を観察対象とする場合、Ｇ値は一般に、２．５〜５．０程度のものが用いられることが多い。
【００５５】
また、Ｓ値は下記式（５）により求められる。
Ｓ＝ＱＲ×Ｋ１／Ｋ２…（５）
ここで、
ＱＲは量子化領域値であり、
Ｋ１は信号値１５３５（ＱＲ＝２００、出力濃度１．２）となる到達Ｘ線量、Ｋ２は階調変換後の画像で出力濃度１．２となった画素の実際の到達Ｘ線量である。
Ｋ１の値は、撮影前の量子化領域ＱＲ値の設定で一意に決まるものである。
【００５６】
〈階調反転処理〉
階調反転処理は、階調レベルに対応する濃度を反転させる処理である。例えば、最小階調０（表示濃度：黒）〜最大階調４０９５（表示濃度：白）である場合、これを反転させて最小階調０のとき表示濃度：白、最大階調４０９５のとき表示濃度：黒に割り付ける。
【００５７】
〈ノイズ低減処理〉
ノイズ低減処理は、Ｘ線画像の画像信号に含まれるノイズ成分の低減を図る処理である。ここでは、ノイズが目立ちやすい低濃度部ではノイズの低減の程度を大きくし、ノイズが目立ちにくい高濃度部ではノイズの抑制の程度を小さくする例を説明する。
【００５８】
ノイズ低減処理では、多重解像度分解処理、エッジ・ノイズ情報取得処理、平滑化処理、エッジ強調・ノイズ抑制処理、復元処理の各処理を順次実行する。
まず、図１０を参照して多重解像度分解処理、エッジ・ノイズ情報取得処理、平滑化処理、エッジ強調・ノイズ抑制処理について説明する。図１０は各処理と画像信号との関係を示す図である。
【００５９】
《多重解像度分解処理》
多重解像度分解処理では、原画像信号Ｓｉｎを多重解像度変換することにより複数の空間周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋ′（ｋ＝１〜Ｌ（Ｌは１以上の整数、以下同じ））を得る。
多重解像度変換にはローパスフィルタを用いる。ローパスフィルタにより原画像信号Ｓｉｎにフィルタ処理１２１を施し、その処理後の原画像信号Ｓｉｎを１画素づつサンプリング（ダウンサンプリング）することによって、非鮮鋭画像信号ｇ１を生成する。この非鮮鋭画像信号ｇ１は原画像の１／４の大きさになっている。
【００６０】
次いで、補間処理１２２によって非鮮鋭画像信号ｇ１のサンプリング間隔毎に「０」の値の画素を補完する。この補間は、非鮮鋭画像信号ｇ１を構成する画素の列毎及び行毎に「０」の値の画素列及び画素行を挿入することにより行う。なお、このように補間された非鮮鋭画像信号は、１画素おきに「０」の場合の画素が挿入されているため、信号値の変化が滑らかではない状態になっている。そして、このような補間の後に、ローパスフィルタによって再度フィルタリングを施し、非鮮鋭画像信号ｇ１′を得る。この非鮮鋭画像信号ｇ１′は、前記した補間直後の非鮮鋭画像信号に比べると信号値の変化が滑らかな状態になっている。
【００６１】
この非鮮鋭画像ｇ１′は、画像を１／４にした後に１画素おきに０の補間とフィルタリングとをすることにより原画像信号と同じ大きさとなり、また原画像信号の空間周波数の半分より高い周波数が除かれた状態となっている。
【００６２】
さらに、１段階低い周波数帯域の非鮮鋭画像信号を得るため、非鮮鋭画像信号ｇ１をフィルタ処理１２１する。これにより、非鮮鋭画像信号ｇ１はさらに１画素おきにサンプリングされた１／４（もとの１／１６）の大きさの非鮮鋭画像信号ｇ２に変換される。そして、この非鮮鋭画像信号ｇ２に対し、補間処理１２２を施して非鮮鋭画像信号ｇ２′を生成する。
【００６３】
このような処理を順次繰り返すことで、周波数特性の異なる第１〜第ｎの各周波数帯域（解像度）の非鮮鋭画像信号ｇｋ、非鮮鋭画像信号ｇｋ′を得ることができる。
【００６４】
《エッジ・ノイズ情報取得処理》
エッジ・ノイズ情報取得処理は、多重解像度分解処理により取得された複数の周波数帯域のうち、何れかの周波数帯域の非鮮鋭画像信号に基づいて原画像信号Ｓｉｎにおけるエッジ情報及びノイズ情報を取得するものである。ここでは、第２周波数帯域の非鮮鋭画像信号に基づいて取得する例を説明するが、基準とする周波数帯域は、画素サイズ０．５〜１．０（ｍｍ）ピッチ程度の最高周波数帯域ではない周波数帯域が好ましい。例えば画素サイズ０．１７５ピッチの画像でダウンサンプリング率が１／２の場合、第３周波数帯域が最も好ましい。これは３０ｓｔｅｐ／１〜２ｍｍ程度のエッジ信号にガウシアンノイズを付加した疑似微小エッジ像に対して０．５〜１．０ｍｍピッチの解像度でノイズ・コントラスト比が最も高くなり、エッジが認識しやすい条件となるためである。
【００６５】
まず、エッジ情報の取得方法について説明する。
エッジ情報には、エッジ成分情報Ｅｖ及びエッジ方向情報Ｅｄが含まれる。先に、エッジ成分情報Ｅｖの取得方法について説明する。
図１０に示すように、まず差分処理１２６によって非鮮鋭画像信号ｇ１と非鮮鋭画像信号ｇ２′の差分画像信号Ｍ２を求める。この差分画像信号Ｍ２から比較処理１２７によってエッジ成分情報Ｅｖを取得する。
比較処理１２７では、差分画像信号Ｍ２に注目画素を設定する。当該注目画素の信号値と閾値Ｂｈ、Ｂｌとを比較し、信号値が閾値Ｂｈ以上である場合には当該注目画素は正のエッジ成分を構成すると判別し、信号値が閾値Ｂｌ以下である場合には当該注目画素は負のエッジ成分を構成すると判別する。注目画素は閾値Ｂｈ、Ｂｌはそれぞれ正のエッジ成分、負のエッジ成分を判別するために予め準備された閾値である。
【００６６】
一方、信号値が閾値Ｂｈを下回るが閾値Ｂｌを上回る場合、注目画素の隣接画素を参照し、当該隣接画素が正又は負のエッジ成分であるかを判別する。隣接画素が正又は負のエッジ成分を有する場合、注目画素はエッジ変局点であると判別する。エッジ変局点とは、エッジ成分の正負の変わり目となる信号値０付近の点であり、エッジの基準となる点である。
また、隣接画素が正又は負のエッジ成分を有していない場合、注目画素は非エッジ成分であると判別する。
【００６７】
注目画素の成分を判別すると、その判別結果（正のエッジ成分、負のエッジ成分、エッジ変局点、非エッジ成分の何れか）をエッジ成分情報Ｅｖとして画素位置の情報に対応付けて記憶部３５に記憶する。
以上の処理を全ての画素について繰り返して実行する。
【００６８】
図１１（ａ）は、差分画像信号Ｍ２のある一列分の画像信号を模式的に示す図である。図１１（ｂ）は、図１１（ａ）の差分画像信号Ｍ２について得られたエッジ成分情報Ｅｖに基づき、差分画像信号Ｍ２のエッジ成分（正のエッジ成分、負のエッジ成分、エッジ変局点、非エッジ成分）を分類した模式図を示すものである。
【００６９】
次に、エッジ方向情報Ｅｄの取得方法について説明する。
エッジ方向情報Ｅｄは、非鮮鋭画像信号ｇ２′をSobelフィルタ、Prewittフィルタ等でフィルタ処理１２８することにより取得する。
【００７０】
次に、ノイズ情報Ｎｓの取得方法について説明する。
非鮮鋭画像信号ｇｎ−１′と非鮮鋭画像信号ｇｎ′との差分画像信号をＭｎ（第１周波数帯域の場合、原画像信号Ｓｉｎと非鮮鋭画像信号ｇ１′との差分画像信号）とすると、ノイズ情報Ｎｓは、例えば各周波数帯域における差分画像信号Ｍｎでの局所的な分散値、エントロピー値情報及びその画素位置情報から取得することができる。
画像のエントロピー値Ｓｅは、ある画素が画素値ｚを取る確率Ｐ（ｚ）とその画像の階調数Ｚを用いて下記の式（６）により求めることができる（Wiley-Interscience社刊「Digital Image Processing 3rd Edition」参照）。
【数３】
2008073515.tif 000005
【００７１】
中間周波数帯域（第２〜第ｎの周波数帯域）でエントロピー値が所定の値より低く、最高周波数帯域（第１周波数帯域）でエントロピーが大きい場合、その画素位置ではノイズ成分が支配的であり、その画素位置の画素をノイズ成分とすることができる。よって、ノイズ情報Ｎｓとして当該画素がノイズ成分であることを示す情報を当該画素位置の情報に対応付けて記憶部３５に記憶する。
【００７２】
得られたエッジ情報Ｅｖ、Ｅｄ、ノイズ情報Ｎｓは処理１２３１、１２３２において利用する。処理１２３１、１２３２ではエッジ情報Ｅｖ、Ｅｄ及び／又はノイズ情報Ｎｓに基づき、原画像信号Ｓｉｎ及び各周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋ（ｋ＝１〜（Ｌ−１））に平滑化処理、濃度依存補正処理を施す。平滑化処理はエッジ平滑化処理、ノイズ平滑化処理に分けて施す。すなわち、処理１２３１はエッジ平滑化処理の後、濃度依存補正処理を施し、処理１２３２はノイズ平滑化処理の後、濃度依存補正処理を施す。処理１２３１からは処理済み信号Ｇ０１、処理１２３２からは処理済み信号Ｇ０２が出力される。
【００７３】
《平滑化処理》
平滑化に用いるフィルタは、多重解像度分解処理で用いるローパスフィルタか、それに近い周波数応答のローパスフィルタであることが望ましい。図１２（ａ）、図１２（ｂ）にそのフィルタ例を示す。図１２（ａ）に示すフィルタ例は、多重解像度分解のダウンサンプリングを、バイノミアルフィルタリング（binomial filtering）を８回行うラプラシアンピラミッド法により行う場合に用いる２次元平滑化フィルタの例である。この平滑化フィルタには平滑化フィルタ係数（５タップ）が２次元的に設定されている。タップ数が５タップである場合、フィルタ係数Ｆ（ｘ）は以下の式（７）、（８）で示す関数で表される。
【数４】
2008073515.tif 000006
【００７４】
一方、図１２（ｂ）に示すフィルタ例は、多重解像度分解のダウンサンプリングを、バイノミアルフィルタリングを８回行うラプラシアンピラミッド法により行う場合に用いる１次元平滑化フィルタの例である。
【００７５】
まず、エッジ平滑化処理について説明する。
エッジ平滑化処理においては、記憶部３５から各画素のエッジ成分情報Ｅｖを取得し、このエッジ成分情報Ｅｖに基づいて原画像信号Ｓｉｎ及び各周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋ（ｋ＝１〜（Ｌ−１））のそれぞれについてエッジ成分の画素を判別する。そして、原画像信号Ｓｉｎ及び各周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋにつき、エッジ成分の画素を対象として平滑化フィルタ（例えば、図１２（ｂ）参照）によりエッジ勾配方向のみに一次元的な平滑化処理を施す。これにより、主にノイズ成分と１段階低い周波数帯域の周波数成分からなる画像信号が得られる。すなわち、エッジ平滑化処理は、エッジ成分の信号強度を低減させてノイズ成分を強調した画像信号を得るものである。
【００７６】
次に、ノイズ平滑化処理について説明する。
ノイズ平滑化処理においては、記憶部３５から取得した各画素のエッジ成分情報Ｅｖに基づいて原画像信号Ｓｉｎ及び各周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋ（ｋ＝１〜（Ｌ−１））のそれぞれについて非エッジ成分、エッジ成分の画素を判別する。そして、原画像信号Ｓｉｎ及び各周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋの各画像につき、非エッジ成分の画素を対象として平滑化フィルタ（例えば、図１２（ａ）参照）により二次元的な平滑化処理を行う。また、エッジ成分の画素については平滑化フィルタ（例えば、図１２（ｂ）参照）によりエッジ勾配方向以外の方向又はエッジ勾配方向と垂直な方向のみ一次元的な平滑化処理を施す。これにより、主にエッジ成分と１段階低い周波数帯域の周波数成分からなる画像信号のみが得られる。
【００７７】
《濃度依存補正処理》
濃度依存補正処理とは、後段におけるノイズ抑制処理１２４１、エッジ強調処理１２４２において発生するアーチファクト、ノイズの発生を抑制するため、予め平滑化処理後の画像信号について補正を行っておくものである。補正は画像信号の濃度（画像信号値）によりその補正の程度が制御される。具体的には、図１３に示す補正関数Ｒにより補正成分値を取得し、平滑化処理後に得られる画像信号値からこの補正成分値を減算する処理である。
補正関数Ｒは、画像信号値及びコントラストから補正成分値を求めるものである。コントラストとは、濃度依存補正処理前の隣り合う周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇｋ同士の差分画像信号（原画像信号Ｓｉｎについては最高周波数帯域の非鮮鋭画像信号ｇ１との差分画像信号）の信号値である。なお、補正関数Ｒは、エッジ平滑化処理の処理信号用、ノイズ平滑化処理の処理信号用と、エッジ平滑化処理、ノイズ平滑化処理に対応してそれぞれ準備されるとともにそれぞれ周波数帯域毎に定義されている。
【００７８】
このような補正を施すのは、ノイズ抑制処理１２４１、エッジ強調処理１２４２では、処理の程度を大きくするとアーチファクトの発生やノイズの増幅により逆に画質が損なわれてしまうことがあるためである。エッジ強調処理１２４２では、アーチファクトの発生による部分的な画質の劣化が問題となり、ノイズ抑制処理１２４１ではノイズ成分の増幅が問題となる。このようなアーチファクトやノイズは特に低濃度部で目立ちやすい。よって、低濃度部ではエッジ強調、ノイズ抑制の処理の程度が小さくなるように濃度依存補正処理を行っておくことが必要である。
【００７９】
差分画像信号は、エッジ平滑化処理を施したものであれば主にノイズ成分からなる画像信号であり、ノイズ平滑化処理を施したものであれば主にエッジ成分からなる画像信号である。図１３に示すように、補正関数Ｒを低濃度でかつ差分画像信号の値が０に近くなるにつれて補正成分値を大きくなるように設計することにより、低濃度部では原画像信号Ｓｉｎに加算される信号成分が小さくなるように、すなわちエッジ強調・ノイズ抑制の程度が小さくなるように制御することができる。
【００８０】
図１４は、補正関数Ｒのコントラストに対する応答を表した図である。図１４に示すように、補正関数Ｒは何れの周波数帯域においても低コントラスト部より高コントラスト部で補正の程度が大きくなることが分かる。
一方、図１５は補正関数Ｒの濃度に対する応答を表した図である。
図１５（ａ）はノイズ平滑化処理に対応する補正関数Ｒの濃度に対する応答を示す図である。図１５（ａ）に示すように、高濃度部より低濃度部で補正の程度が大きくなっており、高濃度部に対するエッジ強調処理の程度が大きくなることが分かる。
一方、図１５（ｂ）はエッジ平滑化処理に対応する補正関数Ｒの濃度に対する応答を示す図である。図１５（ｂ）に示すように、低濃度部より高濃度部で補正の程度が大きくなっており、低濃度部でノイズ抑制処理の程度が大きくなることが分かる。
このように、濃度依存補正処理により、ノイズが目立ちやすい低濃度部ではノイズ抑制処理の程度を大きくするとともに、エッジ強調処理の程度を小さくするよう制御することにより、ノイズを低減させることができる。一方、ノイズが目立ちにくい高濃度部ではノイズ抑制処理の程度を小さくし、エッジ強調処理の程度を大きくするよう制御することにより、ノイズ抑制処理によるノイズ、アーチファクトの発生を低減させることができる。
【００８１】
《エッジ強調・ノイズ抑制処理》
ノイズ抑制処理１２４１では、処理１２３１により得られた処理済み信号Ｇ０１と非鮮鋭画像信号ｇ１′の減算を行う。減算は各画像信号の対応する画素間で実行する。そして、減算により得られた主にノイズ成分からなる差分画像信号にノイズ抑制係数βＮ１を乗算し、ノイズ成分が低減された差分画像信号Ｎ０を得る。ノイズ抑制係数は周波数帯域毎に準備され、βＮｋ（−１＜βＮｋ＜０）で表される。
【００８２】
同様に、エッジ強調処理１２４２では、処理１２３２により得られた処理済み信号Ｇ０２と非鮮鋭画像信号ｇ１′の減算を行う。そして、減算により得られた主にエッジ成分からなる差分画像信号にエッジ強調係数βＥ１を乗算し、エッジ成分が強調された差分画像信号Ｅ０を得る。エッジ強調係数は周波数帯域毎に準備され、βＥｋ（０＜βＥｋ＜１）で表される。
そして、加算処理１２５により差分画像信号Ｎ０、Ｅ０を加算し、差分画像信号Ｂ０を得る。
上記の処理を各周波数帯域で行うことにより、差分画像信号Ｂｋ−１（ｋ＝１〜Ｌ）を得る。得られた差分画像信号Ｂｋ−１は記憶部３５に記憶される。
【００８３】
図１６は、ノイズ抑制処理１２４１においてノイズ抑制係数βＮｋを乗算したときの処理応答と濃度との関係（実線で示す特性）と、エッジ強調処理１２４２においてエッジ強調係数βＥｋを乗算したときの処理応答と濃度との関係（点線で示す特性）を示す図である。図１６に示すように、濃度依存補正処理をノイズ成分の信号（エッジ平滑化処理後の信号）、エッジ成分の信号（ノイズ平滑化処理後の信号）に個別に施した結果、低濃度部ではノイズ抑制処理の程度が大きくなり、エッジ強調処理の程度が小さくなっている。これにより低濃度部でノイズを目立ちにくくすることができる。また、ノイズの目立ちにくい高濃度部では、ノイズ抑制処理の程度が小さくなり、エッジ強調処理の程度が大きくなる。これにより、高濃度部ではノイズ抑制処理の程度を小さくしてノイズ抑制処理により生じるアーチファクトを低減しつつ、エッジをより強調することが可能となる。
【００８４】
《復元処理》
復元処理は、図１７に示すように差分画像信号ｂｋ−１を原画像信号Ｓｉｎに加算して逆変換する処理である。なお、本実施形態では、ラプラシアンピラミッド法により複数の細部画像から逆変換（復元）するものとする。このラプラシアンピラミッド法によれば迅速な処理が可能となるが、他の手法を用いることも可能である。
【００８５】
まず、最低周波数帯域の差分画像信号ｂＬ−１に補間処理を施して各画素の間を補間し、４倍の大きさの画像信号ｂＬ−１′とする。次に、補間された画像信号ｂＬ−１′と、１段階周波数帯域の高い非鮮鋭画像信号ｂＬ−２とを対応する画素同士で加算し、加算画像信号（ｂＬ−１′＋ｂＬ−２）を得る。
次いで、この加算画像信号（ｂＬ−１′＋ｂＬ−２）に補間処理を施し、各画素の間を補間してさらに４倍の大きさの画像ｂＬ−２′を得る。次に、補間された画像ｂＬ−２′と、１段階周波数帯域の高い非鮮鋭画像信号ｂＬ−３とを対応する画素どうして加算して、加算画像信号（ｂＬ−２′＋ｂＬ−３）を得る。
【００８６】
以上の処理をより周波数が高い差分画像信号ｂｋとの間で繰り返す。そして、最終的に画像信号ｂ１′と最高解像度の差分画像信号ｂ０とを加算したものを原画像信号Ｓｉｎに加算することにより、処理済み画像信号Ｓｏｕｔを得る。
【００８７】
小児用の画像処理条件は、以下の通りである。
小児用の階調変換処理を行う際には、Ｇ値を一般撮影用のＧ値より大きい値とし、ノイズ低減処理においてノイズ抑制処理のノイズ抑制係数βＮｋを一般撮影のものより大きい値に設定し、ノイズ抑制の程度を大きくする。或いは、Ｇ値を一般撮影用のＧ値より小さい値とし、ノイズ抑制処理においてエッジ強調処理のエッジ強調係数βＥｋを一般撮影のものより大きい値に設定し、エッジ強調の程度を大きくする。
【００８８】
一般的には、小児用股関節画像の階調変換処理時のＧ値は２．０〜２．２程度で与えられることが多い。また、ノイズ抑制、エッジ強調に係る係数βＮｋ、βＥｋは画像自体のＸ線量、診断目的により異なるが、βＮｋが０．２〜０．６程度、βＥｋが０〜０．４程度である。
例えば、エッジ成分ＳＥ＝１００、ノイズ成分ＳＮ＝１００のＸ線画像に対して、Ｇ値２．０、βＮｋ＝０．４、βＥｋ＝０．２の画像処理条件で画像処理を行った場合、画像処理後の関心領域内のエッジ成分ＳＥ、ノイズ成分ＳＮはそれぞれ、ＳＥ＝２４０、ＳＮ＝１２０となり、その比ＳＥ／ＳＮはＳＥ／ＳＮ＝２４０／１２０＝２．０となる。
【００８９】
ＳＮを一定に保ち、ＳＥを向上させるには、例えばＧ値を３．０、βＮｋ＝０．６、βＥｋ＝０．２とすればよい。すなわち、Ｇ値を増加させるとともにβＮｋを増加させる。
一方、ＳＥを一定に保ち、ＳＮを向上させるには、例えばＧ値を１．５、βＮｋ＝０．４、βＥｋ＝０．６とすればよい。すなわち、Ｇ値を減少させるとともにβＥｋを増加させる。
【００９０】
小児等を撮影対象とする場合、位相コントラスト撮影が行われる。位相コントラスト撮影により得られたＸ線画像の場合、位相コントラスト効果により人体組織等の辺縁はもともとエッジ強調された画質となっている。よって、ノイズ低減処理ではエッジ成分とノイズ成分を精度良く抽出することができるとともに、ノイズ低減処理において上記のエッジ強調処理１２４２を経ることにより、辺縁部分のエッジはより強調されることとなる。また、低エネルギーのＸ線を用いて短時間での撮影となるため、一般撮影と比べて信号値は低くなりノイズが出やすい。しかし、ノイズ低減処理においてノイズ抑制処理１２４１を経ることにより、低信号値（低濃度部）におけるノイズをできるだけ低減させることができ、上記エッジ強調との相乗作用により、より鮮明な画質を得ることが可能となる。
【００９１】
次に、Ｘ線画像システム１の動作について説明する。
図１８は、Ｘ線画像システム１における撮影からＸ線画像の出力までの流れを示すフローチャートである。
小児を対象とした撮影を行う場合、制御サーバ２０は小児用の撮影条件で撮影が可能な撮影装置１０ｂに撮影オーダ情報を送信する（ステップＳ１１）。
撮影装置１０ｂでは、撮影オーダ情報に従って、小児用の撮影条件により位相コントラスト撮影を行う（ステップＳ１２）。すなわち、Ｘ線源２から照射するＸ線の焦点径Ｄを３０〜２００（μｍ）、管電圧を５０ｋＶｐ以下とし、拡大率Ｍを１．２≦Ｍ≦５、Ｒ１≧（Ｄ−７）／２００、距離Ｒ２をＲ２≧０．１５の範囲内とする。また、撮影時間は０．０２ｓ以内である。
【００９２】
撮影済みの画像検出器６は撮影者によって読取装置１０ｄに装填される。読取装置１０ｄは読取処理を実行し、Ｘ線画像のデータを生成する。そして、生成したＸ線画像のデータのヘッダに画像処理条件等を書き込み、画像生成に関する付帯情報とする。その後、制御サーバ２０の制御に従って、Ｘ線画像のデータは読取装置１０ｄから画像処理装置３０に送信される。なお、制御サーバ２０ではＸ線画像の識別を以下のように行う。まず、予め撮影に用いる画像検出器６に付されている識別番号を撮影者に入力させ、制御サーバ２０がその識別番号を撮影オーダ情報に対応付けて記憶しておく。そして、読取装置１０ｄにおいて画像検出器６からＸ線画像を読み出す際に画像検出器６の識別番号も読み出し、この識別番号の情報をＸ線画像に付帯させる。制御サーバ２０ではＸ線画像に付帯された識別番号を参照することにより、当該識別番号を元にそのＸ線画像の撮影オーダ情報を判別し、Ｘ線画像を識別することができる。
【００９３】
画像処理装置３０では、制御サーバ２０の制御に従って、小児用の画像処理条件によりＸ線画像のデータに画像処理を施す。画像処理は、階調変換処理の後にノイズ低減処理、或いはノイズ低減処理の後に階調反転処理の順で施す（ステップＳ１３）。階調変換処理ではＧ値を上げ、ノイズ低減処理ではノイズ抑制の程度を大きくする。或いはＧ値を下げ、ノイズ低減処理においてノイズ抑制を行うことともに、強調の程度の大きいエッジ強調を行う。
各画像処理が終了すると、画像処理装置３０はＸ線画像データのヘッダに画像処理条件を書き込み、画像処理に関する付帯情報とする。その後、制御サーバ２０の制御によりＸ線画像のデータは画像サーバ４０に送信される。画像サーバ４０では、Ｘ線画像データの保存処理を行う（ステップＳ１４）。
【００９４】
制御サーバ２０は、画像サーバ４０に保存されたＸ線画像のデータについて読影装置５０ｂ、５０ｃから送信要求を受け付け、送信要求されたＸ線画像のデータを読影装置５０ａ、５０ｂに転送するよう指示する制御情報を画像サーバ４０に送信する。画像サーバ４０では、この制御情報に従って指定されたＸ線画像のデータを読影装置５０ａ、５０ｂに送信する。
【００９５】
読影装置５０ｂ、５０ｃでは、Ｘ線画像データの表示出力を行う。医師によりフィルムへの出力の指示操作がなされた場合には、Ｘ線画像データをフィルム出力装置５０ａに送信する。フィルム出力装置５０ａでは受信されたＸ線画像データのフィルム出力を行う（ステップＳ１５）。
【実施例】
【００９６】
Ｘ線画像システムにおいて下記の実験条件により撮影（比較例１、２、実施例１−３）を行い、得られたＸ線画像をフィルムに出力した出力画像について視覚評価を行った。
〈実験条件〉
被写体：小児を模した模擬ファントム（京都科学社製）の股関節部分を撮影した。
撮影装置：撮影装置はコニカミノルタ社で試作したものを用いた。
Ｘ線源：比較例１、２では従来から使用されている医療用Ｗ陽極Ｘ線管（Varian社A-192）を用いた。焦点径Ｄは１２００（μｍ）である。一方、実施例１−３ではコニカミノルタ社で試作したＷ陽極Ｘ線管を用いた。焦点径Ｄは１００（μｍ）である。
画像検出器：蛍光体プレートは同社製のRegiusプレートを用いた。
読取装置：同社製のRegius model 190を用いた。読取ピッチは８７．５μｍである。
出力装置：同社製のDRYPRO model 793
【００９７】
〈撮影条件〉
Ｘ線エネルギー：管電圧を制御してＸ線エネルギーを表１のように調節した。
管電流：１００ｍＡ
撮影時間：０．００５〜０．０２（ｓ）の範囲で可変させた。
撮影距離：比較例１では拡大率Ｍ＝１とし、撮影距離Ｒ１を０．５ｍ、Ｒ２を０ｍとした。実施例１〜５及び比較例２では拡大率Ｍ＝２とし、撮影距離Ｒ１、Ｒ２をそれぞれ０．５ｍとした。
〈画像処理条件〉
比較例１、２及び実施例１−３：画像処理は無処理
実施例４、５：Ｇ値１．５の階調変換処理、βＮｋ＝０．４、βＥｋ＝０．６のノイズ低減処理を施した。
【００９８】
〈評価基準〉
フィルム上に出力形成されたＸ線画像の股関節部分の画質について評価した。画質評価は鮮鋭性と粒状性を総合的に評価する。
◎： 極めて明瞭に視認できる。
○：明瞭に視認できる。
△：視認できる。
×：視認できない。
上記の評価基準に従って、７人の画像評価者がフィルム上の画像を観察し、画質評価を行った。
【００９９】
〈評価結果〉
表１にその評価結果を示す。
【表１】
2008073515.tif 000007
なお、表１においてｍＡｓ値は管電流の値に撮影時間を乗算して求めた値で、Ｘ線量と比例する。すなわち、ｍＡｓ値が大きいほど、Ｘ線量は増加する。
【０１００】
表１では実施例１〜５によるＸ線画像が鮮鋭性、粒状性において良好な画質となっていることが分かる。
比較例１と実施例２を比較すると、同一Ｘ線量でありながら、実施例２の方が良い画質が得られている。これは位相コントラスト撮影法の効果である。
実施例１と実施例３を比較すると、実施例３では撮影時間を短くして、実施例１のＸ線量の約２５％までＸ線量を減少しているにも拘わらず実用上問題のない画質が得られている。よって、本発明により、Ｘ線量を減少させても、従来と同様の画質の実現が可能であることが明らかである。
実施例３と実施例４を比較すると同一Ｘ線量でありながら、実施例４では画質が向上している。これは実施例４で実施したノイズ低減処理の効果である。よって、Ｘ線量を減少させても、本発明によるノイズ低減処理を行うことにより画質を向上できる。
実施例２と比較例２を比較すると同一Ｘ線量でありながら比較例２では画質が低下している。これは比較例２ではＸ線エネルギーを本発明の範囲の上限（３０keV）より高くしたためで、位相コントラスト撮影法の効果を得るためには、Ｘ線エネルギーを３０KeV以下に調節することが必要である。
なお、本発明の範囲の下限（１５keV）より低くすると被写体の被曝量が増大するので好ましくない。
【０１０１】
実施例３、４では撮影時間が０．００５ｓと短時間で十分な画質が得られている。小児は撮影の間、静止させることが難しい。よって、このように短時間での撮影でも視認性の良いＸ線画像を得ることができるのであれば撮影作業の容易性、小児への被曝量の観点から非常に好ましい構成である。また、撮影の間に発生する小児の動きに伴うボケを抑制できるので、従来の長時間撮影する手法に比べて画像の鮮明性は良好な方向となる。さらに、実施例１〜３では比較例１、２に比して全体的に良好な画質となっている。焦点径１００μｍと小焦点径にすることにより、位相コントラスト効果におけるボケＢの広がりを抑え、エッジ強調効果を高めていることが要因の一つであると考えられる。
なお、実施例１〜５において拡大率Ｍを１．２から５の範囲で可変させた場合も上記と同様の評価結果が得られている。
【０１０２】
以上のように、本実施形態によれば、小児等を撮影対象とする場合、位相コントラスト撮影によってＸ線画像を得てこれにノイズ低減処理を施す。位相コントラスト撮影により得られるＸ線画像は被写体組織の辺縁等がエッジ強調されているため、ノイズ低減処理においてノイズ成分と区別してエッジ成分を抽出しやすく、エッジ強調及びノイズ抑制を精度良く行うことができる。すなわち、鮮明で高画質な処理画像を得ることができるため、小児用の撮影において撮影時のＸ線量を少線量としても読影に十分な画質のＸ線画像を得ることができる。また、画質を優先するのであれば、Ｘ線量は特に調整せずに撮影を行うことにより通常撮影時よりも鮮明で高画質なＸ線画像を得ることができる。
【０１０３】
また、ノイズ低減処理ではエッジ強調係数βＥｋ及びノイズ抑制係数βＮｋによりエッジ強調、ノイズ抑制の程度を別々に調整することが可能である。よって、自由度の高い処理が可能となる。さらに、濃度依存補正処理を施すことにより、エッジ強調、ノイズ抑制に伴うノイズやアーチファクトの発生を抑止することができる。
【０１０４】
また、ノイズ低減処理と併せて階調変換処理、階調反転処理を行うことにより、Ｘ線画像の画質を効果的に向上させることができる。例えば、階調変換処理におけるＧ値、ノイズ低減処理における係数βＥｋ、βＮｋを調整することにより、ノイズ成分、エッジ成分の調整を行うことが可能である。また、小児用の撮影では低Ｘ線量とするため、Ｘ線画像全体の信号値が小さくなり、ノイズと画像信号との見分けがつきにくいが、ノイズ低減処理の後、階調反転処理を行うことによりノイズの視認性をさらに低下させることができる。
【０１０５】
なお、上記実施形態は本発明を適用した好適な一例であり、これに限定されるものではない。
例えば、小児用の撮影時にはＸ線量を低減させるため、画像検出器の感度を向上させることとしてもよい。画像検出器に蛍光体プレートを用いる場合にはフォトマル感度を上げる、ＦＰＤを用いる場合にはアンプのゲインを上げること等が考えられる。
【０１０６】
また、画像検出器の蛍光体プレートとして、粒状性を重視した粒状性タイプと、鮮鋭性を重視した鮮鋭性タイプとを選択できることとしてもよい。粒状性タイプは、蛍光体プレートの厚みを大きく調整したものである。蛍光体層を厚くしたことで蓄積できるＸ線エネルギー量が大きくなるため、信号値が全体として高くなり、低ノイズのＸ線画像を得ることができる。一方、鮮鋭性タイプは蛍光体プレートの厚みを小さく調整したものである。蛍光体層を薄くしたことで蛍光体層における入射Ｘ線の反射を低減し、反射によるボケを低減させて鮮鋭性の高いＸ線画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【０１０７】
【図１】本実施形態におけるＸ線画像システムのシステム構成を示す図である。
【図２】Ｘ線撮影装置の一例を示す図である。
【図３】位相コントラスト撮影及び位相コントラスト効果について説明する図である。
【図４】位相コントラスト効果におけるエッジ強度とボケの関係を示す図である。
【図５】位相コントラスト効果においてボケが生じる場合について説明する図である。
【図６】Ｘ線撮影装置の他の例を示す図である。
【図７】画像処理装置の内部構成を示す図である。
【図８】階調変換処理において目標とする階調変換特性を示す図である。
【図９】階調変換処理時の信号値の変換の流れを示す図である。
【図１０】ノイズ低減処理の流れの一部を示す図である。
【図１１】（ａ）は差分画像信号のある一列分の画像信号を模式的に示す図である。（ｂ）は（ａ）の画像信号についてのエッジ成分、非エッジ成分の分類を示す図である。
【図１２】（ａ）は二次元の平滑化フィルタ係数の一例を示す図である。（ｂ）は一次元の平滑化フィルタ係数の一例を示す図である。
【図１３】濃度依存補正処理において用いられる補正関数の一例を示す図である。
【図１４】図１３の補正関数のコントラストに対する応答を示す図である。
【図１５】（ａ）はノイズ平滑化処理に対応する補正関数の濃度に対する応答を示す図である。（ｂ）はエッジ平滑化処理に対応する補正関数の濃度に対する応答を示す図である。
【図１６】エッジ強調処理の濃度に対する処理応答と、ノイズ抑制処理の濃度に対する処理応答を示す図である。
【図１７】ノイズ低減処理の流れの一部を示す図である。
【図１８】Ｘ線画像システムにおける全体的な動作の流れを説明する図である。
【符号の説明】
【０１０８】
１  Ｘ線画像システム
１０ｂ  撮影装置
２  Ｘ線源
３  撮影部
６  画像検出器
７  蛍光体プレート
Ｗ  被写体
１０ｄ  読取装置
２０  制御サーバ
３０  画像処理装置
３７  画像処理部
４０  画像サーバ
５０ａ  フィルム出力装置
５０ｂ、５０ｃ  読影装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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