JP5617847B2 - 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 - Google Patents

放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置 Download PDF

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Description

本発明は、放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置に関するものである。
病気診断等を目的として、Ｘ線画像に代表される放射線を用いて撮影された放射線画像が広く用いられている。こうした医療用の放射線画像は、従来からスクリーンフィルムを用いて撮影されていたが、放射線画像のデジタル化を図るために輝尽性蛍光体シートを用いたＣＲ（Computed Radiography）装置が開発され、最近では、照射された放射線を、二次元状に配置された放射線検出素子で検出して、デジタル画像データとして取得する放射線画像撮影装置が開発されている。
このような放射線画像撮影装置としては、照射されたＸ線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換された電磁波のエネルギに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が種々開発されている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。
ところで、操作者が放射線画像撮影装置を用いて撮影した画像を確認するには、コンソール等の外部装置に画像データを送信する必要がある。画像データはファイルサイズが大きいために非圧縮のままで送信すると、送信時間がかかるという問題がある。特に通信手段として、ケーブル等を用いた有線方式の通信手段に比べて送信速度が低速な無線方式の通信手段を用いると、その影響が顕著に現れる。
そこで、送信する画像データのファイルサイズを小さくするために、画像データに対して可逆圧縮処理を行ってからコンソール等の外部装置に送信することが提案されている（例えば特許文献１参照）。
特開２００３−１２６０４６号公報
しかしながら、画像データを単純に可逆圧縮するだけでは圧縮率を向上させ難いという問題がある。
このことを説明するために、以下、まず、従来の放射線画像撮影システムにおける画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理について図１９のフローチャートを参照して説明する。
従来の放射線画像撮影システムにおいては、放射線画像撮影装置は、読み出し回路によって放射線検出素子から画像データを読み出し（ステップＳ１０１）、その読み出された画像データに対してオフセット補正処理を行い（ステップＳ１０２）、そのオフセット補正後の画像データに対して圧縮処理を行って、圧縮画像データを作成し（ステップＳ１０３）、当該圧縮画像データをコンソール等の外部装置に送信する（ステップＳ１０４）ように構成されていた。
そして、コンソール等の外部装置は、放射線画像撮影装置から送信された圧縮画像データを受信すると、当該圧縮画像データに対して伸長処理を行い（ステップＳ１０５）、その伸長後の画像データに対して対数変換処理を行う（ステップＳ１０６）。その際、対数変換処理前の信号値と対数変換処理後の信号値とは図２０に示すような関係になる。
具体的には、対数変換処理前の信号値をｘ、対数変換処理後の信号値をｙとすると、対数変換処理前の信号値ｘは、
ｙ＝ａ×logｘ＋ｂ …（１）
に従って対数変換処理後の信号値ｙに変換される。
次いで、コンソール等の外部装置は、その対数変換処理後の画像データに対してゲイン補正処理を行い（ステップＳ１０７）、そのゲイン補正後の画像データに対して欠陥画素補正処理を行い（ステップＳ１０８）、そして、その欠陥画素補正後の画像データに対して所定の表示処理を行って（ステップＳ１０９）、当該画像データに基づく放射線画像を表示部に表示する（ステップＳ１１０）ように構成されていた。
ところで、放射線画像撮影装置におけるオフセット補正後の画像データに対して圧縮処理を行って圧縮画像データを作成する処理（ステップＳ１０３）では、例えばハフマン符号化等の可逆圧縮処理の手法が用いられる。ハフマン符号化では、出現頻度の高いデータほど短いハフマンコードを割り当てることによって、全体としてデータの圧縮が行われる。
しかしながら、オフセット補正後の画像データＤの出現頻度Ｆの分布が、例えば図２１に示すような分布であったとする。この図２１に示す分布では出現頻度Ｆが比較的高い画像データＤの分布範囲が広いため、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データＤが多くなり、圧縮率がさほど上がらないという問題が生じてしまう。
そこで、本願発明者らは、画像データを可逆圧縮する際の圧縮率の向上のために研究を重ねたところ、図１９に示した処理のシーケンスを多少変更するだけで、画像データの圧縮率を向上させることが可能となり、しかも、放射線画像撮影装置での画像データの読み出し処理から画像データの圧縮処理を経てコンソール等の外部装置での画像データの画像処理に至る処理を効率的に行うことが可能な放射線画像撮影システムを構築することができた。
本発明は、上記の事情を鑑みてなされたものであり、放射線画像撮影で取得された画像データを圧縮する際の圧縮率を向上させ、かつ、放射線画像撮影装置での画像データの読み出し処理からコンソール等の外部装置での画像データの画像処理に至る処理を効率的に行うことが可能な放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。
前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像撮影システムは、
放射線画像撮影を行う放射線画像撮影装置と、前記放射線画像撮影装置により撮影された放射線画像の画像データに対して所定の画像処理を行うコンソールと、を備える放射線画像撮影システムにおいて、
前記放射線画像撮影装置は、
照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の撮像素子が二次元状に配列されたセンサパネルと、
前記撮像素子からそれぞれ画像データを読み出す読み出し回路と、
前記読み出された画像データに対して、所定の変換処理を行う変換処理部と、
前記所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行い、圧縮画像データを作成する圧縮処理部と、
前記圧縮画像データを前記コンソールに送信する通信手段と、
を備え、
前記コンソールは、
前記放射線画像撮影装置から送信された圧縮画像データに対して伸長処理を行う伸長処理部を備え、
前記変換処理部は、前記所定の変換処理として、前記読み出された画像データのうち、所定の閾値よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データに対して対数変換処理を行い、前記所定の閾値以下の信号値を有する低信号側の画像データに対しては前記対数変換処理を行わない処理を行うことを特徴とする。
本発明の放射線画像撮影装置は、
照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の撮像素子が二次元状に配列されたセンサパネルと、
前記撮像素子からそれぞれ画像データを読み出す読み出し回路と、
前記読み出された画像データに対して所定の変換処理を行う変換処理部と、
前記所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行い、圧縮画像データを作成する圧縮処理部と、
前記圧縮画像データを外部装置に送信する通信手段と、
を備え、
前記変換処理部は、前記所定の変換処理として、前記読み出された画像データのうち、所定の閾値よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データに対して対数変換処理を行い、前記所定の閾値以下の信号値を有する低信号側の画像データに対しては前記対数変換処理を行わない処理を行うことを特徴とする。
本発明のような方式の放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置によれば、放射線画像撮影装置は、所定の変換処理として、読み出し回路によって読み出された画像データのうち、高信号側の画像データに対して対数変換処理を行うとともに、低信号側の画像データに対して対数変換処理を行わない処理を行い、その所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行うように構成されている。
これにより、圧縮処理される圧縮前の画像データの分布の範囲を狭め、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲をより限定することが可能となるため、画像データの圧縮率を的確に向上させることが可能となる。
また、圧縮率が向上するため、画像データをコンソール等の外部装置に送信する際の送信時間が短くなり、送信にかかるストレスを軽減することが可能となる。
また、画像データに対する必須の画像処理である対数変換処理を、高信号側の画像データに対しては事前に放射線画像撮影装置で行い、残りの低信号側の画像データに対してはコンソール等の外部装置で行う。
そのため、従来の工程（図１９参照）に、大幅な追加の処理を加える必要がなく、効率のよい処理が可能となる。このように、本発明のような方式の放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置によれば、放射線画像撮影装置での画像データの読み出し処理からコンソール等の外部装置での画像データの画像処理に至る処理を効率的に行うことが可能となる。
本実施形態に係る放射線画像撮影システムの全体構成を示す図である。 本実施形態に係る放射線画像撮影装置を示す斜視図である。 図２におけるＸ−Ｘ線に沿う断面図である。 本実施形態に係るセンサパネルの基板の構成を示す平面図である。 図４の基板上の小領域に形成された放射線検出素子と薄膜トランジスタ等からなる撮像素子の構成を示す拡大図である。 図５におけるＹ−Ｙ線に沿う断面図である。 ＣＯＦやＰＣＢ基板などが取り付けられたセンサパネルを説明する側面図である。 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の等価回路図を表す図である。 高信号側変換処理用のＬＵＴの一例を示すグラフである。 高信号側変換処理用のＬＵＴの他の一例を示すグラフである。 高信号側変換処理用のＬＵＴの他の一例を示すグラフである。 高信号側変換処理用のＬＵＴの他の一例を示すグラフである。 所定の閾値や所定の減算値などを説明するためのグラフである。 低信号側対数変換処理用のＬＵＴの一例を示すグラフである。 高信号側加算処理を説明するためのグラフである。 本実施形態に係る放射線画像撮影システムにおける、画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理を説明するためのフローチャートである。 オフセット補正後の画像データ全部に対して対数変換処理を行う場合に用いるＬＵＴの一例を示すグラフである。 従来の放射線画像撮影装置で作成された圧縮画像データの圧縮率と、本実施形態の放射線画像撮影装置で作成された圧縮画像データの圧縮率と、を比較するためのグラフである。 従来の放射線画像撮影システムにおける、画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理を説明するためのフローチャートである。 従来の放射線画像撮影装置による圧縮処理を説明するためのグラフである。 オフセット補正後の画像データの出現頻度の分布の一例を示すグラフである。
以下、図を参照して、本発明の実施の形態を詳細に説明する。ただし、発明の範囲は、図示例に限定されない。
なお、以下では、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、本発明はその場合に限定されず、例えば、支持台と一体的に形成された放射線画像撮影装置に対しても適用することができる。
また、以下では、放射線画像撮影装置として、シンチレータ等を備え、放射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して照射し、放射線検出素子で電気信号である画像データに変換する、いわゆる間接型の放射線画像撮影装置について説明するが、本発明は、シンチレータ等を介さずに放射線を放射線検出素子で直接検出する、いわゆる直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することができる。
［放射線画像撮影システム］
まず、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００について説明する。図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００の全体構成を示す図である。
放射線画像撮影システム１００は、例えば、病院や医院内で行われる放射線画像撮影を想定したシステムであり、放射線画像として医療用の診断画像を撮影するシステムとして採用することができる。
具体的には、放射線画像撮影システム１００は、例えば、図１に示すように、放射線画像撮影を行う放射線画像撮影装置１と、放射線画像撮影装置１と通信可能に構成され、放射線画像撮影装置１により撮影された放射線画像の画像データに対して所定の画像処理を行うコンソール１０１と、等を備えて構成される。
放射線画像撮影装置１は、例えば、放射線を照射して患者Ｍの一部である被写体、すなわち患者Ｍの撮影対象部位等の撮影を行う撮影室Ｒ１に設けられており、コンソール１０１は、この撮影室Ｒ１に対応して設けられている。
なお、本実施形態では、放射線画像撮影システム１００内に１つの撮影室Ｒ１が設けられて、撮影室Ｒ１内に３つの放射線画像撮影装置１が配置されている場合を例として説明するが、撮影室Ｒ１の個数、各撮影室Ｒ１に設けられる放射線画像撮影装置１の個数は、特に限定されない。
また、撮影室Ｒ１が複数ある場合に、コンソール１０１は各撮影室Ｒ１に対応して設けられていなくてもよく、複数の撮影室Ｒ１に対して１台のコンソール１０１が対応付けられていてもよい。
撮影室Ｒ１内には、放射線画像撮影装置１が装填可能に構成され、その装填された放射線画像撮影装置１を所定の位置に保持するためのカセッテ保持部１１１を備えるブッキー装置１１０と、被写体に放射線を照射するＸ線管球等の放射線源（図示省略）を備える放射線発生装置１１２と、等が設けられている。
本実施形態においては、ブッキー装置１１０として、臥位撮影用のブッキー装置１１０ａと、立位撮影用のブッキー装置１１０ｂと、が設けられていることとする。ここで、ブッキー装置１１０において、例えばそれら自体の位置調整やブッキー装置本体に対するカセッテ保持部１１１の高さ調整などを適宜行うこと等が可能とされていることは、公知のブッキー装置と同様である。
なお、本実施形態では、撮影室Ｒ１内に臥位撮影用のブッキー装置１１０ａと立位撮影用のブッキー装置１１０ｂとがそれぞれ１つずつ設けられている場合を例示しているが、撮影室Ｒ１内に設けられるブッキー装置１１０の個数は特に限定されない。
また、放射線画像撮影装置１は、ブッキー装置１１０に装填されない、いわば単独の状態で用いることも可能である。すなわち、放射線画像撮影装置１を単独の状態で、例えば撮影室Ｒ１内に設けられた支持台や臥位撮影用のブッキー装置１１０ａなどに配置してその放射線入射面Ｒ（後述）上に患者の撮影対象部位である手や脚などを載置したり、或いは、例えばベッド上に横臥した患者の腰や脚などとベッドとの間に差し込んだりして用いることも可能である。この場合、被写体を介して放射線画像撮影装置１に放射線が照射されるように、例えばブッキー装置１１０に対応付けて設けられた放射線発生装置１１２の向きが変更（調整）されて、放射線画像撮影が行われる。
放射線発生装置１１２は、後述する操作装置１１４からの指示に従ってセットアップされ、図示しない移動手段により所定の位置にまで移動され、放射線の照射方向が所定の方向を向くようにその向きが調整される。
また、放射線発生装置１１２には、操作装置１１４から放射線の曝射を指示する曝射指示信号が送信される。そして、放射線発生装置１１２は、この曝射指示信号に従って所定の放射線を所定時間、所定のタイミングで照射するように構成されている。
本実施形態においては、放射線発生装置１１２として、臥位撮影用のブッキー装置１１０ａに対応付けられた放射線発生装置１１２と、立位撮影用のブッキー装置１１０ｂに対応付けられた放射線発生装置１１２と、が設けられていることとする。
なお、本実施形態では、各ブッキー装置１１０に対応して１つずつ放射線発生装置１１２が設けられている構成を例示しているが、これに限ることはなく、例えば、撮影室Ｒ１内に放射線発生装置１１２を１つ備え、複数のブッキー装置１１０に対して１つの放射線発生装置１１２が対応し、適宜位置を移動させたり、放射線照射方向を変更したりする等して、共用するようになっていてもよい。
また、本実施形態では、ブッキー装置１１０に対応付けられた放射線発生装置１１２が設けられている場合を例示しているが、これに限ることはなく、例えば、このような放射線発生装置１１２に加えて、ブッキー装置１１０に対応付けられていないポータブルの放射線発生装置を設けるようにしてもよい。このポータブルの放射線発生装置は、例えば、撮影室Ｒ１内の任意の場所に持ち運びでき、任意の方向に放射線を照射できるように構成されている。
また、ポータブルの放射線発生装置を設ける場合、このポータブルの放射線発生装置は、放射線発生装置１１２と同様、後述する操作装置１１４からの指示に従ってセットアップされるように構成してもよいし、その他にも、例えば、操作者が手動でセットアップしたり、放射線画像撮影装置１からポータブルの放射線発生装置に無線信号を送信してセットアップしたりするように構成してもよい。
また、撮影室Ｒ１は、放射線が外部に漏れないように鉛等でシールドされているため、無線通信用の電波も遮断される。そのため、撮影室Ｒ１内には、撮影室Ｒ１内に設置された放射線画像撮影装置１やブッキー装置１１０などと、撮影室Ｒ１外に設置されたコンソール１０１等と、が通信する際にこれらの通信を中継する無線アクセスポイント（基地局）１１３等が設けられている。
なお、本実施形態では、無線アクセスポイント１１３とブッキー装置１１０とを無線接続するように構成したが、これに限ることはなく、例えば、無線アクセスポイント１１３とブッキー装置１１０とをケーブル等で有線接続して、ブッキー装置１１０やそれに装填された放射線画像撮影装置１と、コンソール１０１等と、の通信を有線方式でも行うことができるように構成してもよい。
また、本実施形態では、撮影室Ｒ１に隣接して前室Ｒ２が設けられている。前室Ｒ２には、放射線技師や医師などの操作者が、被写体に照射する放射線の制御、すなわち被写体に放射線を照射する放射線発生装置１１２の管電圧、管電流、照射野絞り等の制御等の各種操作を行うための操作装置１１４が配置されている。
操作装置１１４は、汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）を備えるコンピュータや専用のプロセッサ（processor）を備えるコンピュータなどで構成されている。
また、操作装置１１４には、各種操作ボタン等が設けられている。そして、操作装置１１４は、操作者により操作ボタンが操作されると、例えば、放射線発生装置１１２に放射線の曝射を指示する曝射指示信号等を送信するように構成されている。
本実施形態においては、操作装置１１４は、放射線発生装置１１２と接続されているとともに、コンソール１０１とも接続されていることとする。
そして、操作装置１１４には、コンソール１０１から放射線発生装置１１２の放射線照射条件を制御する制御信号が送信され、放射線発生装置１１２の放射線照射条件は、操作装置１１４に送信されたコンソール１０１からの制御信号に応じて設定される。放射線照射条件としては、例えば、曝射開始／終了タイミング、放射線管電流の値、放射線管電圧の値、フィルタ種等がある。
［放射線画像撮影装置］
次に、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１について説明する。図２は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の外観斜視図であり、図３は、図２におけるＸ−Ｘ線に沿う断面図である。
放射線画像撮影装置１は、例えば、図２および図３に示すように、筐体状のハウジング２内にシンチレータ３や基板４などで構成されるセンサパネル４０が収納されて構成されている。
図２に示すように、ハウジング２は、角筒状に形成されたハウジング本体部２ａと、ハウジング本体部２ａの両端の開口部を覆って閉塞する蓋部材２ｂ，２ｂと、を備えた、いわゆるモノコック型に形成されている。
ハウジング本体部２ａには、放射線の照射を受ける側の面Ｒ（以下「放射線入射面Ｒ」という。）が設けられており、放射線を透過するカーボン板やプラスチックなどの材料で形成されている。
なお、ハウジング２の構成、形状等は、ここに例示したものに限定されない。例えば、ハウジング２を、フレーム板とバック板とで形成された、いわゆる弁当箱型とすることも可能である。
また、一方の蓋部材２ｂには、電源スイッチ３６と、放射線画像撮影装置１と外部装置とを有線で接続するための端子３７と、各種の操作状況等を表示するインジケータ３８と、等が設けられている。
また、蓋部材２ｂには、放射線画像撮影装置１がコンソール１０１等の外部装置との間でデータや信号などの送受信を無線方式で行うための通信手段であるアンテナ装置３９が埋め込まれて設けられている。
なお、アンテナ装置３９を設ける箇所は、本実施形態のようにハウジング２の１つの蓋部材２ｂに限定されず、他の位置に設けることも可能である。また、アンテナ装置３９の個数は必ずしも１つに限定されず、必要な数だけ適宜設けられる。
図３に示すように、ハウジング２の内部には、センサパネル４０が収納されている。センサパネル４０は、基板４とこれに積層されるシンチレータ３とを備えており、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒ側には、それらを保護するためのガラス基板３５が配設されている。
また、基板４の下方側には図示しない鉛の薄板等を介して基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４などが取り付けられている。
シンチレータ３は、基板４の後述する検出部Ｐに貼り合わされている。シンチレータ３は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００〜８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。
基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図４に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各小領域ｒには、放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。
このように、放射線検出素子７は、センサパネル４０の基板４上に二次元状に配列されており、複数の放射線検出素子７が設けられた領域ｒ全体、すなわち図４に一点鎖線で示される領域がセンサパネル４０の検出部Ｐとされている。
本実施形態では、放射線入射面Ｒから入射した放射線がシンチレータ３で変換されて出力される電磁波の光量に応じて電荷を発生させる放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも、例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。
また、各放射線検出素子７は、図４や図５の拡大図に示すように、スイッチ素子である薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor。以下「ＴＦＴ」という。）８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。
そして、ＴＦＴ８は、オン状態とされることにより、すなわちゲート電極８ｇに信号読み出し用の電圧が印加されてＴＦＴ８のゲートが開かれることにより、放射線検出素子７に蓄積された電荷を信号線６に放出させるように構成されている。ここで、本実施形態における放射線検出素子７やＴＦＴ８の構造について、図６に示す断面図を用いて簡単に説明する。図６は、図５におけるＹ−Ｙ線に沿う断面図である。
基板４の面４ａ上に、ＡｌやＣｒなどからなるＴＦＴ８のゲート電極８ｇが走査線５と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極８ｇ上および面４ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層８１上のゲート電極８ｇの上方部分に、水素化アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等からなる半導体層８２を介して、放射線検出素子７の第１電極７４と接続されたソース電極８ｓと、信号線６と一体的に形成されるドレイン電極８ｄとが積層されて形成されている。
ソース電極８ｓとドレイン電極８ｄとは、窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第１パッシベーション層８３によって分割されており、さらに第１パッシベーション層８３は両電極８ｓ，８ｄを上側から被覆している。また、半導体層８２とソース電極８ｓやドレイン電極８ｄとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたオーミックコンタクト層８４ａ，８４ｂがそれぞれ積層されている。以上のようにしてＴＦＴ８が形成されている。
また、放射線検出素子７の部分では、基板４の面４ａ上にゲート絶縁層８１と一体的に形成される絶縁層７１の上にＡｌやＣｒなどが積層されて補助電極７２が形成されており、補助電極７２上に第１パッシベーション層８３と一体的に形成される絶縁層７３を挟んでＡｌやＣｒ、Ｍｏなどからなる第１電極７４が積層されている。第１電極７４は、第１パッシベーション層８３に形成されたホールＨを介してＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。
第１電極７４の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたｎ層７５、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるｉ層７６、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてｐ型に形成されたｐ層７７が下方から順に積層されて形成されている。なお、ｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の積層の順番は上下逆であってもよい。
ｐ層７７の上には、ＩＴＯ等の透明電極とされた第２電極７８が積層されて形成されており、照射された電磁波がｉ層７６等に到達するように構成されている。以上のようにして放射線検出素子７が形成されている。
なお、本実施形態では、上記のように、放射線検出素子７としてｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５が積層されて形成された、いわゆるｐｉｎ型の放射線検出素子を用いる場合を説明したが、放射線検出素子７は、このようなｐｉｎ型に限定されない。
また、放射線検出素子７の第２電極７８の上面には、第２電極７８を介して放射線検出素子７に逆バイアス電圧を印加するバイアス線９が接続されている。なお、放射線検出素子７の第２電極７８やバイアス線９、ＴＦＴ８側に延出された第１電極７４、ＴＦＴ８の第１パッシベーション層８３等、すなわち放射線検出素子７とＴＦＴ８の上面部分は、その上方側から窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第２パッシベーション層７９で被覆されている。
図４や図５に示すように、本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、基板４の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線１０に結束されている。
本実施形態では、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう）１１に接続されている。各入出力端子１１には、図７に示すように、ＩＣ１２ａ等のチップが組み込まれたＣＯＦ（Chip On Film）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）などの異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。また、ＣＯＦ１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されている。
また、基板４の面４ａ上の放射線検出素子７が配列された部分、すなわち検出部Ｐには、放射線検出素子７を保護し平坦面を形成するために透明な樹脂等が塗布されて平坦化層７ａが形成されている。そして、シンチレータ３がその平坦化層７ａに貼り合わされるようになっている。
ここで、放射線画像撮影装置１のセンサパネル４０の回路構成について説明する。図８は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１のセンサパネル４０の等価回路図である。
前述したように、センサパネル４０の各撮像素子４１の放射線検出素子７は、その第２電極７８がそれぞれバイアス線９に接続されており、各バイアス線９は結線１０に結束されてバイアス電源１４に接続されている。バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の第２電極７８にそれぞれバイアス電圧を印加するように構成されている。また、バイアス電源１４は、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２は、バイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を制御するように構成されている。
本実施形態においては、放射線検出素子７のｐ層７７側（図６参照）に第２電極７８を介してバイアス線９が接続されていることからも分かるように、バイアス電源１４からは、放射線検出素子７の第２電極７８にバイアス線９を介してバイアス電圧として放射線検出素子７の第１電極７４側にかかる電圧以下の電圧（すなわち、いわゆる逆バイアス電圧）が印加される。
各放射線検出素子７の第１電極７４はそれぞれＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図８中ではＳと表記されている。）に接続されており、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇ（図８中ではＧと表記されている。）は、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから延びる走査線５の各ラインＬ１〜Ｌｘにそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄ（図８中ではＤと表記されている。）は、各信号線６にそれぞれ接続されている。
走査駆動手段１５は、本実施形態においては、ゲートドライバ１５ｂにオン電圧とオフ電圧を供給する電源回路１５ａと、走査線５の各ラインＬ１〜Ｌｘに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えて各ＴＦＴ８のオン状態とオフ状態とを切り替えるゲートドライバ１５ｂと、を備えている。
各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。なお、読み出しＩＣ１６には所定個数の読み出し回路１７が設けられており、読み出しＩＣ１６が複数設けられることによって、信号線６の本数分の読み出し回路１７が設けられている。
読み出し回路１７は、増幅回路１８と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路１９と、アナログマルチプレクサ２１と、Ａ／Ｄ変換器２０と、で構成されている。
本実施形態においては、増幅回路１８と相関二重サンプリング回路１９とは、１本の信号線６毎に１つずつ設けられているが、アナログマルチプレクサ２１とＡ／Ｄ変換器２０とは、複数の回路で共通とされている。なお、相関二重サンプリング回路１９は、図８中ではＣＤＳと表記されている。
放射線画像撮影時には、放射線画像撮影装置１のハウジング２の放射線入射面Ｒに、例えば患者の胸部や脚などの撮影対象部位が被写体として配置された状態で、放射線が照射される。その際、各撮像素子４１のＴＦＴ８のゲート電極８ｇはオフ状態とされ、ゲートが閉じられた状態とされる。その状態で、被写体を透過した放射線が照射されると、放射線入射面Ｒを透過した放射線が図８では図示が省略されているシンチレータ３に入射し、シンチレータ３で放射線が電磁波に変換され、その電磁波が撮像素子４１の放射線検出素子７に入射する。
そして、入射した電磁波が放射線検出素子７のｉ層７６（図６参照）に到達すると、ｉ層７６内で入射した電磁波の光量、すなわち放射線の線量に応じて電子正孔対が発生し、逆バイアス電圧の印加により放射線検出素子７内に形成された所定の電位勾配に従って、発生した電子と正孔のうちの一方の電荷（本実施形態では正孔）は第２電極７８側に移動し、他方の電荷（本実施形態では電子）は第１電極７４側に移動して第１電極７４付近に蓄積される。
そして、放射線の照射が停止されて放射線画像撮影が終了すると、読み出し動作が開始される。読み出し動作では、走査線５を介して走査駆動手段１５から各撮像素子４１のＴＦＴ８のゲート電極８ｇに信号読み出し用の電圧が印加され、ＴＦＴ８のゲートがオン状態とされて、撮像素子４１の放射線検出素子７に蓄積された電荷がＴＦＴ８のソース電極８ｓを介してドレイン電極８ｄから信号線６に放出される。
そして、読み出し回路１７では、撮像素子４１から信号線６を通じて放射線検出素子７に蓄積された電荷が放出されると、撮像素子４１毎に電荷を電荷電圧変換して増幅する等して画像データに変換した後、各相関二重サンプリング回路１９で、画像データから放射線が照射されていない時の各放射線検出素子７のノイズを差し引いた画像データを、アナログマルチプレクサ２１を介して順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信し、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値に変換して読み出すように構成されている。
制御手段２２は、ＣＰＵ、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等を備えたマイクロコンピュータや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などによって構成されており、ＲＯＭに格納される所定のプログラムを読み出してＲＡＭの作業領域に展開し、当該プログラムに従って各種処理を実行して、放射線画像撮影装置１の各部材の動作等を制御する。
なお、ＲＯＭやＲＡＭは、制御手段２２ではなく、制御手段２２に接続された記憶手段２３に備えられていてもよい。
前述したように、制御手段２２は、バイアス電源１４を制御して各撮像素子４１の放射線検出素子７に印加する逆バイアス電圧を制御したり、走査駆動手段１５から信号読み出し用の電圧を印加する走査線５を切り替えたり、或いは、各読み出し回路１７内の増幅回路１８や相関二重サンプリング回路１９などを制御して、各撮像素子４１からの画像データの読み出しを行うように構成されている。
なお、各読み出し回路１７によって各撮像素子４１から読み出された各画像データは、制御手段２２により制御される図示しないメモリコントローラの指示に従って記憶手段２３の画像記憶領域に保存される。
また、制御手段２２には、前述したアンテナ装置３９が接続されており、アンテナ装置３９を介してコンソール１０１等の外部装置との間でデータや信号などの送受信を行うように構成されている。
さらに、制御手段２２は、装置に内蔵されたバッテリ２４から各撮像素子４１等の各部材への電力の供給を制御するように構成されている。バッテリ２４には、外部装置から電力を供給してバッテリ２４を充電するための接続端子（図示省略）が取り付けられている。
また、制御手段２２は、読み出し回路１７によって読み出された画像データを記憶手段２３の画像記憶領域から取得し、当該画像データに対してオフセット補正処理を行う。
すなわち、制御手段２２は、放射線画像撮影装置１に放射線を照射しない状態でセンサパネル４０の各撮像素子４１から出力されるダーク読取値を検出し、このダーク読取値に基づいてオフセット補正値を算出して、各画素毎にオフセット補正を行う。
なお、ダーク読取値を検出するためのダーク読取は、通常、撮影の直前や直後に行われる。
また、より信頼性の高いオフセット補正値を得るために、ダーク読取を複数回行って、ダーク読取値を複数回検出し、例えばそれらの平均値に基づいてオフセット補正値が算出される場合もある。
また、制御手段２２は、読み出し回路１７によって読み出されてオフセット補正処理が行われたオフセット補正後の画像データに対して、所定の変換処理を行う変換処理部として機能する。
本発明では、前記所定の変換処理として、前述した従来の放射線画像撮影システムにおいてコンソールで行われていた画像データに対する対数変換処理（図１９のステップＳ１０６）を、放射線画像撮影装置１の制御手段２２が、画像データの圧縮前に行い、しかも、全ての画像データに対してではなく、画像データの一部に対してのみ対数変換処理を行う点に特徴を有する。
すなわち、制御手段２２は、この所定の変換処理では、オフセット補正後の画像データのうち、所定の閾値Ｖ１よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データに対してのみ対数変換処理を行うようになっている。なお、このように高信号側の画像データに対してのみ対数変換処理を行う処理を、以下「高信号側変換処理」という。また、この所定の変換処理では、所定の閾値Ｖ１以下の信号値を有する低信号側の画像データに対しては当該対数変換処理等の処理を行わないように構成されている。
この高信号側変換処理を実現するために、制御手段２２を、高信号側の画像データに対して、上記（１）式に従って高信号側変換処理を行うように構成することが可能である。具体的には、高信号側変換処理前の信号値をｘ、高信号側変換処理後の信号値をｙとすると、高信号側変換処理前の信号値ｘは、
ｙ＝ａ×logｘ＋ｂ …（１）
に従って高信号側変換処理後の信号値ｙに変換される。
このように高信号側変換処理を行うと、高信号側変換処理前の信号値（横軸）に対する高信号側変換処理後の信号値（縦軸）の関係は図９に示す状態となる。ここに、横軸の最大値を１６３８４（＝２１４）階調とすると、
Ｖ２＝ａ×logＶ１＋ｂ
Ｖ３＝ａ×log２１４＋ｂ
である。
また、上記（１）式に従って演算を行う代わりに、ＲＯＭや記憶手段２３などに予め図９に示した形のＬＵＴ（Look Up Table）を保存しておき、制御手段２２がそのＬＵＴを参照して上記の高信号側変換処理を行うように構成することも可能である。
なお、この所定の変換処理では、低信号側の画像データに対しては対数変換処理を行わず、図９のＬＵＴを用いた変換を施さないため、図９では、所定の閾値Ｖ１以下の部分を仮想線（二点鎖線）で示している。
しかしながら、所定の閾値Ｖ１以下の低信号側の画像データについてもＬＵＴを用いた変換を施すように構成することも可能である。すなわち、例えば図１０に示すように、所定の閾値Ｖ１以下の低信号側の画像データについてはそのままの値を出力するようにＬＵＴを構成することも可能である。
また、図９や図１０に示したＬＵＴのうち、高信号側の部分を図の縦方向に平行移動させて、ＬＵＴを図１１や図１２に示すような形に構成することも可能である。
このように構成すれば、図９や図１０に示したＬＵＴでは上下に分割されていた前記所定の変換処理後の信号値が取り得る数値の各範囲、すなわち０〜Ｖ１［ＬＳＢ］の範囲とＶ２〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲とが、図１１や図１２に示すように０〜Ｖ４［ＬＳＢ］（なお、Ｖ４＝Ｖ３−（Ｖ２−Ｖ１）。）の範囲に集約されるため、後述する前記所定の変換処理後の信号値に対するハフマンコードの割り付けが行い易くなる。
なお、図９や図１０に示したＬＵＴを用いる代わりに、図１１や図１２に示したＬＵＴを用いることは、制御手段２２が高信号側の画像データに対して上記（１）式に従って対数変換処理を行った後、当該対数変換処理が行われた画像データの信号値から所定の減算値Ｖ２−１（＝Ｖ２−Ｖ１）を減算する減算処理を行うことに相当する。
すなわち、高信号側の画像データについて、高信号側変換処理前の信号値ｘを、
ｙ＝ａ×logｘ＋ｂ−（Ｖ２−Ｖ１）
＝ａ×logｘ＋ｂ−Ｖ２−１ …（２）
に従って高信号側変換処理後の信号値ｙに変換することに相当する。
ここで、前述した所定の閾値Ｖ１は、例えば、オフセット補正後の画像データ全部（すなわち、オフセット補正後の高信号側の画像データおよび低信号側の画像データ）に対して対数変換処理を行った際に、当該対数変換処理を行う前の信号値である対数変換前信号値をｘ軸（横軸）、当該対数変換処理を行った後の信号値である対数変換後信号値をｙ軸（縦軸）として得られる曲線に対する接線の傾きγが、所定の傾きとなる場合に対応する対数変換前信号値として設定することができる。
そして、本実施形態では、この所定の傾きが１となる場合に対応する対数変換処理前の信号値を所定の閾値Ｖ１として設定する。
具体的には、対数変換前信号値を上記（１）式に従って対数変換すると、図１３に示す対数曲線（図２０に示したものと同じ。）が得られるが、所定の閾値Ｖ１は、当該対数曲線に対する傾きγが１の接線（図１３において二点鎖線で示す接線）に対応する対数変換前信号として算出することにより設定できる。
なお、上記の所定の傾きは必ずしも１である必要はなく、任意の値に設定することが可能である。
また、図９〜図１５の各図で、画像データの信号値を０〜１６３８３［ＬＳＢ］の１６３８４（＝２１４）階調にした場合を例示して説明しているが、信号値は１６３８４階調に限ることなく、例えば０〜６５５３５［ＬＳＢ］の６５５３６（＝２１６）階調等であってもよく、任意の値に設定可能である。図１７、図２０、図２１についても同様である。
また、前述した所定の減算値Ｖ２−１（＝Ｖ２−Ｖ１）は、所定の閾値Ｖ１を対数変換することにより得られる値Ｖ２から当該所定の閾値Ｖ１を引いた差である。
すなわち、上記の所定の減算値Ｖ２−１は、上記（１）式のｘに所定の閾値Ｖ１を代入して得られる値ｙ（Ｖ２）から所定の閾値Ｖ１を減算した値として算出することにより設定できる。
また、制御手段２２は、前記所定の変換処理を施した画像データ（すなわち、高信号側変換処理を施した所定の閾値Ｖ１よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データと、対数変換処理を施していない所定の閾値Ｖ１以下の信号値を有する低信号側の画像データと、の両方）に対して圧縮処理を行い、圧縮画像データを作成する圧縮処理部として機能する。
ところで、放射線画像撮影装置１により撮影された放射線画像を医用画像として診断等に用いる場合には、患者の病変部の状態が撮影された画像データが確実に元の画像データに伸長（復元）されることが必要となる。
そのため、画像データを圧縮するデータ圧縮方法としては、圧縮によって画像データが有する情報の一部が失われてしまう非可逆圧縮の方法ではなく、圧縮前の画像データと伸長後の画像データとが完全に一致する可逆圧縮の方法を採用することが好ましい。
そこで、本実施形態では、データ圧縮方法として可逆圧縮の方法を採用し、その可逆圧縮の方法としてハフマン符号化の方法を採用する。ハフマン符号化は、出現頻度の高いデータほど短いハフマンコードを割り当てることによって、全体としてデータの圧縮を行う可変長符号の一種である。
なお、データ圧縮方法は、必ずしもハフマン符号化の方法である必要はなく、他の圧縮方法を採用することも可能である。
放射線画像撮影装置１が備えるＲＯＭ等のメモリには、予め作成されたハフマンコードのテーブルが予め格納されている。
そして、制御手段２２は、このハフマンコードのテーブルを参照して、前記所定の変換処理を施した各画像データのそれぞれに対して、対応するハフマンコードを割り当てる。したがって、割り当てられた各ハフマンコードは、各圧縮画像データに相当する。
そして、制御手段２２には、作成した圧縮画像データを、通信手段であるアンテナ装置３９を介してコンソール１０１等の外部装置に順次送信（転送）する。
［コンソール］
次に、本実施形態に係るコンソール１０１について説明する。
コンソール１０１は、例えば、図１に示すように、制御手段１０１ａと、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）等からなる記憶手段１０１ｂと、操作装置１１４や無線アクセスポイント１１３などの外部装置との間で通信を行うための通信手段１０１ｃと、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）などからなる表示手段１０１ｄと、キーボードやマウスなどからなる図示しない入力手段と、等を備えて構成されるコンピュータである。
また、通信手段１０１ｃは、ネットワークＮを介して、撮影に関する検査対象の撮影オーダ情報をコンソール１０１に提供するＨＩＳ（Hospital Information System）／ＲＩＳ（Radiology Information System）１２１、コンソール１０１から出力された画像データを保存するＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）サーバ１２２、コンソール１０１から出力された画像データに基づいて放射線画像をフィルム等の画像記録媒体に記録して出力するイメージャ１２３等の外部装置と接続されている。
なお、本実施形態では、コンソール１０１が撮影室Ｒ１や前室Ｒ２の外に設置されている場合を例示しているが、これに限ることはなく、例えば、コンソール１０１を前室Ｒ２等に設置することも可能である。
制御手段１０１ａは、図示しないＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等を備えており、ＲＯＭに格納される所定のプログラムを読み出してＲＡＭの作業領域に展開し、当該プログラムに従って各種処理を実行して、放射線画像撮影システム１００全体を制御するようになっている。
なお、記憶手段１０１ｂは、コンピュータに内蔵されていてもよく、また、コンピュータに外付けされたものであってもよい。
制御手段１０１ａは、放射線画像撮影装置１から送信された圧縮画像データに対して伸長処理を行う伸長処理部として機能する。
具体的には、コンソール１０１が備えるＲＯＭ等のメモリには、放射線画像撮影装置１が圧縮画像データを作成する際に用いたものと同じハフマンコードのテーブルが予め格納されている。そして、制御手段１０１ａは、このハフマンコードのテーブルを参照して、放射線画像撮影装置１から送信された圧縮画像データを伸長する。
なお、ハフマンコードのテーブルとして、一種類のテーブルのみを備えるように構成することも可能であるが、複数種類のテーブルを備えるように構成して、放射線画像撮影装置１の制御手段２２やコンソール１０１の制御手段１０１ａがテーブルを適宜選択するように構成することも可能である。
例えば、放射線画像撮影装置１により撮影された放射線画像を医用画像として用いる場合、被写体である患者Ｍの身体の撮影部位（胸部、頭蓋骨、腰椎等）やその撮影方向（正面、側面等）などの撮影に関する検査対象の撮影オーダ情報、照射範囲や照射線量、照射時間などの撮影条件に関する撮影条件情報等に応じて、高信号側の画像データの出現頻度の割合が高くなったり、低信号側の画像データの出現頻度の割合が高くなったりする。
したがって、出現頻度の高い画像データほど短いハフマンコードを割り当てることができるよう、例えば各撮影オーダ情報や各撮影条件情報などに適合するハフマンコードのテーブルをそれぞれ備えておき、設定された撮影オーダ情報や撮影条件情報などに応じて、ハフマンコードのテーブルを選択して用いるように構成してもよい。これにより、圧縮率をより向上させることが可能となる。
なお、撮影オーダ情報等は、例えば、ＨＩＳ／ＲＩＳ１２１等の外部装置からコンソール１０１を介して放射線画像撮影装置１に転送されることで、コンソール１０１や放射線画像撮影装置１に設定される。
また、撮影オーダ情報や撮影条件情報などは、例えば、操作者がコンソール１０１の入力手段（図示省略）を操作して入力し、そして、コンソール１０１から放射線画像撮影装置１に転送されることで、コンソール１０１や放射線画像撮影装置１に設定される。
また、撮影オーダ情報や撮影条件情報などは、例えば、操作者が操作装置１１４等の外部装置を操作して入力し、そして、外部装置からコンソール１０１や放射線画像撮影装置１に転送されることで、コンソール１０１や放射線画像撮影装置１に設定される。
また、複数種類のハフマンコードのテーブルそれぞれに識別情報を付与しておき、例えば、圧縮画像データをコンソール１０１に送信する際に、当該圧縮画像データの作成に用いたハフマンコードのテーブルの識別情報も併せて送信するように放射線画像撮影装置１を構成するとともに、当該識別情報に基づいてハフマンコードのテーブルを選択して用いるようにコンソール１０１を構成することも可能である。
また、放射線画像撮影毎に、外部装置から当該放射線画像撮影の撮影オーダ情報や撮影条件情報などに適合するハフマンコードのテーブルを放射線画像撮影装置１やコンソール１０１に送信して保存させたり、書き換えさせたりして、そのハフマンコードのテーブルを用いるように構成することも可能である。
また、制御手段１０１ａは、伸長処理が行われた伸長後の画像データのうち、所定の閾値Ｖ１以下の低信号側の画像データに対して、対数変換処理を行う低信号側対数変換処理部として機能する。
具体的には、制御手段１０１ａは、伸長後の画像データのうちの低信号側の画像データに対して、図１４に示す低信号側対数変換処理用のＬＵＴを用いて対数変換処理（以下「低信号側対数変換処理」という。）を行う。
なお、図１４に示したＬＵＴを用いて低信号側対数変換処理を行うことは、上記（１）式に従って対数変換処理を行うことに相当する。ここで、図１４に示す低信号側対数変換処理のＬＵＴにおける曲線は、図１３に示した曲線のうちの低信号側の部分と一致する。
また、放射線画像撮影装置１で図１１や図１２に示したＬＵＴを用いて高信号側変換処理（すなわち、対数変換処理および減算処理）を行った場合には、制御手段１０１ａは、伸長後の画像データのうちの高信号側の画像データに対して、当該画像データの信号値に所定の減算値Ｖ２−１を加算する加算処理（以下「高信号側加算処理」という。）を行う。この場合、制御手段１０１ａは、高信号側加算処理部として機能する。
具体的には、制御手段１０１ａは、図１５に示すように、伸長後の画像データのうちの高信号側の画像データを、所定の減算値Ｖ２−１の分だけ加算シフトすることによって、高信号側加算処理を行う。
これにより、得られた画像データは、オフセット補正後の画像データ全部に対して対数変換処理を行った際に得られる画像データと同一のものになる。すなわち、図１５において実線で示す曲線は、図１３に示す曲線、すなわちオフセット補正後の画像データ全部に対して対数変換処理を行う場合に用いるＬＵＴに相当する曲線と一致する。
なお、放射線画像撮影装置１で、図９や図１０に示したＬＵＴを用いて高信号側変換処理（すなわち、対数変換処理のみ）を行った場合には、制御手段１０１ａが圧縮画像データに対して伸長処理を行うだけで、高信号側の画像データは、その信号値が図１５において実線で示す曲線上に乗るように復元される。そのため、この場合には、高信号側加算処理を行う必要はない。
また、制御手段１０１ａは、低信号側対数変換処理や高信号側加算処理が行われた画像データに対して、ゲイン補正処理を行う。
具体的には、制御手段１０１ａは、例えば、記憶手段１０１ｂに予め記憶されているゲイン補正値のうち、圧縮画像データを送信してきた放射線画像撮影装置１に対応するゲイン補正値を読み出して、当該ゲイン補正値に基づきゲイン補正を行う。
また、制御手段１０１ａは、ゲイン補正処理が行われたゲイン補正後の画像データに対して欠陥画素補正処理を行う。
具体的には、制御手段１０１ａは、例えば、記憶手段１０１ｂに予め記憶されている欠陥画素情報のうち、圧縮画像データを送信してきた放射線画像撮影装置１に対応する欠陥画素情報を読み出して、当該欠陥画素情報に基づき欠陥画素補正を行う。
ここで、欠陥画素情報とは、センサパネル４０上に二次元状に配列された複数の撮像素子４１に対応する各画素のうちの欠陥画素に関する情報であり、具体的には、欠陥画素のセンサパネル４０上での画素位置等を含む情報である。
そして、制御手段１０１ａは、欠陥画素情報に含まれる欠陥画素の画素位置に基づいて、例えば、ゲイン補正後の画像データの中から、欠陥画素の画素位置における画像データと、当該欠陥画素に隣接する複数の隣接画素の画素位置における各画像データと、を特定して、当該特定された隣接画素の各画像データの平均値を算出し、当該特定された欠陥画素の画像データを、当該算出された平均値で置換する処理等の公知の欠陥画素補正処理を行う。
また、制御手段１０１ａは、欠陥画素補正処理が行われた欠陥画素補正後の画像データに対して、所定の表示処理を行い、当該画像データに基づく画像を表示手段１０１ｄに表示させたり、或いは、所定の出力処理を行い、当該画像データを、通信手段１０１ｃを介してＰＡＣＳサーバ１２２やイメージャ１２３などの外部装置に出力したりする。
次に、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００における画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理について、図１６のフローチャートを参照して説明するとともに、本実形態に係る放射線画像撮影システム１００および放射線画像撮影装置１の作用について説明する。
まず、放射線画像撮影装置１の制御手段２２は、読み出し回路１７によって撮像素子４１からそれぞれ画像データを読み出し（ステップＳ１）、当該画像データに対して、オフセット補正処理を行う（ステップＳ２）。
次いで、制御手段２２は、高信号側変換処理用のＬＵＴを用いて、オフセット補正後の画像データに対して高信号側変換処理を行って（ステップＳ３）、前記所定の変換処理を行う。
そして、制御手段２２は、前記所定の変換処理後の画像データに対して圧縮処理を行って、圧縮画像データを作成し（ステップＳ４）、当該圧縮画像データを、通信手段であるアンテナ装置３９を介してコンソール１０１に送信する（ステップＳ５）。
ステップＳ５で送信された圧縮画像データをコンソール１０１（具体的には、通信手段１０１ｃ）が受信すると、コンソール１０１の制御手段１０１ａは、当該圧縮画像データに対して伸長処理を行う（ステップＳ６）。
次いで、制御手段１０１ａは、低信号用対数変換処理用のＬＵＴを用いて、伸長後の画像データに対して低信号側対数変換処理を行い（ステップＳ７）、そして、ステップＳ３で行われた高信号側変換処理が図１１や図１２に示したＬＵＴを用いて行われたものである場合には、高信号側加算処理を行う（ステップＳ８）。
次いで、制御手段１０１ａは、低信号側対数変換処理後の画像データ、或いは、低信号側対数変換処理および高信号側加算処理後の画像データに対して、ゲイン補正処理を行い（ステップＳ９）、ゲイン補正後の画像データに対して欠陥画素補正処理を行う（ステップＳ１０）。
そして、制御手段１０１ａは、欠陥画素補正後の画像データに対して所定の表示処理を行い（ステップＳ１１）、当該画像データに基づく放射線画像を表示手段１０１ｄに表示させて（ステップＳ１２）、本処理を終了する。
ここで、高信号側変換処理を行って前記所定の変換処理を行う際、図９や図１０に示したＬＵＴを用いる場合には、前記所定の変換処理後の信号値の存在範囲は０〜Ｖ１［ＬＳＢ］の範囲およびＶ２〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲に収まり、また、図１１や図１２に示したＬＵＴを用いる場合には、前記所定の変換処理後の信号値の存在範囲は０〜Ｖ４［ＬＳＢ］の範囲に収まる。
そして、本実施形態では、このように範囲が限定された前記所定の変換処理後の信号値に対してハフマンコードがそれぞれ割り当てられて圧縮画像データが作成される。
前述した従来の場合（図１９参照）のように、放射線画像撮影装置でオフセット補正後の画像データに対して対数変換処理等を行わずにそのまま圧縮処理を行って圧縮画像データを作成する場合には、ハフマン符号化を行う対象は、０〜１６３８３［ＬＳＢ］の画像データであったが、本実施形態のように圧縮処理前に高信号側変換処理を行うことによって、ハフマン符号化を行う対象が、０〜Ｖ１［ＬＳＢ］の範囲およびＶ２〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲の画像データ（図９や図１０に示したＬＵＴを用いる場合）、或いは、０〜Ｖ４［ＬＳＢ］の範囲の画像データ（図１１や図１２に示したＬＵＴを用いる場合）に限られる。
そのため、従来の場合には、例えば図２１に示したように出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が広いと特に、比較的長いハフマンコードが割り当てられるものが多くなって、圧縮率の向上を図ることが難しかった。
これに対し、本実施形態では、ハフマン符号化を行う対象が狭い範囲の画像データに限定されるため、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が限定され、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データが少なくなる。逆に言えば、比較的短いハフマンコードが割り当てられる画像データの割合が高くなる。そのため、圧縮率の向上を図ることが可能となるのである。
なお、以上のように、本実施形態では、高信号側の画像データに対しては対数変換処理等の処理を行ってから圧縮処理し、低信号側の画像データに対しては対数変換処理等の処理を行わずに圧縮処理するが、高信号側の画像データだけでなく低信号側の画像データについても対数変換処理を行うように構成すると、図１７に示すように、対数変換処理後の信号値の存在範囲が０〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲となる。
この０〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲は、画像データに対して対数変換処理等を行わずにそのまま圧縮処理を行う従来の場合の存在範囲０〜１６３８３［ＬＳＢ］と比較すると、若干は狭まっているが、ほとんど変わっておらず、対数変換処理後の画像データの存在範囲が狭い範囲に収まらない。
そのため、図１７に示した０〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲の対数変換処理後の信号値にハフマンコードを割り当てても、従来の場合と同様に、０〜Ｖ３［ＬＳＢ］の存在範囲で出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が広くなり、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データが多くなるため、結局、圧縮率の向上を図ることが困難になる。
ところで、オフセット補正処理を行った画像データに対して何らかの処理を行って画像データの存在範囲を狭い範囲に限定することで、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データの数を少なくする手法としては、例えば、本実施形態のように前記所定の変換処理を行って当該所定の変換処理後の画像データの存在範囲を狭い範囲に限定する代わりに、例えば、オフセット補正後の画像データ全体を、単に例えば１／１０倍する乗算処理を行う手法が考えられる。
この手法によれば、乗算処理後の画像データの存在範囲は元の１／１０の範囲、すなわち０〜１６３８［ＬＳＢ］の範囲に収まる。したがって、乗算処理後の画像データの分布では、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が限定され、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データが少なくなるため、圧縮率が向上し得る。
しかしながら、この手法では、結局、コンソール側で、画像データを復元するために、例えば伸長後の画像データに対して、前記乗算値（例えば１／１０）の逆数を乗算する逆数乗算処理を行わなければならなくなる。
本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００における画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理は、図１６と図１９の各フローチャートを比較して分かるように、従来の放射線画像撮影システムにおいてコンソールで行われていた画像データに対する対数変換処理（図１９のステップＳ１０６）の一部を放射線画像撮影装置１の制御手段２２で画像データに対する圧縮処理の前に行うようにするだけで、上記のような優れた作用効果を発揮するものである。
しかしながら、上記のように、必須の画像処理である対数変換処理の代わりに、放射線画像撮影装置１で画像データを例えば１／１０倍する乗算処理を行い、コンソールでそれを復元するための逆数乗算処理を行うのでは、乗算処理や逆数乗算処理などの新たな工程が追加されることになり、放射線画像撮影システム１００における画像データに対する処理および放射線画像の表示に関する処理を実行する上での効率が著しく低下する。
ところで、本実施形態では、圧縮率の向上を図ることが可能となるが、さらに、患者Ｍの撮影部位や放射線の照射範囲、或いは照射線量を種々変化させた場合に、従来の手法による圧縮率よりも顕著に圧縮率が向上するという知見が得られた。その具体例を図１８に示す。
図１８に示す「従来（白抜きの縦棒）」は、オフセット補正後の各画像データに対して対数変換処理等を行わずにそのままハフマンコードのテーブルを用いて圧縮処理を行った際の圧縮率を示し、「本実施形態（ドットパターンで塗られた縦棒）」は、高信号側変換処理等の前記所定の変換処理を行った各画像データに対してハフマンコードのテーブルを用いて圧縮処理を行った際の圧縮率を示す。なお、各圧縮処理は、同一のハフマンコードのテーブルを用いて行った。
また、図１８の横軸に記載の「胸部正面」は、撮影部位として胸部正面を撮影した場合を表し、「頭蓋骨正面」は、撮影部位として頭蓋骨正面を撮影した場合を表し、「頭蓋骨正面（絞り）」は、撮影部位として頭蓋骨正面を撮影した場合において、被写体を介さずに放射線画像撮影装置に直接照射される放射線の照射部分（いわゆる素抜け部）をなくす或いは少なくするために、放射線の照射範囲を絞って撮影した場合を示す。
また、図１８の横軸に記載の「×１．０」は、照射線量を標準線量に設定して撮影した場合を表し、「×０．３」は、照射線量を標準線量の０．３倍に設定して撮影した場合を表し、「×３．０」は、照射線量を標準線量の３．０倍に設定して撮影した場合を表す。
図１８における白抜きの縦棒が示すように、従来の手法では、撮影部位、照射範囲、照射線量によって画像データの圧縮率に比較的大きな差が生じることが分かる。例えば、「胸部正面」と「頭蓋骨正面」とを比較すると、撮影部位「頭蓋骨正面」の方が素抜け部が多く高信号側の画像データの出現頻度の割合がより高いが、その「頭蓋骨正面」の方が、圧縮率が低いことが分かる。
また、例えば、「頭蓋骨正面」と「頭蓋骨正面（絞り）」とを比較すると、照射範囲が広く素抜け部が多い「頭蓋骨正面」の方が高信号側の画像データの出現頻度の割合がより高いが、その「頭蓋骨正面」の方が、圧縮率が低いことが分かる。
また、相対線量「×０．３」と「×１．０」と「×３．０」とを比較すると、照射線量が高いものほど高信号側の画像データの出現頻度の割合が高くなるが、その照射線量が高いものほど、圧縮率が低いことが分かる。
撮影画像中の被写体が撮影されている領域では、放射線が被写体を透過する際に被写体により吸収されたり散乱されたりして透過する放射線の線量が低下し、比較的小さな信号値の画像データが得られるのに対し、放射線が被写体を介さずに放射線画像撮影装置１に直接照射されるいわゆる素抜け部では、大きな信号値の画像データが得られる。
このことを念頭において従来の手法におけるこれらの結果を総合して考察すると、放射線の照射線量が小さくなるほど、より小さい信号値の画像データが得られるようになり、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が、画像データの信号値がより小さい側にシフトして分布範囲が狭まる。そのため、それらに対してハフマン符号化を行うと、比較的短いハフマンコードが割り当てられる画像データの割合が高くなり、圧縮率が高くなる。
また、逆に、放射線の照射線量が大きくなるほど、被写体が撮影された部分の小さい信号値の画像データの他に、大きな信号値の画像データが得られるようになり、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が、画像データの信号値がより大きい側にも分散して広がる。そのため、それらに対してハフマン符号化を行うと、比較的短いハフマンコードが割り当てられる画像データの割合が減り、比較的長いハフマンコードが割り当てられる画像データの割合が高くなるため、圧縮率が低くなる。
また、これと同様に、素抜け部が少ない「胸部正面」や「頭蓋骨正面（絞り）」では、より小さい信号値の画像データが得られ、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が、画像データの信号値がより小さい側にシフトして分布範囲が狭まるため、圧縮率が高くなるが、素抜け部が多く撮影される「頭蓋骨正面」では、得られる画像データの信号値が大きい側にも分散して広がるため、圧縮率が低くなると考えられる。
一方、本実施形態においても、放射線の照射線量については、従来の場合と同様に、放射線の照射線量が小さくなるほど圧縮率が高くなり、放射線の照射線量が大きくなるほど圧縮率が低くなる傾向が見られる。
しかしながら、例えば「頭蓋骨正面」と「頭蓋骨正面（絞り）」とを比較して分かるように、本実施形態では、画像中に素抜け部が撮影されているか否かに関わらず、高い圧縮率が得られている。
また、全体的に、従来の場合に比べて画像データの圧縮率が高い。
これは、本実施形態では、放射線画像撮影装置１で高信号側変換処理を行うため、高信号側変換処理で、ハフマン符号化を行う対象が、０〜Ｖ１［ＬＳＢ］の範囲およびＶ２〜Ｖ３［ＬＳＢ］の範囲の画像データ（図９や図１０に示したＬＵＴを用いる場合）、或いは、０〜Ｖ４［ＬＳＢ］の範囲の画像データ（図１１や図１２に示したＬＵＴを用いる場合）に限定される。
そのため、画像中に素抜け部が撮影されているか否かに関わらず、すなわち画像データ中での大きな信号値の画像データの割合の大小に関わらず、高信号側変換処理によってハフマン符号化を行う対象が狭い範囲の画像データに限定され、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が限定されるため、圧縮率が高くなると考えられる。
また、本実施形態の手法では、図９〜図１２を参照して分かるように、高信号側変換処理を施すことで、高信号側の画像データの分布範囲を狭めることによって、画像データ全体の分布範囲を狭めている。そのため、高信号側の画像データでは出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲が限定されるため、高信号側の画像データの出現頻度の割合が高くなる条件では特に、圧縮率が向上していると考えられる。
以上説明した本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００および放射線画像撮影装置１によれば、放射線画像撮影装置１は、所定の変換処理として、読み出し回路１７によって読み出された画像データのうち、高信号側の画像データに対して対数変換処理を行うとともに、低信号側の画像データに対して対数変換処理等の処理を行わない処理を行い、その所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行うように構成されている。
これにより、圧縮処理される圧縮前の画像データの分布の範囲を狭め、出現頻度が比較的高い画像データの分布範囲をより限定することが可能となるため、画像データの圧縮率を的確に向上させることが可能となる。
また、圧縮率が向上するため、画像データをコンソール１０１等の外部装置に送信する際の送信時間が短くなり、送信にかかるストレスを軽減することが可能となる。
また、本実施形態によれば、画像データに対する必須の画像処理である対数変換処理を、高信号側の画像データに対しては事前に放射線画像撮影装置１で行い、残りの低信号側の画像データに対してはコンソール１０１等の外部装置で行う。
そのため、従来の工程（図１９参照）に、大幅な追加の処理を加える必要がなく、効率のよい処理が可能となる。このように、本実施形態に係る放射線画像撮影システム１００および放射線画像撮影装置１によれば、画像データの読み出しから当該画像データに基づく画像の表示等に至るまでの処理、すなわち放射線画像撮影装置１での画像データの読み出し処理からコンソール１０１等の外部装置での画像データの画像処理に至る処理を効率的に行うことが可能となる。
なお、オフセット補正後の画像データのうち、高信号側の画像データについては、図９や図１１に示した高信号側変換処理用のＬＵＴを用いた変換を行い、低信号側の画像データについては、ＬＵＴを用いた変換を行わずに低信号側の画像データそのままを前記所定の変換処理後の画像データとして扱うように構成すれば、放射線画像撮影装置１の制御手段２２が低信号側の画像データについては処理を行わず、ＬＵＴを参照する動作を行わなくてよいため、放射線画像撮影装置１での画像データの読み出し処理からコンソール１０１等の外部装置での画像処理に至る処理を、より効率的に行うことが可能となる。
また、高信号側変換処理として、高信号側の画像データに対して対数変換処理を行った後、当該対数変換処理が行われた画像データの信号値から所定の減算値Ｖ２−１を減算する減算処理を行うように構成すれば、前記所定の変換処理後の画像データの信号値がとりうる数値の範囲が０〜Ｖ４［ＬＳＢ］に集約されるため、ハフマンコードの割り付けが行い易くなる。
また、本発明が、上記の実施形態や変形例に限定されず、適宜変更可能であることは言うまでもない。
例えば、本実施形態では、コンソール１０１側でゲイン補正処理（ステップＳ９）および欠陥画素補正処理（ステップＳ１０）を行うようにしたが、放射線画像撮影装置１側で圧縮処理（ステップＳ４）を行う前に、すなわちオフセット補正処理（ステップＳ２）の後または高信号側変換処理（ステップＳ３）の後に行うようにしてもよい。
また、本実施形態では、低信号側対数変換処理（ステップＳ７）の後に、高信号側加算処理（ステップＳ８）を行うようにしたが、これに限ることはなく、低信号側対数変換処理の前に、高信号側加算処理を行ってもよい。
また、本実施形態では、放射線画像撮影装置１でオフセット補正処理（ステップＳ２）を行うようにしたが、コンソール１０１で行うようにしてもよい。
また、本実施形態では、放射線画像撮影装置１から送信された画像データに対し、コンソール１０１が伸長処理や低信号側対数変換処理などの画像処理を施して当該画像データに基づく画像を表示等する場合について説明したが、これに限ることはなく、コンソール１０１以外の他の外部装置が画像処理を施して画像を表示等しても良い。
１ 放射線画像撮影装置
１７ 読み出し回路
２２ 制御手段（変換処理部、圧縮処理部）
３９ アンテナ装置（通信手段）
４０ センサパネル
４１ 撮像素子
１００ 放射線画像撮影システム
１０１ コンソール（外部装置）
１０１ａ 制御手段（伸長処理部、低信号側対数変換処理部、高信号側加算処理部）
γ 接線の傾き
Ｖ１ 所定の閾値
Ｖ２−１ 所定の減算値

Claims (8)

  1. 放射線画像撮影を行う放射線画像撮影装置と、前記放射線画像撮影装置により撮影された放射線画像の画像データに対して所定の画像処理を行うコンソールと、を備える放射線画像撮影システムにおいて、
    前記放射線画像撮影装置は、
    照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の撮像素子が二次元状に配列されたセンサパネルと、
    前記撮像素子からそれぞれ画像データを読み出す読み出し回路と、
    前記読み出された画像データに対して、所定の変換処理を行う変換処理部と、
    前記所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行い、圧縮画像データを作成する圧縮処理部と、
    前記圧縮画像データを前記コンソールに送信する通信手段と、
    を備え、
    前記コンソールは、
    前記放射線画像撮影装置から送信された圧縮画像データに対して伸長処理を行う伸長処理部を備え、
    前記変換処理部は、前記所定の変換処理として、前記読み出された画像データのうち、所定の閾値よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データに対して対数変換処理を行い、前記所定の閾値以下の信号値を有する低信号側の画像データに対しては前記対数変換処理を行わない処理を行うことを特徴とする放射線画像撮影システム。
  2. 前記所定の閾値は、前記読み出された画像データ全部に対して対数変換処理を行った際に、当該対数変換処理を行う前の対数変換前信号値をｘ軸、当該対数変換処理を行った後の対数変換後信号値をｙ軸として得られる曲線に対する接線の傾きが、所定の傾きとなる場合に対応する対数変換前信号値であることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  3. 前記所定の傾きは、１であることを特徴とする請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
  4. 前記コンソールは、
    前記伸長処理が行われた画像データのうち、前記低信号側の画像データに対して、対数変換処理を行う低信号側対数変換処理部を備えることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  5. 前記変換処理部は、前記高信号側の画像データに対して前記対数変換処理を行った後、当該対数変換処理が行われた画像データの信号値から所定の減算値を減算する減算処理を行うことを特徴とする請求項１〜４の何れか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  6. 前記所定の減算値は、前記所定の閾値を対数変換することにより得られる値から当該所定の閾値を引いた差であることを特徴とする請求項５に記載の放射線画像撮影システム。
  7. 前記コンソールは、
    前記伸長処理が行われた画像データのうち、前記高信号側の画像データに対して、当該画像データの信号値に前記所定の減算値を加算する加算処理を行う高信号側加算処理部を備えることを特徴とする請求項５または６に記載の放射線画像撮影システム。
  8. 照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の撮像素子が二次元状に配列されたセンサパネルと、
    前記撮像素子からそれぞれ画像データを読み出す読み出し回路と、
    前記読み出された画像データに対して所定の変換処理を行う変換処理部と、
    前記所定の変換処理が行われた画像データに対して圧縮処理を行い、圧縮画像データを作成する圧縮処理部と、
    前記圧縮画像データを外部装置に送信する通信手段と、
    を備え、
    前記変換処理部は、前記所定の変換処理として、前記読み出された画像データのうち、所定の閾値よりも大きな信号値を有する高信号側の画像データに対して対数変換処理を行い、前記所定の閾値以下の信号値を有する低信号側の画像データに対しては前記対数変換処理を行わない処理を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。
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JP2009172078A (ja) * 2008-01-23 2009-08-06 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003310600A (ja) * 2002-02-19 2003-11-05 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2009172078A (ja) * 2008-01-23 2009-08-06 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム

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