JP2004297659A

JP2004297659A - Radiographic image reading device and method

Info

Publication number: JP2004297659A
Application number: JP2003089887A
Authority: JP
Inventors: Hisanori Tsuchino; 久憲土野
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2003-03-28
Filing date: 2003-03-28
Publication date: 2004-10-21

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an inexpensive radiographic image reading device which can obtain a radiographic image whose image quality is high and which has sharpness and an S/N ratio suitable for an individual image diagnosis. <P>SOLUTION: Scanning is performed to a predetermined area of an image conversion panel P a plurality of times, and image data for a single image are obtained by adding image data for a plurality of images obtained by the scanning of a plurality of times. Diameters or wavelengths of laser beams (excited light beams) L and L' are changed at least once of the scanning of a plurality of times. A light beam scanning means 1 has a plurality of light emitting portions 11 and 11' which emit the laser beams L and L' having different diameters and wavelengths. The determination and the change of the diameters and the wavelengths of the laser beams L and L' are performed by selecting the light emitting portions 11 and 11'. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線画像読取装置及び放射線画像読方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線画像読取装置は、放射線画像読取の際、画像変換パネルに担持された被検者の放射線画像情報を読み取る。画像変換パネルは、輝尽性蛍光体で形成された板状体もしくはシート状体であり、被検体である被検者の身体を透過した放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、中性子線、電子線、紫外線等）による照射を受けて励起されることにより、被検者の放射線画像を記憶する。放射線読取装置による画像読取は、この画像変換パネルを励起光のビーム等の励起光で走査した際、照射された放射線の量に比例して発光される光を光検知手段で検知することにより行なわれる。
【０００３】
画像変換パネルに記憶された放射線画像の情報を最大限に活用し、高い画質を有し、画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を得る手段として、例えば画像変換パネルの励起光のビームが入射するのと同じ側（表側）と励起光のビームが入射するのと反対の側（裏側）とに光検知手段を設置し、励起光のビームで画像変換パネルの表側を走査した際に発光する光を画像変換パネルの表側と裏側とでそれぞれ検知して得られた画像データを積算するという画像読取方法がある。
【０００４】
励起光のビーム走査で画像変換パネルに記憶された放射線画像情報を画像変換パネルの表側と裏側とで収集した場合、裏側で検知される光は励起光のビームが画像変換パネル内で拡散するのに伴なって、上記励起光のビームの断面よりも広い領域から発光されるために、画像変換パネルの裏側で得られる画像データはＳ／Ｎ比が高く、鮮鋭度が低いという特性がある。一方、表側で得られた画像データはＳ／Ｎ比が低い代わりに鮮鋭度が高いという特性がある。
【０００５】
この様にして得られた画像データを適切に重ね合わせることにより、画像診断の目的に適した鮮鋭度もしくはＳ／Ｎ比を放射線画像に付与する技術が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００６】
【特許文献１】
特開平７−１５９９１０号公報（第４−５頁図１）
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上述の様に、放射線画像読取装置において、画像変換パネルの表側と裏側とに光検知手段を設置する場合、光検知手段を２組備えることで放射線画像読取装置が高価になるという問題がある。また、光検知手段を画像変換パネルの表側と裏側とに備えることで、放射線画像読取装置の形状に制約が加えられるという問題もある。
【０００８】
具体的には、光検知手段を画像変換パネルの表側と裏側とに備えることで、放射線画像読取装置をコンパクトに形成することが困難となり、医療機関に設置することが困難となる。また、胸部Ｘ線撮影に用いられるような画像変換パネルと一体に形成された放射線画像読取装置には、上述の技術を適用することは構造上困難であった。
【０００９】
形状に制約されることなく放射線画像読取装置を作成するため、光ビーム走査手段及び光電変換手段を１組づつ備え、画像変換パネルの所定領域に対する走査ごとに例えば励起光の径を変更しながら、画像変換パネルの所定領域に対する走査を複数回行なう構成の放射線画像読取装置がある。この場合、励起光のビームの径の変更は光ビーム走査手段に備えられたコリメータ等の光学系に可動部を備え、この可動部の作動によって行なうことが一般に考えられる。
【００１０】
しかしながら、走査ごとに励起光のビームの径を変更する場合、放射線画像読取装置に上記径を高精度かつ迅速に変更するためには上記可動部を複雑な構造とする必要がある。そのため、高画質な放射線画像を取得可能な放射線画像読取装置を形状に制約されることなく提供することは、価格やメンテナンスの面で困難であった。
【００１１】
上記課題を解決するため、本発明は、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を取得できる放射線画像読取装置を形状に制約を受けることなく安価に提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
請求項１に記載の発明は、被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対し、励起光のビームを照射して放射線画像情報を読み取る放射線画像読取装置であって、前記励起光のビームを発生する発光部を備え、励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方を変更自在に前記励起光のビームを照射するとともに、前記励起光のビームで前記画像変換パネル上を走査する光ビーム走査手段と、前記画像変換パネルが発する蛍光を電気信号に変換して出力する光電変換手段と、前記光電変換手段から出力される電気信号に基づいて放射線画像データを作成する画像作成手段と、を備え、前記光ビーム走査手段による前記励起光のビーム照射に併行し、前記画像変換パネルと前記光ビーム走査手段とを相対的に移動させることで前記画像変換パネルの所定領域に対し、複数回の走査を行ない、前記複数回の走査の際に、前記所定領域に対する少なくとも１回の走査では前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方を変え、前記画像作成手段は、前記光電変換手段から前記複数回の走査に対応して出力された、複数画像分の電気信号に基づいて１つの画像データを作成し、前記光ビーム走査手段は発生する前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方が異なる複数個の前記発光部を備えるとともに、前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方は、前記所定領域に対する走査ごとに前記発光部を１個又は複数個選択することで決定することを特徴とする。
【００１３】
請求項１に記載の発明によれば、画像変換パネルの所定領域を複数回走査する際、少なくとも１回の走査では励起光のビームの径や波長を変えるとともに、画像変換パネルと光ビーム走査手段とを相対的に移動させる際に所定領域に対する走査を行なう。このことで、入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積することで放射線画像情報を蓄えた画像変換パネルから、鮮鋭度やＳ／Ｎ比の異なる画像にそれぞれ対応した複数の電気信号を取得することができる。
【００１４】
それに加えて、所定範囲に対する複数回の走査で得られた電気信号を適宜重ね合わせて１つの画像データが作成されることで、高い画質を備え、個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を容易に得ることのできる放射線画像読取装置を作成することができる。
【００１５】
また、請求項１に係る発明では、光検知手段は画像パネルからみて励起光のビームが入射する側だけに１組備えればよいので、上述の効果を奏する放射線画像読取装置を形状に制約されることなく安価に作成することができる。
【００１６】
さらに、画像変換パネルの所定領域に対する走査ごとに、この所定領域に照射する励起光のビームの径や波長の決定は、光ビーム走査手段に備えられた発生する前記励起光のビームの径や波長の異なる複数個の発光部の中から、１個又は複数個選択の発光部を選択することで決定される。このことにより、光ビーム走査手段は、例えばコリメータのような精密な光学的構成要素に複雑な構造を有した可動部分を備えることなく、簡略な装備により、容易に励起光のビームの径や波長を変えて、画像変換パネルの所定領域に対する個々の走査に対応することができる。よって、個々の画像診断に適した高画質の放射線画像を容易に得られる放射線画像読取装置を安価に作成することができるとともに、上記放射線画像読取装置の維持管理を容易かつ安価にすることができる。
【００１７】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の放射線画像読取装置であって、前記画像作成手段は、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する前記空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴とする。
【００１８】
請求項２に記載の発明によれば、光電変換手段から出力された複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域毎の構成要素（画像信号）に分割し、こうして得られた各走査における構成要素を、対応するもの同士（例えば、同じ空間周波数領域に属するもの同士）で属する空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、より高画質の放射線画像を得ることができる。
【００１９】
請求項３に記載の発明は、被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対して光ビーム走査手段で励起光のビームを照射し、前記画像変換パネルを前記励起光のビームで走査することにより、放射線画像情報を読み取る放射線画像読取方法であって、１個又は複数個の発光部から前記励起光のビームを発光し、前記励起光のビームの前記画像変換パネルに対する照射と併行して、前記画像変換パネルに対して平行かつ前記励起光のビームが前記画像変換パネルを走査する方向とは垂直な方向に前記画像変換パネルと前記光ビーム走査手段とを相対的に移動させることで前記画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査を行ない、前記複数回の走査の際に、前記所定領域に対する少なくとも１回の走査では前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方を変え、前記励起光のビームの照射により前記画像変換パネルが発する蛍光を光電変換手段で光電変換することにより、前記複数回の走査に対応する複数画像分の電気信号を得て、前記複数画像分の電気信号に基づいて１つの画像データを作成するとともに、前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方は、発光する前記励起光のビームの径及び波長の少なくとも一方が異なる複数個の前記発光部の中から１個もしくは複数個の前記発光部を選択することで決定することを特徴とする。
【００２０】
請求項３に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明と同様の効果を奏することができる。
【００２１】
請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の放射線画像読取方法であって、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴とする。
【００２２】
請求項４に記載の発明によれば、請求項２に記載の発明と同様の効果を奏することができる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る放射線画像読取装置の一例であるＸ線画像読取装置１００の概要について、図面を適宜参照して説明する。
【００２４】
Ｘ線画像読取装置１００は、光ビーム走査手段１、光電変換手段２、画像作成手段３、図示しない副走査手段等を備えて構成される。
【００２５】
Ｘ線画像読取装置１００で放射線画像情報が読み取られる画像変換パネルＰは、例えばイメージングプレートであり、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ、ＢａＦＩ：Ｅｕのような輝尽性蛍光体の微結晶が塗布されたプラスチックフィルムを備えて平面状に形成される。また、輝尽性蛍光体としては、上述のように塗布により作製されたものに限らず、例えば、ＣｓＢｒ：Ｅｕを支持体上に蒸着させて作製したものを適用しても良い。画像変換パネルＰは、放射線画像撮影の際にはカセッテに収納され、被検体である被検者の撮影部位に近接した状態で設置されるとともに被検者の身体を介して入射したＸ線の照射を受ける。画像変換パネルＰの輝尽性蛍光体は、Ｘ線の照射を受けて励起されることにより、このＸ線のエネルギーを蓄積する。放射線画像撮影後、画像変換パネルＰがＸ線画像読取装置１００に取り込まれることで画像変換パネルＰに記憶された放射線画像情報の読み取りが行なわれる。
【００２６】
図示しない副走査手段は、Ｘ線画像読取装置１００に取り込まれた画像変換パネルＰを、図１における図１における矢印Ｘの方向（Ｘ方向）とは垂直な方向に前後自在に搬送する。副走査手段による画像変換パネルＰの搬送は、光ビーム走査手段１による走査と連動して行われる。
【００２７】
副走査手段は、上述の様にして画像変換パネルＰを搬送することにより、画像変換パネルＰに対して平行かつ、光ビーム走査手段１が後述するようにして画像変換パネルＰを走査するＸ方向とは垂直な方向に、画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に往復移動させる。
【００２８】
なお、副走査手段は画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に往復移動させる方法は上述の例に限らず、光ビーム走査手段１を搬送することとしてもよい。
【００２９】
光ビーム走査手段１は、発光部１１、１１’、回転多面鏡１２、ｆθレンズ１３等を備えて構成され、Ｘ線画像読取装置１００に１組が備えられる。
【００３０】
発光部１１、１１’は、それぞれ回転多面鏡１２に向けてレーザビームＬを照射する形態で、合わせて２組が固定して設置される。なお、本実施形態では、２組の発光部１１、１１’は同一の波長で、異なる径のレーザビームＬ、Ｌを発生する場合を例にとって説明を行なっているが、本発明に係る放射線画像読取装置はこの例に限らない。
【００３１】
発光部１１、１１’は、レーザ発光器１１１、１１１’及びコリメータ１１２、１１２’をそれぞれ備えて構成される。レーザ発光器１１１、１１１’は例えばほぼ同一の性能、形状を有したレーザダイオードである。レーザ発光器１１１、１１１’は、電流が流されると所定波長のレーザ光を発生する。コリメータ１１２、１１２’は、レーザ発光器１１１で拡散光として発生したレーザ光をそれぞれ所定の径を有する平行光であるレーザビームＬに変換する。コリメータ１１２、１１２’で拡散光から変換され、発生したレーザビームＬ、Ｌ’は、回転多面鏡１２で偏向されて画像変換パネルＰに到達する。
【００３２】
ここで、コリメータ１１２で拡散光から変換されて発生するレーザビームＬの径は、コリメータ１１２’で発生するレーザビームＬの径よりも小さく設定されることとして、以下の説明を行なう。なお、レーザビームＬ、Ｌ’の径の値は設計事項であり、走査により得られる放射線画像に最適な画質を付与できるよう適宜設定される。
【００３３】
回転多面鏡１２は、六角柱の側面部に鏡が取り付けられた形状を有して形成される。回転多面鏡１２は図示しない走査モータの作動により回転しながらレーザビームＬ、Ｌ’を反射することにより、レーザビームＬ、Ｌ’の方向を周期的に偏向し、レーザビームＬ、Ｌ’を画像変換パネルＰの一辺からこの一辺と対向する他辺に向けて図１におけるＸ方向に走査させる。Ｆθレンズ１３は回転多面鏡１２で反射したレーザビームＬ、Ｌ’を集光して画像変換パネルＰに到達させる。
【００３４】
なお、図３に回転多面鏡１２による偏向角度が同一の場合の、レーザビームＬ、Ｌ’が画像変換パネルＰに到達する位置の関係の好ましい例を示す。図３に示すものは、回転多面鏡１２による偏向角度が同一の場合の、画像変換パネルＰに到達したレーザビームＬ、Ｌ’の位置関係は、レーザビームＬとレーザビームＬ’の中心がほぼ一致している（ａ）、レーザビームＬとレーザビームＬ’の中心は一致していないが、レーザビームＬの領域全体がレーザビームＬ’の領域内にある（ｂ）、及び、レーザビームＬとレーザビームＬ’はそれぞれの領域の一部が重なっているか、互いに近接している（ｃ）というものである。
【００３５】
ここで、本実施形態の場合、２組の発光部１１、１１’から発光されるレーザビームＬ、Ｌ’は平行ではないため、回転多面鏡１２により偏向される方向も異なる。よって、この場合、レーザビームＬ、Ｌ’の位置関係は中心が互いにずれて図３（ｂ）や図３（ｃ）に示すような位置関係か、もしくはレーザビームＬ、Ｌ’が互いに離間した位置関係となる。
【００３６】
光電変換手段２は画像変換パネルＰのレーザビームＬ、Ｌ’が照射される側（以下、表側と略記）に設置され、光ビーム走査手段１がレーザビームＬ、Ｌ’を走査する際、画像変換パネルＰで発光した光を検知する。光電変換手段２は光電子増倍管２１等を備えて構成される。光電変換手段２は、レーザビームＬ、Ｌ’の走査に伴ない、画像変換パネルＰで発光された蛍光を図示しない集光器で光電子増倍管２１に導入する。
【００３７】
光電子増倍管２１は画像変換パネルＰで発光された光を検知することで、画像変換パネルＰ上のレーザビームＬの照射を受けた領域に、放射線画像撮影の際入射したＸ線の強度を示す値を測定し、画像変換パネルＰに入射したＸ線の強度分布に対応した電気信号を電流信号として発生させる。
【００３８】
画像作成手段３はＡ／Ｄ変換器３１、画像データ加算器３２等を備えて構成される。
【００３９】
Ａ／Ｄ変換器３１は光電子増倍管２１で発生した電気信号に対して電流／電圧変換、増幅を施した後、この電気信号に対してアナログ／デジタル変換を行なって、被検者の放射線画像を構成する各画素ごとのＸ線強度を示す値で構成された１画像分の画像データを発生させ、出力する。
【００４０】
画像データ加算器３２はＡ／Ｄ変換器３１から入力した画像データを格納するとともに、これら複数画像分の画像データを適宜加算した後、この加算により得られた１画像分の画像データを画像出力装置へ向けて出力する。ここで、画像出力装置とは、例えばプリンタやＣＲＴディスプレイやレーザーイメージャであり、Ｘ線画像読取装置１００で画像変換パネルＰから読み取り、出力した画像データに基づいて被検者の放射線画像を出力する。
【００４１】
次に、本発明の実施例であるＸ線画像読取装置１００におけるＸ線画像読取方法について説明する。なお、本実施例では画像変換パネルＰ上の全領域を所定領域として、画像変換パネルＰ上の全領域にわたって走査を行なうものとして説明するが、本発明に係るＸ線画像読取装置１００は画像変換パネルＰ上の全領域を走査するものとは限らない。また、本実施例では、画像変換パネルＰに対する走査を２回行なうものとして説明するが、本発明に係るＸ線画像読取装置１００で画像変換パネルＰを走査する回数は２回とは限らない。
【００４２】
Ｘ線画像の読み取りは、Ｘ線画像読取装置１００に画像変換パネルＰが取り込まれることから進行する。画像変換パネルＰは放射線画像撮影の際、被検体である被検者の身体を透過して到達したＸ線が入射した際、輝尽性蛍光体が励起されることで上記Ｘ線のエネルギーを変換、蓄積している。この様にＸ線のエネルギーが画像変換パネルＰに変換され、蓄積されることで、被検者の放射線画像を与える放射線画像情報が画像変換パネルＰに読み出し可能な状態で担持されている。
【００４３】
画像変換パネルＰに担持された放射線画像情報を読み取るため、光ビーム走査手段１から照射されるレーザビームＬによる画像変換パネルＰ上の全領域に対する１回目の走査が行なわれる。
【００４４】
ここで、１回目の走査の際、画像変換パネルＰから発光する光の強度は、後の走査の際に発光する光の強度よりも高い。一方、レーザビームＬ、Ｌ’の径を小さくして走査を行なった場合、読み取られる画像データは、Ｓ／Ｎ比が低い代わりに高い鮮鋭性が期待される。そこで、１回目の走査では、レーザビームＬの径を小さく設定した発光部１１を選択し、この発光部１１のレーザ発光器１１１に通電することで、レーザビームＬの照射を行なう。
【００４５】
発光部１１から発光されたレーザビームＬの光路は回転多面鏡１２の作用により周期的に偏向された後、画像変換パネルＰに到達する。回転多面鏡１２による偏向が１周期なされるごとに、レーザビームＬによる画像変換パネルＰの一辺からこの一辺と対向する他辺に向けてのＸ方向の走査が１列分行なわれる。
【００４６】
画像変換パネルＰに対する走査では、レーザビームＬによる走査が１列分行なわれるごとに、図示しない副走査手段は画像変換パネルＰを図１の紙面に対して垂直な方向に１ピッチだけ搬送する。ここで、上記１ピッチ分の長さは、被検者の放射線画像を構成する画素に対応して画像変換パネルＰを適切な大きさに区切った領域の大きさに対応して設定される。
【００４７】
光ビーム走査手段１による１列ごとの走査と、それに連動する副走査手段による画像変換パネルＰの搬送とを繰り返すことにより、画像変換パネルＰに対する１回目の走査が進行する。
【００４８】
上記走査により、画像変換パネルＰ上の各画素に対応した領域にレーザビームＬが照射されることで、放射線画像撮影の際Ｘ線の照射を受け、このＸ線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体は、レーザビームＬの刺激により上述の様に蓄積したエネルギーを放出して蛍光を発光する。この蛍光は集光器により光電子増倍管２１へ導かれ、検知される。光電子増倍管２１は検知した光の強度に応じた電流値の信号を出力する。こうして光電子増倍管２１から、画像変換パネルＰの各画素に対応する領域に照射されたＸ線の強度に対応する電気信号が出力される。
【００４９】
光電子増倍管２１から出力された電気信号はＡ／Ｄ変換器３１に入力される。Ａ／Ｄ変換器３１では上記電気信号に電流／電圧変換、増幅を適宜行なった後、アナログ／デジタル変換を行なって、被検者の放射線画像を与える画像データとして出力する。こうして、１画像分の画像データが画像データ加算器３２のメモリに格納される。
【００５０】
画像変換パネルＰ全体に対してレーザビームＬによる走査がなされて１回目の走査が完了した後、画像変換パネルＰに記憶されながら１回目の走査では読み取られなかった放射線画像情報を読み取るため、引き続き２回目の走査が行なわれる。
【００５１】
ここで、２回目の走査では、画像変換パネルから発光される光の強度は１回目の光の強度よりも低くなっている。従って、２回目の走査では、１回目の走査よりもレーザビームＬの径を大きくすることで光電変換手段２に入射する光の強度を高め、Ｘ線画像読取装置１００全体での検知感度を高めることが好ましい。
【００５２】
また、レーザビームＬの径を大きくした際に画像変換パネルＰから読み取られる画像データは、鮮鋭性は低い代わりにＳ／Ｎ比が高くなっている。よって、１回目の走査で得られる画像データよりも高いＳ／Ｎ比を具備したデータを得る点でも、２回目の走査でレーザビームＬの径を大きくすることが好ましい。
【００５３】
そこで、２回目の走査ではレーザビームＬ’の径が大きく設定された方の発光部１１’を選択して、レーザビームＬ’の照射及び画像変換パネルＰに対する走査を行なう。そして、２回目の走査で得られた電気信号もまた、Ａ／Ｄ変換器３１で画像データに変換され、画像データ加算器３２のメモリに記憶される。
【００５４】
１回目の走査と２回目の走査でそれぞれ得られた合わせて２画像分の画像データは、画像データ加算器３２の演算装置により相対応する画素ごとに重ね合わせられた後に画像出力装置へ出力され、最終的に被検者の放射線画像として出力される。
【００５５】
ここで、２本のレーザビームＬ、Ｌ’は図３（ｂ）や図３（ｃ）で例示したような中心が一致していない位置関係となる。そのため、１回目の走査で取得される画像データ（１回目の画像データ）に対応する電気信号と、２回目の走査で取得される画像データ（２回目の画像データ）に対応する電気信号との間にはタイミングのずれがある。しかし、発光部１１、１１’はいずれも固定して設置されているため、上記タイミングのずれは一定か、もしくは回転多面鏡１２の回転に対応して周期的に変動するかのいずれかである。よって、１回目の画像データと２回目の画像データとのタイミング補正は容易である。
【００５６】
上述の理由のため、１回目の画像データと２回目の画像データとに対してタイミング補正を行なった後、引き続いてこれら画像データの重ね合わせを行なう。１回目の画像データと２回目の画像データとの重ね合わせは、１回目の画像データと２回目の画像データとをそれぞれ空間周波数領域の異なる構成要素（画像信号）に分解し、これらの構成要素を、互いに対応するもの同士（例えば、同じ空間周波数領域に属するもの同士）で、各々の空間周波数領域に対応した（各構成要素毎の）重み付けで各画素ごとに重ね合わせることで進行する。そして、こうして重ね合わせられた構成要素を再びつなぎ合わせ、再構成を行なうことで、１つの画像データが作成される。
【００５７】
ここで、１回目の画像データ及び２回目の画像データを分解する方法としては、多重解像度処理、空間フィルタを用いる処理、フーリエ変換による処理等が適宜選択される。また、１回目の走査で得られた構成要素と２回目の走査で得られた構成要素とを重ね合わせる際の重み付けの値は、重ね合わせにより画質が最も高くなり、適切な鮮鋭後とＳ／Ｎ比とが放射線画像に付与されるようシミュレーションの結果等を踏まえて各空間周波数領域ごとに決定される。
【００５８】
なお、１回目の画像データと２回目の画像データとの重ね合わせは、例えば特開平１１−３４５３３１号で開示された画像処理方法によって行なってもよい。
【００５９】
また、１回目の画像データと２回目の画像データとを重ね合わせる際の重み付けは、放射線画像撮影の目的、撮影条件等を考慮して決定されることとしてもよい。
【００６０】
すなわち、例えば微細な構造を有するために放射線画像において高い空間周波数で像が写るような部位について画像診断を行なう場合、撮影によって鮮鋭度の高い放射線画像を得る必要がある。この場合には、画像データ加算器３２において１回目の画像データの方の加算比率を高くすることで鮮鋭度の高い画像を出力させる。
【００６１】
一方、放射線画像において低い空間周波数で像が写るような部位について画像診断を行なう場合や、画像データ全体にノイズが多く、放射線画像に高鮮鋭度よりも高Ｓ／Ｎ比を優先して付与したい場合には、画像データ加算器３２において２回目の画像データの方の加算比率を高くすることで、Ｓ／Ｎ比の高い画像を出力させればよい。
【００６２】
上述の様に、光ビーム走査手段１から照射されるレーザビームＬで画像変換パネルＰ上を走査しながら、画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを相対的に移動させて画像変換パネルＰ上の全領域を走査する際、２回の走査を行ない、１回目の走査と２回目の走査とではレーザビームＬの径及び波長を変えることで、鮮鋭度やＳ／Ｎ比の異なる放射線画像を与える画像データを取得できる。そして、これらの画像データを重ね合わせて１つの画像データとすることで、画質が高く、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を取得できる。
【００６３】
また、本発明によれば、光電変換手段２は画像変換パネルＰに対して同じ側に光ビーム走査手段１を１組備えるだけで上述の効果を奏することができるので、画質が高く、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を取得できる放射線画像読取装置を形状に制約されることなく作成することができる。
【００６４】
さらに、光ビーム走査手段１が、発生するレーザビームＬ、Ｌ’の径が異なる２個の発光部１１、１１’を備え、画像変換パネルＰに対する走査ごとに照射するレーザビームＬ、Ｌ’の径の決定、変更を、発光部１１及び発光部１１’のいずれかを選択して行なうようにすることで、Ｘ線画像読取装置１００におけるレーザビームＬ、Ｌ’の径の決定や変更のための装備を簡略にすることができる。
【００６５】
例えば、レーザビームＬの径を、コリメータのような光学系の調整により行なうような放射線画像読取装置の場合、極めて精密な構成要素を高精度かつ迅速に行なうことのできる可動部を備える必要がある。この様に、一般的に考えられる放射線画像読取装置では、レーザビームＬの径や波長を変更するのに精密な構成要素の調整を要するため、価格が高価になるとともに、維持管理にも手間と経費を要する問題がある。
【００６６】
一方、本発明に係るＸ線画像読取装置１００では、高価で維持管理に手間と費用を要するような可動部分によらずに、レーザビームＬ、Ｌ’の径や波長を変更することができる。よって本発明では、個々の画像診断に適した高画質の放射線画像を取得できる放射線画像読取装置を安価に作成することができる。それに加えて、放射線画像読取装置の維持管理を安価かつ容易にすることができる。
【００６７】
さらに、１回目の走査で得られた電気信号に基づく画像データと、２回目の走査で得られた電気信号に基づく画像データとを、空間周波数の異なる構成要素に分割し、こうして得られた各走査における構成要素を、対応するもの同士で属する空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、個々の画像診断に適したより高画質の画像を取得することができる。
【００６８】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置は上述の上述のＸ線画像読取装置１００に限らない。例えば、発光部１１、１１’の設置形態は、図１に示すようなものとは限らず、図４に示すようなものとしてもよい。ここでは偏光ビームスプリッタ１４、ミラー１５、偏光板１６、１６’を用いてレーザビームＬ、Ｌ’の光路を形成する。
【００６９】
図４の実施例では、発光部１１及び発光部１１’は、レーザビームＬ及びレーザビームＬ’が互いに平行にを照射されるとともに、偏光ビームスプリッタ１４及びミラー１５によってそれぞれ垂直に反射される形態で設置される。偏光ビームスプリッタ１４は、特定の振動方向の光波を選択的に反射するとともに、上記特定の振動方向とは異なる別の振動方向の光波を選択的に透過する機能を有する。
【００７０】
偏光板１６は、レーザビームＬの光波のうち、偏光ビームスプリッタ１４に反射される振動方向の光波のみを選択的に透過する。偏光板１６’はレーザビームＬ’の光波のうち、偏光ビームスプリッタ１４を透過する振動方向の光波のみを選択的に透過する。ミラー１５はレーザビームＬ’を偏光ビームスプリッタ１４に向けて反射する。
【００７１】
図４の実施例では、レーザビームＬは発光部１１から発光された後、偏光板１６を経て偏光ビームスプリッタ１４に到達し、偏光ビームスプリッタ１４により反射されて回転多面鏡１２に入射する。また、レーザビームＬ’は発光部１１’から発光された後、ミラー１５で反射され、偏光ビームスプリッタ１４を透過して回転多面鏡１２に入射する。
【００７２】
ここで、発光部１１、１１’、偏光ビームスプリッタ１４、ミラー１５、偏光板１６、１６’は、偏光ビームスプリッタ１４と回転多面鏡１２との間でレーザビームＬ及びレーザビームＬ’がほぼ同一の光路を通るような位置、角度で設置される。このことで、発光部１１、１１’の選択により、画像変換パネルＰに照射するレーザビームＬ、Ｌ’の径や波長の決定、変更が容易に行なえる形態で、レーザビームＬ、Ｌ’の中心を図３（ａ）で示すように一致させることができる。この場合、１回目の画像データと２回目の画像データとはタイミング補正を施すことなく極めて容易に重ね合わせることができる。
【００７３】
なお、図４では、偏光ビームスプリッタ１４により反射される光路の方が、偏光ビームスプリッタ１４を透過する光路よりも損失が少ない場合を例に取って描図を行なっている。この例のように、本実施例では、径の小さいほうのレーザビームＬが損失の少ない方の光路を経て回転多面鏡１２に到達するようにして、発光部１１、１１’の配置を決定することが好ましい。
【００７４】
また、図４の実施例では、偏光ビームスプリッタ１４の代わりに、レーザビームＬ、Ｌ’上に設置／撤去自在な可動ミラーを備えることで、レーザビームＬ、Ｌ’の切換を行なうこととしてもよい。
【００７５】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置は上述の上述のＸ線画像読取装置１００に限らない。例えば、発光部１１及び発光部１１’は、レーザ発光器１１１及びレーザ発光器１１１’の仕様、形状を異なるものにして、照射するレーザビームＬ及びレーザビームＬ’の波長が異なるように形成してもよい。また、発光部１１及び発光部１１’はレーザ発光器１１１、１１１’及びコリメータ１１２、１１２’をそれぞれ異なる仕様、形状として、照射するレーザビームＬ及びレーザビームＬ’の波長及び径の両方が異なるように形成してもよい。
【００７６】
また、光ビーム走査手段１は発光部１１、１１’、…を３個以上備えて構成することとしてもよい。さらに、光ビーム走査手段１は、画像変換パネルＰに対する走査の際に、１度に１組の発光部１１を選択するものとは限らず、２組以上の発光部１１、１１’、…を選択するようにしてもよい。
【００７７】
なお、レーザビームＬ、Ｌ’、…において、発光部１１、１１’、…の選択により決定、変更されるパラメータは径や波長に限らず、強度のようなものであってもよい。ここで、例えば、レーザビームＬ、Ｌ’の位置関係が図３（ａ）か図３（ｂ）のようなものである場合には、レーザビームＬ、Ｌ’のいずれか一方を画像変換パネルＰに照射するか、レーザビームＬ、Ｌ’を同時に照射するかを選択することによって、照射するレーザビームＬ、Ｌ’の強度を決定、変更することができる。
【００７８】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置は、上述のＸ線画像読取装置１００に限らない。例えば、放射線画像形成のため、比検体を介して画像変換パネルＰに照射する放射線はＸ線とは限らず、α線、β線、γ線、中性子線、電子線、紫外線といった他の放射線でもよい。
【００７９】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置及び放射線画像読取方法は、上述の実施例に限らない。例えば、画像変換パネルＰに対して走査を行なう所定領域は、上述の場合のような画像変換パネルＰ上の全領域とは限らない。例えば、被検者の身体における画像診断を行なう部位が、画像変換パネルＰに較べて小さい場合には、この画像変換パネルＰの一部の領域を所定領域として、放射線画像撮影及びそれに引き続く放射線画像読み取りを行なうこととしてもよい。
【００８０】
なお、画像変換パネルＰの所定領域に対するレーザビームＬの走査と、このとき発光する光の光電変換手段２による検知は、上述の様に２回とは限らず、３回以上行なうこととしてもよい。上記走査の回数は、画像変換パネルＰに記憶された放射線画像を効率良く読み取ることができるよう適宜決定される。
【００８１】
また、本実施例は、Ｘ線画像読取装置１００が画像変換パネルＰと分離して作成される形態のものとしたが、本発明に係る放射線画像読取装置はこれに限らない。例えば、胸部Ｘ線撮影に用いられるような、画像変換パネルＰと一体に形成されたＸ線画像読取装置１００に適用することとしてもよい。
【００８２】
この場合、画像変換パネルＰのＸ線が入射する側とは反対側に光ビーム走査手段１及び光電変換手段２を１組ずつ備えることで、放射線診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を取得することができる。よって、画像変換パネルＰと一体に形成されたＸ線画像読取装置１００もまた、高い画質を有し、放射線診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を取得することができる形態で安価かつ形状に制約を受けることなく作成することができる。
【００８３】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置で、複数回の走査を行なう際、励起光のビームの径を変える操作は、上述の例に限らない。例えば、励起光のビームの径は所定領域に対する１回目の走査では大きく、２回目の走査では小さく設定してもよい。本発明に係る放射線画像読取装置において、所定領域に対する各走査での励起光のビームの径及び波長は、各走査で得られた電気信号から個々の画像診断に最適の放射線画像が取得できるよう、適宜決定される。
【００８４】
なお、副走査手段は、画像変換パネルＰを搬送するのではなく、光ビーム走査手段１及び光電変換手段２を自在に搬送することで、画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に移動させることとしてもよい。このことでも上述の実施例と同様の効果を奏することができる。
【００８５】
【発明の効果】
本発明によれば、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した高画質の放射線画像を取得できる放射線画像読取装置を、形状に制約されることなく安価に提供することができる。さらに、上述の放射線画像読取装置の維持管理を安価かつ容易に行なうことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＸ線画像読取装置１００に適用される光ビーム走査手段１の要部正面図である。
【図２】Ｘ線画像読取装置１００の概略を示す要部ブロック図である。
【図３】光ビーム走査手段１に備えられた発光部１１、１１’から照射されるレーザビームＬ、Ｌ’の位置関係の例を示す概略図である。
【図４】本発明の別の実施例に係るＸ線画像読取装置１００に適用される光ビーム走査手段１の要部正面図である。
【符号の説明】
１光ビーム走査手段
２光電変換手段
３画像作成手段
１１、１１’ 発光部
１２回転多面鏡
１３ｆθレンズ
２１光電子増倍管
１００Ｘ線画像読取装置
１１１、１１１’ レーザ発光器
１１２、１１２’ コリメータ
Ｌレーザビーム（励起光のビーム）
Ｐ画像変換パネル[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation image reading device and a radiation image reading method.
[0002]
[Prior art]
When reading a radiation image, the radiation image reading device reads the radiation image information of the subject carried on the image conversion panel. The image conversion panel is a plate or a sheet formed of a stimulable phosphor, and transmits radiation (X-ray, α-ray, β-ray, γ-ray, A radiation image of the subject is stored by being excited by irradiation with a neutron beam, an electron beam, ultraviolet rays, or the like. The image reading by the radiation reading apparatus is performed by detecting light emitted in proportion to the amount of irradiated radiation when the image conversion panel is scanned with excitation light such as a beam of excitation light by light detection means. It is.
[0003]
As means for maximizing the use of the information of the radiation image stored in the image conversion panel and obtaining a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for image diagnosis, for example, an image conversion panel Light detection means is installed on the same side (front side) where the excitation light beam is incident and on the opposite side (back side) where the excitation light beam is incident, and the front side of the image conversion panel is exposed to the excitation light beam. There is an image reading method in which light emitted when scanning is scanned is detected on the front side and the back side of the image conversion panel, respectively, and the image data obtained is integrated.
[0004]
When the radiation image information stored in the image conversion panel is collected on the front side and the back side of the image conversion panel by the scanning of the excitation light beam, the light detected on the back side is such that the excitation light beam is diffused in the image conversion panel. As a result, light is emitted from an area wider than the cross section of the excitation light beam, so that image data obtained on the back side of the image conversion panel has a high S / N ratio and low sharpness. On the other hand, the image data obtained on the front side has a characteristic that the sharpness is high instead of the low S / N ratio.
[0005]
There has been proposed a technique of appropriately superimposing the image data obtained in this way to impart sharpness or an S / N ratio suitable for the purpose of image diagnosis to a radiation image (for example, see Patent Document 1). .).
[0006]
[Patent Document 1]
JP-A-7-159910 (FIG. 1 on page 4-5)
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, as described above, in the radiation image reading apparatus, when the light detecting means is installed on the front side and the back side of the image conversion panel, there is a problem that the radiation image reading apparatus becomes expensive by providing two sets of the light detecting means. is there. In addition, the provision of the light detection means on the front side and the back side of the image conversion panel causes a problem that the shape of the radiation image reading apparatus is restricted.
[0008]
Specifically, by providing the light detecting means on the front side and the back side of the image conversion panel, it becomes difficult to form the radiation image reading apparatus compactly, and it becomes difficult to install the radiation image reading apparatus in a medical institution. Further, it has been structurally difficult to apply the above-described technique to a radiation image reading apparatus integrally formed with an image conversion panel used for chest X-ray imaging.
[0009]
In order to create a radiation image reading device without being restricted by the shape, a light beam scanning unit and a photoelectric conversion unit are provided one by one, while, for example, changing the diameter of the excitation light for each scan of a predetermined area of the image conversion panel, There is a radiation image reading apparatus configured to scan a predetermined area of an image conversion panel a plurality of times. In this case, it is generally considered that the diameter of the excitation light beam is changed by providing a movable portion in an optical system such as a collimator provided in the light beam scanning means and operating the movable portion.
[0010]
However, when the diameter of the excitation light beam is changed for each scan, the movable section needs to have a complicated structure in order to change the diameter with high precision and speed in the radiation image reading apparatus. For this reason, it has been difficult in terms of cost and maintenance to provide a radiation image reading apparatus capable of acquiring a high-quality radiation image without being limited by its shape.
[0011]
In order to solve the above-described problems, the present invention is to limit the shape of a radiation image reading apparatus capable of acquiring a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis. It is intended to be provided at low cost without any cost.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
According to the first aspect of the present invention, an image conversion panel having a stimulable phosphor that converts and stores energy of radiation incident through a subject is irradiated with a beam of excitation light to convert radiation image information. A radiation image reading apparatus for reading, comprising: a light emitting unit that generates the excitation light beam; irradiating the excitation light beam so that at least one of a diameter and a wavelength of the excitation light beam can be changed; A light beam scanning unit that scans the image conversion panel with the light beam, a photoelectric conversion unit that converts the fluorescent light emitted by the image conversion panel into an electric signal and outputs the electric signal, and based on the electric signal output from the photoelectric conversion unit. Image creating means for creating radiation image data by applying the excitation light beam irradiation by the light beam scanning means, and the image conversion panel and the light beam scanning means. A plurality of scans are performed on a predetermined area of the image conversion panel by relatively moving the means, and in the plurality of scans, at least one scan of the predetermined area is performed by the excitation light. At least one of a beam diameter and a wavelength is changed, and the image creating unit creates one image data based on electric signals for a plurality of images output from the photoelectric conversion unit in response to the plurality of scans. The light beam scanning means includes a plurality of the light emitting units having at least one of a beam diameter and a wavelength of the excitation light to be generated different from each other, and at least one of the beam diameter and the wavelength of the excitation light is the predetermined number. The determination is made by selecting one or a plurality of the light emitting units for each scan of the area.
[0013]
According to the first aspect of the present invention, when scanning a predetermined area of the image conversion panel a plurality of times, at least one scan changes the diameter and wavelength of the beam of the excitation light, and the image conversion panel and the light beam scanning means. When a relative movement is made, scanning is performed on a predetermined area. Thus, a plurality of electric signals corresponding to images having different sharpness and S / N ratio can be obtained from the image conversion panel in which the radiation image information is stored by converting and storing the energy of the incident radiation. it can.
[0014]
In addition to that, one image data is created by appropriately superposing electrical signals obtained by a plurality of scans in a predetermined range, thereby providing high image quality, sharpness and S / S suitable for individual image diagnosis. A radiation image reading apparatus capable of easily obtaining a radiation image having an N ratio can be created.
[0015]
According to the first aspect of the present invention, the radiation image reading apparatus having the above-described effect is limited in shape because the light detecting means only needs to be provided in one set only on the side where the excitation light beam is incident when viewed from the image panel. It can be produced at low cost without any need.
[0016]
Further, for each scan of the predetermined area of the image conversion panel, the determination of the diameter and the wavelength of the excitation light beam applied to the predetermined area is performed by the diameter and the wavelength of the generated excitation light beam provided in the light beam scanning means. Is determined by selecting one or a plurality of selected light emitting units from among a plurality of different light emitting units. Thus, the light beam scanning means can be easily equipped with a simple equipment without having a movable part having a complicated structure in a precise optical component such as a collimator, and can easily have the diameter and wavelength of the excitation light beam. Can be changed to correspond to individual scanning for a predetermined area of the image conversion panel. Therefore, a radiation image reading apparatus capable of easily obtaining a high-quality radiation image suitable for individual image diagnosis can be produced at low cost, and maintenance and management of the radiation image reading apparatus can be made easily and at low cost. .
[0017]
According to a second aspect of the present invention, in the radiation image reading apparatus according to the first aspect, the image creating unit belongs to a plurality of image data based on electric signals of the plurality of images belonging to different spatial frequency regions. The one image data is created by dividing the image data into components and overlapping the components corresponding to each other by a calculation method set for each of the spatial frequency domains to which the components belong.
[0018]
According to the second aspect of the present invention, a plurality of image data based on the electric signals for a plurality of images output from the photoelectric conversion means are divided into components (image signals) for different spatial frequency regions, and thus obtained. By superimposing the components in each of the scans performed by the calculation method set for each of the spatial frequency regions belonging to corresponding ones (for example, those belonging to the same spatial frequency region), a higher quality radiation image can be obtained. Obtainable.
[0019]
According to a third aspect of the present invention, an image conversion panel having a stimulable phosphor that converts and stores the energy of radiation incident through a subject is irradiated with a beam of excitation light by a light beam scanning unit. A radiation image reading method for reading radiation image information by scanning the image conversion panel with the excitation light beam, wherein the excitation light beam is emitted from one or a plurality of light emitting units; In parallel with the irradiation of the image conversion panel with the beam of light, the image conversion panel and the direction parallel to the image conversion panel and perpendicular to the direction in which the excitation light beam scans the image conversion panel. By moving the light beam scanning means relative to each other, a predetermined area of the image conversion panel is scanned a plurality of times. In at least one scan, at least one of the diameter and the wavelength of the excitation light beam is changed, and the fluorescence emitted by the image conversion panel by the irradiation of the excitation light beam is photoelectrically converted by a photoelectric conversion unit, thereby obtaining the plurality of light beams. An electrical signal for a plurality of images corresponding to one scan is obtained, one image data is created based on the electrical signals for the plurality of images, and at least one of a beam diameter and a wavelength of the excitation light emits light. At least one of the diameter and the wavelength of the excitation light beam is determined by selecting one or a plurality of the light emitting units from among the plurality of the light emitting units.
[0020]
According to the third aspect of the invention, the same effect as the first aspect of the invention can be obtained.
[0021]
The invention according to claim 4 is the radiographic image reading method according to claim 3, wherein the plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images are divided into components belonging to different spatial frequency regions. The one image data is created by overlapping the constituent elements corresponding to each other by a calculation method set for each spatial frequency domain to which the constituent elements belong.
[0022]
According to the invention described in claim 4, the same effect as the invention described in claim 2 can be obtained.
[0023]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an outline of an X-ray image reading apparatus 100 which is an example of a radiation image reading apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings as appropriate.
[0024]
The X-ray image reading apparatus 100 includes a light beam scanning unit 1, a photoelectric conversion unit 2, an image creation unit 3, a sub-scanning unit (not shown), and the like.
[0025]
The image conversion panel P from which radiation image information is read by the X-ray image reading apparatus 100 is, for example, an imaging plate, and is formed of a plastic film coated with microcrystals of a stimulable phosphor such as BaFBr: Eu or BaFI: Eu. It is formed in a planar shape. Further, the stimulable phosphor is not limited to the one produced by coating as described above, and for example, one produced by depositing CsBr: Eu on a support may be applied. The image conversion panel P is housed in a cassette at the time of radiographic imaging, is installed in a state of being close to the imaging region of the subject who is the subject, and is provided with an X-ray incident through the body of the subject. Receive irradiation. The stimulable phosphor of the image conversion panel P accumulates the energy of the X-rays when excited by being irradiated with the X-rays. After the radiographic image is captured, the image conversion panel P is taken into the X-ray image reading device 100, so that the radiation image information stored in the image conversion panel P is read.
[0026]
The sub-scanning means (not shown) conveys the image conversion panel P taken in the X-ray image reading apparatus 100 freely in the front-rear direction in the direction perpendicular to the direction of the arrow X in FIG. 1 (X direction). The transport of the image conversion panel P by the sub-scanning means is performed in conjunction with the scanning by the light beam scanning means 1.
[0027]
The sub-scanning means transports the image conversion panel P in the above-described manner, so that the light beam scanning means 1 scans the image conversion panel P in a direction parallel to the image conversion panel P as described later. , The image conversion panel P and the light beam scanning means 1 are reciprocated relatively to each other.
[0028]
The method of the sub-scanning means for reciprocating the image conversion panel P and the light beam scanning means 1 relatively to each other is not limited to the above-described example, and the light beam scanning means 1 may be conveyed.
[0029]
The light beam scanning means 1 includes light emitting units 11 and 11 ′, a rotating polygon mirror 12, an fθ lens 13, and the like. One set is provided in the X-ray image reading device 100.
[0030]
The light emitting units 11 and 11 ′ are each configured to irradiate the laser beam L toward the rotary polygon mirror 12, and two sets are fixedly installed. In the present embodiment, the case where the two light emitting units 11 and 11 'generate laser beams L and L having the same wavelength and different diameters is described as an example, but the radiation image according to the present invention is described. The reading device is not limited to this example.
[0031]
The light emitting units 11 and 11 'are provided with laser light emitters 111 and 111' and collimators 112 and 112 ', respectively. The laser emitters 111 and 111 'are, for example, laser diodes having substantially the same performance and shape. The laser emitters 111 and 111 'generate laser light of a predetermined wavelength when a current is applied. The collimators 112 and 112 'convert the laser light generated as the diffused light by the laser emitter 111 into a laser beam L which is a parallel light having a predetermined diameter. The laser beams L and L ′ generated by being converted from the diffused light by the collimators 112 and 112 ′ are deflected by the rotary polygon mirror 12 and reach the image conversion panel P.
[0032]
Here, the following description is made on the assumption that the diameter of the laser beam L generated by the conversion from the diffused light by the collimator 112 is set smaller than the diameter of the laser beam L generated by the collimator 112 '. The values of the diameters of the laser beams L and L 'are a matter of design, and are appropriately set so as to give an optimum image quality to a radiation image obtained by scanning.
[0033]
The rotary polygon mirror 12 is formed to have a shape in which a mirror is attached to a side surface of a hexagonal prism. The rotating polygon mirror 12 periodically deflects the directions of the laser beams L and L 'by reflecting the laser beams L and L' while rotating by the operation of a scanning motor (not shown), and converts the laser beams L and L 'into images. The scanning is performed in the X direction in FIG. 1 from one side of the conversion panel P to the other side facing the one side. Lens 13 condenses the laser beams L and L ′ reflected by the rotary polygon mirror 12 and makes the laser beams L and L ′ reach the image conversion panel P.
[0034]
FIG. 3 shows a preferred example of the relationship between the positions where the laser beams L and L 'reach the image conversion panel P when the deflection angles by the rotary polygon mirror 12 are the same. FIG. 3 shows the positional relationship between the laser beams L and L ′ that has reached the image conversion panel P when the deflection angles of the rotary polygon mirror 12 are the same, with the center of the laser beam L and the center of the laser beam L ′ being substantially the same. Coincident (a), the centers of the laser beam L and the laser beam L 'do not coincide, but the entire area of the laser beam L is within the area of the laser beam L' (b), and the laser beam L And the laser beam L ′ are such that a part of each region overlaps or is close to each other (c).
[0035]
Here, in the case of this embodiment, since the laser beams L and L 'emitted from the two light emitting units 11 and 11' are not parallel, the directions deflected by the rotary polygon mirror 12 are also different. Therefore, in this case, the center of the laser beams L and L 'is shifted from each other and the positions are as shown in FIGS. 3B and 3C, or the laser beams L and L' are separated from each other. It becomes a positional relationship.
[0036]
The photoelectric conversion unit 2 is installed on the side of the image conversion panel P to which the laser beams L and L ′ are irradiated (hereinafter, abbreviated as “front side”). When the light beam scanning unit 1 scans the laser beams L and L ′, The light emitted from the conversion panel P is detected. The photoelectric conversion unit 2 includes a photomultiplier tube 21 and the like. The photoelectric conversion unit 2 introduces the fluorescent light emitted from the image conversion panel P into the photomultiplier tube 21 by a light collector (not shown) as the laser beams L and L 'scan.
[0037]
The photomultiplier tube 21 detects the light emitted from the image conversion panel P, and reduces the intensity of the X-rays incident upon the radiation image capturing in the area of the image conversion panel P irradiated with the laser beam L. The indicated value is measured, and an electric signal corresponding to the intensity distribution of the X-rays incident on the image conversion panel P is generated as a current signal.
[0038]
The image creating means 3 includes an A / D converter 31, an image data adder 32, and the like.
[0039]
The A / D converter 31 performs current / voltage conversion and amplification on the electric signal generated by the photomultiplier tube 21, and then performs analog / digital conversion on the electric signal to obtain radiation of the subject. Image data for one image composed of values indicating the X-ray intensity of each pixel constituting the image is generated and output.
[0040]
The image data adder 32 stores the image data input from the A / D converter 31, appropriately adds the image data of the plurality of images, and outputs the image data of one image obtained by the addition. Output to the device. Here, the image output device is, for example, a printer, a CRT display, or a laser imager. The X-ray image reading device 100 reads the image from the image conversion panel P and outputs a radiation image of the subject based on the output image data. .
[0041]
Next, an X-ray image reading method in the X-ray image reading apparatus 100 according to the embodiment of the present invention will be described. Although the present embodiment is described assuming that scanning is performed over the entire area on the image conversion panel P with the entire area on the image conversion panel P as the predetermined area, the X-ray image reading apparatus 100 according to the present invention performs image conversion. Not all areas on the panel P are scanned. Further, in the present embodiment, a description is given assuming that scanning is performed twice on the image conversion panel P. However, the number of times the X-ray image reading apparatus 100 according to the present invention scans the image conversion panel P is not limited to two times.
[0042]
The reading of the X-ray image proceeds because the image conversion panel P is taken into the X-ray image reading device 100. The image conversion panel P converts the energy of the X-rays by exciting the stimulable phosphor when the X-rays transmitted through the body of the subject, which is the subject, enter when the radiation image is captured. Convert and accumulate. As described above, the energy of the X-rays is converted and stored in the image conversion panel P, so that the radiation image information for providing the radiation image of the subject is readable by the image conversion panel P.
[0043]
In order to read the radiation image information carried by the image conversion panel P, the first scan of the entire area on the image conversion panel P by the laser beam L emitted from the light beam scanning means 1 is performed.
[0044]
Here, in the first scan, the intensity of light emitted from the image conversion panel P is higher than the intensity of light emitted in the subsequent scan. On the other hand, when scanning is performed by reducing the diameters of the laser beams L and L ′, high sharpness is expected in the read image data instead of having a low S / N ratio. Therefore, in the first scanning, the laser beam L is irradiated by selecting the light emitting unit 11 in which the diameter of the laser beam L is set to be small and energizing the laser light emitting device 111 of the light emitting unit 11.
[0045]
The optical path of the laser beam L emitted from the light emitting section 11 is periodically deflected by the action of the rotary polygon mirror 12 and then reaches the image conversion panel P. Each time the rotation by the polygon mirror 12 is performed for one cycle, scanning in the X direction from one side of the image conversion panel P to the other side opposite to the one side by the laser beam L is performed for one column.
[0046]
In the scanning of the image conversion panel P, the sub-scanning means (not shown) conveys the image conversion panel P by one pitch in a direction perpendicular to the plane of FIG. Here, the length for one pitch is set in accordance with the size of an area obtained by dividing the image conversion panel P into an appropriate size corresponding to the pixels constituting the radiation image of the subject.
[0047]
The first scanning of the image conversion panel P proceeds by repeating the scanning for each column by the light beam scanning unit 1 and the conveyance of the image conversion panel P by the sub-scanning unit that is linked thereto.
[0048]
By the above-described scanning, a region corresponding to each pixel on the image conversion panel P is irradiated with the laser beam L, thereby receiving X-rays at the time of radiographic image capturing, converting the energy of the X-rays, and accumulating the brightness. The depleted phosphor emits fluorescence by emitting the energy accumulated as described above by the stimulation of the laser beam L. This fluorescence is guided to the photomultiplier tube 21 by the light collector and detected. The photomultiplier tube 21 outputs a signal of a current value according to the detected light intensity. In this way, the photomultiplier tube 21 outputs an electric signal corresponding to the intensity of the X-ray radiated to the area corresponding to each pixel of the image conversion panel P.
[0049]
The electric signal output from the photomultiplier tube 21 is input to the A / D converter 31. The A / D converter 31 appropriately performs current / voltage conversion and amplification on the electric signal, performs analog / digital conversion, and outputs the converted signal as image data for providing a radiation image of the subject. Thus, image data for one image is stored in the memory of the image data adder 32.
[0050]
After the scanning with the laser beam L is performed on the entire image conversion panel P and the first scanning is completed, the radiation image information which is not read in the first scanning while being stored in the image conversion panel P is read. A second scan is performed.
[0051]
Here, in the second scan, the intensity of light emitted from the image conversion panel is lower than the intensity of the first light. Therefore, in the second scanning, the diameter of the laser beam L is made larger than that in the first scanning, so that the intensity of light incident on the photoelectric conversion unit 2 is increased, and the detection sensitivity of the entire X-ray image reading apparatus 100 is increased. Is preferred.
[0052]
The image data read from the image conversion panel P when the diameter of the laser beam L is increased has a low S / N ratio instead of a low sharpness. Therefore, in order to obtain data having a higher S / N ratio than image data obtained in the first scan, it is preferable to increase the diameter of the laser beam L in the second scan.
[0053]
Therefore, in the second scanning, the light emitting unit 11 'in which the diameter of the laser beam L' is set to be large is selected, and the irradiation of the laser beam L 'and the scanning of the image conversion panel P are performed. The electric signal obtained in the second scan is also converted into image data by the A / D converter 31 and stored in the memory of the image data adder 32.
[0054]
The image data for two images obtained by the first scan and the second scan, respectively, are superimposed for each corresponding pixel by the arithmetic unit of the image data adder 32 and then output to the image output device. And finally output as a radiation image of the subject.
[0055]
Here, the two laser beams L and L 'have a positional relationship where the centers do not coincide as illustrated in FIGS. 3B and 3C. Therefore, an electric signal corresponding to the image data acquired in the first scan (first image data) and an electric signal corresponding to the image data acquired in the second scan (second image data) are generated. There is a timing gap between them. However, since both the light emitting units 11 and 11 ′ are fixedly installed, the timing shift is either constant or periodically fluctuates in accordance with the rotation of the rotary polygon mirror 12. . Therefore, the timing correction between the first image data and the second image data is easy.
[0056]
For the above-described reason, after the timing correction is performed on the first image data and the second image data, these image data are successively superimposed. The superimposition of the first image data and the second image data is performed by decomposing the first image data and the second image data into components (image signals) having different spatial frequency domains, respectively. Are superimposed on each pixel with corresponding ones (for example, those belonging to the same spatial frequency domain) with weights (for each component) corresponding to each spatial frequency domain. Then, the superposed components are reconnected and reconstructed to generate one image data.
[0057]
Here, as a method of decomposing the first image data and the second image data, multi-resolution processing, processing using a spatial filter, processing by Fourier transform, and the like are appropriately selected. Also, the weighting value when the component obtained in the first scan and the component obtained in the second scan are superimposed has the highest image quality due to the superimposition. The N ratio is determined for each spatial frequency region based on simulation results and the like so as to be added to the radiation image.
[0058]
The superimposition of the first image data and the second image data may be performed by an image processing method disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-345331.
[0059]
In addition, the weighting at the time of superimposing the first image data and the second image data may be determined in consideration of the purpose of radiographic imaging, imaging conditions, and the like.
[0060]
That is, for example, when performing image diagnosis on a part where a radiographic image has an image at a high spatial frequency due to having a fine structure, it is necessary to obtain a radiographic image with high sharpness by imaging. In this case, the image data adder 32 outputs an image with high sharpness by increasing the addition ratio of the first image data.
[0061]
On the other hand, in a case where image diagnosis is performed on a part where an image is captured at a low spatial frequency in a radiographic image, or where there is much noise in the entire image data and a high S / N ratio is to be given to the radiographic image with higher priority than high sharpness In this case, an image having a high S / N ratio may be output by increasing the addition ratio of the second image data in the image data adder 32.
[0062]
As described above, while scanning the image conversion panel P with the laser beam L emitted from the light beam scanning means 1, the image conversion panel P and the light beam scanning means 1 are relatively moved to form the image conversion panel P When scanning the entire area above, two scans are performed, and the diameter and wavelength of the laser beam L are changed between the first scan and the second scan, so that radiation images having different sharpness and S / N ratio are obtained. Can be obtained. Then, by superimposing these image data into one image data, it is possible to obtain a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for each image diagnosis.
[0063]
Further, according to the present invention, the above-described effect can be achieved by providing the photoelectric conversion unit 2 only with one set of the light beam scanning unit 1 on the same side of the image conversion panel P, so that the image quality is high and individual A radiation image reading apparatus capable of acquiring a radiation image having sharpness and an S / N ratio suitable for image diagnosis can be created without being restricted by the shape.
[0064]
Further, the light beam scanning means 1 includes two light emitting units 11 and 11 'having different diameters of the generated laser beams L and L'. By determining or changing the diameter by selecting either the light emitting unit 11 or the light emitting unit 11 ', the diameter of the laser beams L and L' in the X-ray image reading apparatus 100 can be determined and changed. Equipment can be simplified.
[0065]
For example, in the case of a radiation image reading apparatus in which the diameter of the laser beam L is adjusted by adjusting an optical system such as a collimator, it is necessary to provide a movable portion capable of performing extremely precise components with high accuracy and speed. . As described above, in a generally considered radiation image reading apparatus, since changing the diameter and wavelength of the laser beam L requires precise adjustment of components, the price becomes expensive and maintenance and management are troublesome. There are problems that are expensive.
[0066]
On the other hand, in the X-ray image reading apparatus 100 according to the present invention, the diameter and wavelength of the laser beams L and L 'can be changed without using a movable part that is expensive and requires labor and cost for maintenance. Therefore, according to the present invention, a radiation image reading apparatus capable of acquiring a high-quality radiation image suitable for individual image diagnosis can be produced at low cost. In addition, the maintenance and management of the radiation image reading apparatus can be made cheap and easy.
[0067]
Further, the image data based on the electric signal obtained in the first scan and the image data based on the electric signal obtained in the second scan are divided into components having different spatial frequencies. By superimposing the components in scanning by the calculation method set for each spatial frequency domain to which the corresponding components belong, a higher-quality image suitable for each image diagnosis can be obtained.
[0068]
The radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to the above-described X-ray image reading apparatus 100. For example, the arrangement of the light emitting units 11 and 11 'is not limited to the one shown in FIG. 1, but may be the one shown in FIG. Here, the optical path of the laser beams L and L 'is formed by using the polarization beam splitter 14, the mirror 15, and the polarizing plates 16 and 16'.
[0069]
In the embodiment of FIG. 4, the light emitting unit 11 and the light emitting unit 11 ′ are configured such that the laser beam L and the laser beam L ′ are irradiated in parallel with each other, and are vertically reflected by the polarization beam splitter 14 and the mirror 15, respectively. Installed in The polarizing beam splitter 14 has a function of selectively reflecting light waves in a specific vibration direction and selectively transmitting light waves in another vibration direction different from the specific vibration direction.
[0070]
The polarizing plate 16 selectively transmits only the light wave in the vibration direction reflected by the polarizing beam splitter 14 among the light waves of the laser beam L. The polarizing plate 16 ′ selectively transmits only the light wave in the vibration direction that passes through the polarizing beam splitter 14 among the light waves of the laser beam L ′. The mirror 15 reflects the laser beam L ′ toward the polarization beam splitter.
[0071]
In the embodiment of FIG. 4, after the laser beam L is emitted from the light emitting unit 11, it reaches the polarizing beam splitter 14 via the polarizing plate 16, is reflected by the polarizing beam splitter 14, and enters the rotary polygon mirror 12. The laser beam L ′ is emitted from the light emitting unit 11 ′, is reflected by the mirror 15, passes through the polarization beam splitter 14, and enters the rotary polygon mirror 12.
[0072]
Here, the light emitting units 11 and 11 ′, the polarizing beam splitter 14, the mirror 15, and the polarizing plates 16 and 16 ′ have substantially the same laser beam L and laser beam L ′ between the polarizing beam splitter 14 and the rotary polygon mirror 12. It is installed at a position and an angle that pass through the optical path. Thus, by selecting the light emitting units 11 and 11 ′, the diameters and wavelengths of the laser beams L and L ′ applied to the image conversion panel P can be easily determined and changed. The centers can be matched as shown in FIG. In this case, the first image data and the second image data can be superimposed very easily without performing timing correction.
[0073]
In FIG. 4, the light path reflected by the polarization beam splitter 14 has a smaller loss than the light path transmitted through the polarization beam splitter 14 as an example. As in this example, in this embodiment, the arrangement of the light emitting units 11 and 11 'is determined such that the laser beam L having the smaller diameter reaches the rotary polygon mirror 12 via the optical path having the smaller loss. Is preferred.
[0074]
Further, in the embodiment of FIG. 4, instead of the polarization beam splitter 14, a movable mirror which can be installed / removed on the laser beams L and L 'is provided so that the laser beams L and L' can be switched. Good.
[0075]
The radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to the above-described X-ray image reading apparatus 100. For example, the light-emitting unit 11 and the light-emitting unit 11 ′ are formed so that the specifications and shapes of the laser light-emitting device 111 and the laser light-emitting device 111 ′ are different from each other so that the wavelengths of the laser beam L and the laser beam L ′ are different. You may. Further, the light emitting unit 11 and the light emitting unit 11 'have different specifications and shapes of the laser light emitters 111 and 111' and the collimators 112 and 112 ', respectively, and both the wavelength and the diameter of the laser beam L and the laser beam L' to be irradiated are different. It may be formed as follows.
[0076]
Further, the light beam scanning means 1 may be configured to include three or more light emitting units 11, 11 ',. Further, the light beam scanning means 1 does not always select one set of the light-emitting units 11 at a time when scanning the image conversion panel P, and the two or more sets of the light-emitting units 11, 11 ',. You may make it select.
[0077]
In the laser beams L, L ', ..., the parameters determined and changed by the selection of the light emitting units 11, 11', ... are not limited to the diameter and the wavelength, but may be the intensity. Here, for example, when the positional relationship between the laser beams L and L ′ is as shown in FIG. 3A or FIG. 3B, one of the laser beams L and L ′ is applied to the image conversion panel. By selecting whether to irradiate P or to simultaneously irradiate the laser beams L and L ', the intensity of the irradiating laser beams L and L' can be determined and changed.
[0078]
Note that the radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to the X-ray image reading apparatus 100 described above. For example, the radiation applied to the image conversion panel P via the specific sample for radiation image formation is not limited to X-rays, but may be other radiation such as α-rays, β-rays, γ-rays, neutron rays, electron beams, and ultraviolet rays. Good.
[0079]
Note that the radiation image reading apparatus and the radiation image reading method according to the present invention are not limited to the above-described embodiments. For example, the predetermined area where scanning is performed on the image conversion panel P is not limited to the entire area on the image conversion panel P as described above. For example, when a part of the body of the subject who performs image diagnosis is smaller than the image conversion panel P, a part of the image conversion panel P is set as a predetermined area, and a radiation image is captured and a subsequent radiation image is taken. Reading may be performed.
[0080]
The scanning of the laser beam L over a predetermined area of the image conversion panel P and the detection of the light emitted at this time by the photoelectric conversion means 2 are not limited to two times as described above, and may be performed three times or more. . The number of times of the scanning is appropriately determined so that the radiation image stored in the image conversion panel P can be read efficiently.
[0081]
In this embodiment, the X-ray image reading apparatus 100 is formed separately from the image conversion panel P. However, the radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to this. For example, the present invention may be applied to an X-ray image reading apparatus 100 formed integrally with the image conversion panel P, such as used for chest X-ray photography.
[0082]
In this case, by providing one set of light beam scanning means 1 and one set of photoelectric conversion means 2 on the side of the image conversion panel P opposite to the side on which X-rays are incident, sharpness and S / N ratio suitable for radiation diagnosis can be improved. The provided radiographic image can be acquired. Therefore, the X-ray image reading apparatus 100 formed integrally with the image conversion panel P also has high image quality and can acquire a radiation image having sharpness and S / N ratio suitable for radiation diagnosis. It can be made inexpensively in form and without restriction on the shape.
[0083]
The operation of changing the beam diameter of the excitation light when performing a plurality of scans in the radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to the above-described example. For example, the diameter of the excitation light beam may be set large in the first scan of the predetermined area and small in the second scan. In the radiation image reading apparatus according to the present invention, the diameter and wavelength of the beam of the excitation light in each scan with respect to the predetermined area, so that a radiation image optimal for individual image diagnosis can be obtained from an electric signal obtained in each scan. It is determined as appropriate.
[0084]
Note that the sub-scanning unit does not convey the image conversion panel P, but conveys the light beam scanning unit 1 and the photoelectric conversion unit 2 freely, so that the image conversion panel P and the light beam scanning unit 1 move relative to each other. It may be made to move in a way. With this, the same effect as in the above-described embodiment can be obtained.
[0085]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the radiographic image reading apparatus which can acquire a high-quality radiographic image which has high image quality, and has the sharpness and S / N ratio suitable for each image diagnosis can be obtained without being restricted by the shape. It can be provided at low cost. Further, maintenance and management of the above-described radiation image reading apparatus can be performed easily and cheaply.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a front view of a main part of a light beam scanning unit 1 applied to an X-ray image reading apparatus 100 according to the present invention.
FIG. 2 is a main block diagram schematically illustrating the X-ray image reading apparatus 100.
FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an example of a positional relationship between laser beams L and L ′ emitted from light emitting units 11 and 11 ′ provided in a light beam scanning unit 1.
FIG. 4 is a front view of a main part of a light beam scanning unit 1 applied to an X-ray image reading apparatus 100 according to another embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
REFERENCE SIGNS LIST 1 light beam scanning means 2 photoelectric conversion means 3 image creation means 11, 11 ′ light emitting unit 12 rotating polygon mirror 13 fθ lens 21 photomultiplier tube 100 X-ray image reading devices 111, 111 ′ laser light emitters 112, 112 ′ collimator L Laser beam (beam of excitation light)
P image conversion panel

Claims

A radiation image reading apparatus that converts the energy of radiation incident through the subject, and irradiates the beam of excitation light to an image conversion panel having a stimulable phosphor that has accumulated to read radiation image information,
A light emitting unit that generates a beam of the excitation light, and irradiates the excitation light beam so that at least one of the diameter and the wavelength of the excitation light beam can be changed; Light beam scanning means for scanning;
Photoelectric conversion means for converting the fluorescent light emitted by the image conversion panel into an electric signal and outputting the electric signal,
Image creating means for creating radiation image data based on the electrical signal output from the photoelectric conversion means,
Simultaneously with the irradiation of the excitation light beam by the light beam scanning means, a predetermined region of the image conversion panel is scanned a plurality of times by relatively moving the image conversion panel and the light beam scanning means. Do,
In the plurality of scans, at least one scan of the predetermined area changes at least one of the beam diameter and wavelength of the excitation light,
The image creating unit creates one image data based on the electrical signals for a plurality of images output in response to the plurality of scans from the photoelectric conversion unit,
The light beam scanning means includes a plurality of the light emitting units at least one of the diameter and wavelength of the beam of the excitation light to be generated,
At least one of the diameter and the wavelength of the excitation light beam is determined by selecting one or a plurality of light emitting units for each scan of the predetermined region.

The image creating means divides a plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images into components belonging to different spatial frequency regions, and sets the corresponding components to each of the spatial frequency regions to which the components belong. The radiation image reading apparatus according to claim 1, wherein the one image data is created by superimposing the one image data.

The energy of the radiation incident through the subject is converted, and the image conversion panel having the stimulable phosphor accumulated and irradiated with a beam of excitation light by a light beam scanning unit, and the image conversion panel is irradiated with the excitation light. A radiation image reading method for reading radiation image information by scanning with a beam of
Emitting a beam of the excitation light from one or a plurality of light emitting units;
Simultaneously with the irradiation of the excitation light beam on the image conversion panel, the image conversion panel is parallel to the image conversion panel and perpendicular to the direction in which the excitation light beam scans the image conversion panel. And performing a plurality of scans on a predetermined area of the image conversion panel by relatively moving the light beam scanning means,
In the plurality of scans, at least one scan of the predetermined area changes at least one of the beam diameter and wavelength of the excitation light,
The photoelectric conversion unit photoelectrically converts the fluorescence emitted from the image conversion panel by the irradiation of the excitation light beam, thereby obtaining an electric signal for a plurality of images corresponding to the plurality of scans. Create one image data based on the signal,
At least one of the diameter and the wavelength of the excitation light beam is selected from one or more of the plurality of light emission units from among the plurality of light emission units having at least one of the emission light beam diameter and wavelength different from each other. A radiographic image reading method, wherein

A plurality of image data based on the electrical signals for the plurality of images is divided into components belonging to different spatial frequency domains, and the components corresponding to each other are overlapped by a calculation method set for each spatial frequency domain to which the components belong. The radiation image reading method according to claim 3, wherein the one image data is created.