WO2006030594A1 - 放射線撮影システム - Google Patents

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WO2006030594A1
WO2006030594A1 PCT/JP2005/014839 JP2005014839W WO2006030594A1 WO 2006030594 A1 WO2006030594 A1 WO 2006030594A1 JP 2005014839 W JP2005014839 W JP 2005014839W WO 2006030594 A1 WO2006030594 A1 WO 2006030594A1
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WO
WIPO (PCT)
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console
scintillator
radiation
radiation detector
ray
Prior art date
Application number
PCT/JP2005/014839
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Hisanori Tsuchino
Yasuaki Tamakoshi
Original Assignee
Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. filed Critical Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Publication of WO2006030594A1 publication Critical patent/WO2006030594A1/ja

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4494—Means for identifying the diagnostic device

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging system.
  • the radiation detector is roughly classified into a “direct conversion type” that converts radiation directly into an electrical signal and an “indirect conversion type” that converts radiation into fluorescence and converts it into a fluorescence power electrical signal. It is. Indirect conversion type radiation detectors are usually provided with scintillators that receive radiation and emit fluorescence at an intensity corresponding to the radiation dose (see, for example, Patent Document 1), and there are several types.
  • Patent Document 2 discloses a digital X-ray imaging system in which an ID is assigned to each radiation detector and an image is corrected with a correction table corresponding to each ID. A table in which body types and the like are associated is disclosed Patent Document 1: JP-A-7-140255
  • Patent Document 2 JP 2001-37749 A
  • An object of the present invention is to perform appropriate image processing on image information according to the type of scintillator.
  • a radiation imaging system includes:
  • a scintillator that emits fluorescence in response to radiation transmitted through the subject, and includes a radiation detector that generates image information of the subject based on the fluorescence intensity emitted from the scintillator.
  • a scintillator information adding unit for adding scintillator type related information related to the scintillator type to the image information.
  • the scintillator type related information is
  • the scintillator type related information is
  • a console having a console communication unit that communicates with the radiation detector; and an image processing apparatus that stores in advance an image processing method according to the type of the scintillator connected to or in the console,
  • the radiation detector is
  • a radiation detector communication unit capable of communicating with the console
  • the generated image information is transmitted to the radiation detector communication unit force the console,
  • the console is
  • the console communication unit receives the image information transmitted from the radiation detector,
  • the image processing apparatus is a camera
  • the scintillator type related information added to the image information received by the console is acquired, and the image information received by the console is subjected to image processing while following an image processing method according to the acquired scintillator type related information.
  • the image information is subjected to image processing according to the type of scintillator, and a radiation image according to the type of scintillator can be generated.
  • console force may also serve as the image processing apparatus.
  • the radiation detector communication unit is
  • the console communication unit is
  • a wireless repeater capable of wirelessly communicating with the radiation detector communication unit
  • the console communication unit is
  • the console is a console.
  • the console communication unit may be a portable terminal that can communicate with the wireless repeater wirelessly.
  • the radiation detector is
  • the radiation detector is
  • An internal power supply capable of supplying power to the communication of the radiation detector communication unit; and A cableless portable cassette capable of generating image information is preferable.
  • the scintillator information adding unit since the scintillator information adding unit is included, scintillator type related information can be added to the image information. Therefore, when performing image processing of image information, the image information can be image-processed based on the added scintillator type related information, and appropriate image processing corresponding to the type of scintillator can be performed on the image information.
  • FIG. 1 is a drawing showing a schematic configuration of a radiation imaging system according to a first embodiment.
  • FIG. 2 is a perspective view showing a schematic configuration of the radiation detector according to the first exemplary embodiment.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a circuit configuration of the radiation imaging system according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a drawing showing an example of a first data table according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a flowchart showing processing of the radiation detector according to the first exemplary embodiment.
  • FIG. 6 is a flowchart showing processing of the console according to the first embodiment.
  • FIG. 7 is a block diagram showing a circuit configuration of a radiation imaging system according to a second embodiment.
  • FIG. 8 is a drawing showing an example of a second data table according to the second embodiment.
  • FIG. 9 is a drawing showing a schematic configuration of a radiation imaging system according to a third embodiment.
  • FIG. 10 is a perspective view showing a schematic configuration of a force set according to a third embodiment.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of a force set centering on a panel according to a third embodiment.
  • FIG. 12 is a circuit diagram showing a circuit configuration centered on a photodetector according to a third embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart showing a console process according to the third embodiment.
  • FIG. 14 is a flowchart showing a force setting process according to the third embodiment.
  • FIG. 15 is a flowchart showing processing of the X-ray source according to the third embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a radiation imaging system 1 according to the first embodiment.
  • the radiation imaging system 1 according to the first embodiment is a particularly useful system for medical diagnosis.
  • the radiation imaging system 1 includes an imaging device 2 that performs radiation imaging of the subject M by irradiating the subject (subject) M with radiation, and a console 3 that generates a radiation image of the subject M.
  • the imaging device 2 is installed and used in a medical facility such as a clinic “hospital”.
  • the imaging device 2 has a radiation source 4 and emits radiation when a tube voltage is applied to the radiation source 4.
  • An aperture device 5 for adjusting the radiation field is provided at the radiation outlet of the radiation source 4 so as to be openable and closable.
  • a bed 6 on which the subject M is placed is provided below the radiation source 4 and in the radiation irradiation range.
  • the bed 6 is provided with a radiation detector 10 for detecting radiation transmitted through the object M.
  • the radiation detector 10 is detachably attached to the bed 6.
  • the console 3 is a general-purpose computer and has a control device 30 (see FIG. 3) that generates a radiation image of the subject M based on the detection result of the radiation detector 10, and in addition, the radiation detector Console communication unit 31 for communication with 10 (see Fig. 3, including connector), display 32 for displaying radiation image of subject M, etc., keyboard / mouse for inputting various information to controller 30 It has 33 mag.
  • FIG. 2 is a perspective view showing a schematic configuration of the radiation detector 10.
  • the radiation detector 10 has a thin, rectangular parallelepiped casing 11, and a part of the top plate of the casing 11 forms a grid 12 that absorbs and removes scattered components of radiation.
  • the A handle 13 is disposed on the side of the housing 11 so that the radiation detector 10 can be easily carried.
  • the scintillator 14 is made of CsI: Tl or GOS (Gd OS: Tb)
  • a flat plate-like fluorescence detection panel 15 for detecting fluorescence is disposed below or below the scintillator 14. That is, the fluorescence detection panel 15 is disposed in contact with the scintillator 14 on the side opposite to the radiation source 4 of the scintillator 14.
  • a large number of photoelectric conversion elements that receive fluorescence and accumulate charges corresponding to the amount of received light are arranged in a matrix (lattice).
  • a scanning driver 16 that sends a pulse to each photoelectric conversion element to scan and drive each photoelectric conversion element, and a signal driver 17 that reads the amount of charge accumulated in each photoelectric conversion element; Powered.
  • a control device 18 for controlling operations of the scanning driver 16, the signal driver 17, and other members, and a battery 19 serving as a power supply source are arranged inside the housing 11.
  • the battery 19 is detachably attached to the housing 11 and can be easily replaced with another battery 19 when charging.
  • the housing 11 has a radiation detector communication unit 20 for communicating with the console 3.
  • a display panel 21 that displays the remaining charge of the battery 19 and the like, a power button 22 that switches ON / OFF of the power supply of the radiation detector 10 and the like are arranged.
  • the radiation detector 10 described above is portable and includes a battery 19 as an internal power source, a scanning driver 16, a signal driver 17, a control device 18, a radiation detector communication unit 20, a display panel 21, and a power button 22 Cableless portable cassette that can supply power to As a result, the necessary power can be supplied from the notch 19 which is an internal power supply without external power being supplied. Therefore, it is not necessary to supply power from the communication cable connected to the connector of the radiation detector communication unit 20, and the communication cable connected to the connector of the radiation detector communication unit 20 is a thin cable. Easy to turn.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of the radiation imaging system 1.
  • control device 18 of the radiation detector 10 has a control unit 25 composed of a general-purpose CPU (Central Process Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory) and the like. is doing.
  • the control unit 25 executes the processing program recorded in the ROM R Deploy to AM and execute the processing program by CPU.
  • Each member such as a scanning driver 16, a signal driver 17, a battery 19, a radiation detector communication unit 20, a display panel 21, and a power button 22 is connected to the control unit 25.
  • the control unit 25 includes a scanning driver. 16.
  • Each component is controlled based on the operation status of each member such as 16, signal driver 17, battery 19, radiation detector communication unit 20, display panel 21, and power button 22.
  • the control device 18 includes a switchable multi-stage switch 26 in addition to the control unit 25.
  • the switch 26 is set according to the type of the scintillator 14 when the radiation detector 10 is manufactured.
  • the type of scintillator 14 is specified by factors such as the composition, form, and thickness of the scintillator 14.
  • the switch 26 is set to "1" when the scintillator 14 is "composition ... CsI: Tl, form ... columnar crystal, thickness ... 300 / z mj", When the scintillator 14 is “composition... CsI: Tl, morphology... columnar crystal, thickness... 600 m”, the switch 26 is set to “2”, and the scintillator 14 is “thread and synthesis... GOS, morphology”. If the coating layer, thickness ... 600 m ", switch 26 is set to" 3 ", and if the scintillator 14 is" composition ... GOS, form '... coating layer, thickness ... 2 mm " Switch 26 may be set to “4”.
  • the control unit 25 of the control device 18 reads the state of the switch 26 to recognize the type of the scintillator 14 and generates “scintillator ID (iDentification)” as scintillator information indicating the type.
  • the scintillator ID is different for each combination of factors such as the composition, form, and thickness of the scintillator 14, that is, for each type of scintillator 14.
  • control device 30 of the console 3 is a general-purpose CPU (Central Processing Unit), ROM
  • the controller 35 includes a (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), and the like.
  • the control unit 35 expands the processing program recorded in the ROM to the RAM, and executes the processing program by the CPU.
  • the control unit 35 is connected to the console communication unit 31, display 32, keyboard Z mouse 33, and the like.
  • the control unit 35 includes the console communication unit 31, display 32, keyboard Z mouse 33, etc. Each component is controlled based on the operation status of each member.
  • the first data table as shown in FIG. Recorded as part of a gram.
  • the image processing conditions of each image processing method of “scintillator I DJ,“ type of scintillator 14 ”and“ image processing method ” are associated with each other. It is possible to specify the type and the image processing condition of each image processing method.
  • Each image processing method is different for each scintillator ID (type of scintillator 14), and each type of scintillator 14 has an optimal image processing content (image processing conditions for each image processing method) according to its characteristics. Speak.
  • the oblique correction processing means that the radiation from the radiation source 4 is incident on the scintillator 14 at an angle, so that the incident point force only at the incident point where the radiation is incident on the scintillator 14 is also the traveling direction of the radiation. This is a process for correcting blurring of the radiographic image that occurs because the fluorescent light is emitted even at the point that has advanced to (ie, the point where the incident point has been removed).
  • Such oblique correction processing is useful for oblique images and peripheral images that are distant from the vertical incident point of the scintillator 14 when the radiation source 4 and the radiation detector 10 are photographed close to each other. .
  • the CPU of the control unit 35 Upon recognizing the scintillator ID, the CPU of the control unit 35 identifies an image processing method corresponding to the type of scintillator 14 from the recognized scintillator ID using the first data table, and the identified image processing. The processing program of the method is executed. That is, the console 3 also serves as the image processing apparatus of the present invention, and the control unit 35 serves as an image processing unit. It has a function.
  • the connector of the radiation detector communication unit 20 of the radiation detector 10 and the connector of the console communication unit 31 of the console 3 are connected by a member such as a communication cable.
  • the radiation detector 10 and the console 3 can communicate with each other through the radiation detector communication unit 20 and the console communication unit 31.
  • the communication between the radiation detector 10 and the console 3 may be wired as described above, but may be well-known wireless or a well-known wired line via a network.
  • the connection from the console 3 and the radiation detector 10 to the network is realized by, for example, a wireless LAN (Local Aria Network). preferable.
  • a radio repeater is arranged between the radiation detector 10 and the console 3, and an antenna is arranged in the radiation detector 10 as a radiation detector communication unit.
  • the antenna of the radiation detector 10 and the radio repeater May be applied, and a communication form in which the console communication unit 31 of the console 3 and the wireless repeater communicate with each other via a communication cable may be applied.
  • a radio repeater is disposed between the radiation detector 10 and the console 3, and an antenna is disposed on each of the radiation detector 10 and the console 3 as a radiation detector communication unit and a console communication unit. 10 and console 3 antennas and wireless repeaters may be applied in a wireless communication mode.
  • console 3 may be a portable terminal.
  • step S101 to step S106 indicates the processing in the radiation detector 10 (see FIG. 5), and the processing from step S111 to step S116 is the processing in the console 3. Shown (see Figure 6).
  • the imaging device 2 causes the radiation source for the subject M lying on the bed 6 Radiation is irradiated from 4 through the diaphragm device 5, and the radiation transmitted through the subject M enters the radiation detector 10.
  • the scattered component is absorbed and removed by the grid 12 of the radiation detector 10, and the scintillator 14
  • the scintillator 14 emits fluorescence with an intensity corresponding to the intensity of the radiation.
  • each photoelectric conversion element of the fluorescence detection panel 15 receives the fluorescence emitted by the scintillator 14 and accumulates charges corresponding to the amount of received light (step S 101).
  • control unit 25 of the control device 18 controls the scan driver 16 and the signal driver 17, the scan driver 16 sends a pulse to each photoelectric conversion element, and the signal driver 17 The amount of charge accumulated in each photoelectric conversion element is read out.
  • the signal driver 17 When the signal driver 17 reads the charge amount, the signal driver 17 converts the read charge amount into an electrical signal and outputs the electrical signal to the control unit 25 of the control device 18.
  • the control unit 25 of the control device 18 generates “image information” of the subject M from the input electrical signal, temporarily stores the image information in the RAM as a memory (step S 102), and the switch.
  • the state of 26 is read (step S103), and “scintillator ID” is generated as scintillator information indicating the type of scintillator 14 (step S104).
  • the control unit 25 of the control device 18 After generating the image information and the scintillator ID, the control unit 25 of the control device 18 becomes a scintillator information adding unit and adds the scintillator ID to the image information as header information (step S105), and Information (including scintillator ID) is transmitted from the radiation detector communication unit 20 to the console 3 (step S106).
  • the console 3 receives the image information at the console communication unit 31 (step SI 11), and the control unit 35 of the control device 30 identifies the scintillator ID also for the received image information power (step S 112).
  • An image processing method corresponding to the type of scintillator 14 is specified from the scintillator ID using the first data table (see FIG. 4) (step S113).
  • the control unit 35 of the control device 30 performs image processing on the received image information while following the specified image processing method (step S114).
  • step S 112 and step S 113 will be described with reference to FIG. 4.
  • the control unit 35 of the control device 30 recognizes that the identified scintillator ID is “1002.”
  • an image processing method specific to the scintillator ID specify an image processing method with gradation processing “B” and oblique correction processing “F”, and follow the processing details of “B” and “F”. Therefore, the image information is processed.
  • the signal statistical value power offset value in the radiation irradiation field is determined to determine the level. If the offset value cannot be obtained, gradation processing is performed using the default offset value of the gradation processing method corresponding to the scintillator ID. On the other hand, in the skew correction process, a pixel matrix for skew correction is created within the range of the maximum number of pixels corresponding to the scintillator ID, and the skew correction is performed.
  • the “frequency processing” is performed in which the frequency to be emphasized is limited depending on the type of the scintillator 14 and the frequency useful for diagnosis is enhanced. In this case, it is possible to prevent the noise of the image information from being emphasized.
  • control unit 35 controls the display 32 to display the image information processed in step S114 as a radiation image of the subject M (step S115). After the image displayed on the display 32 is confirmed by the operator, the image information is not shown and stored in the image storage device.
  • the radiation detector 10 adds the scintillator ID to the image information, and the console 3 performs image processing on the image information according to the image processing method based on the added scintillator ID.
  • the image information is subjected to image processing with the optimum processing contents corresponding to the type of scintillator 14. Therefore, appropriate image processing corresponding to the type of scintillator 14 can be performed on the image information.
  • FIG. 7 is a block diagram showing the configuration of the radiation imaging system 50 according to the second embodiment.
  • the radiation imaging system 50 according to the second embodiment is different from the radiation imaging system 1 in the following points, and other configurations, operations, and actions are the same as those in the radiation imaging system 1.
  • the control device 18 is not provided with the switch 26 (see FIG. 3). Instead, the ⁇ model ID (iDentification) '' unique to the radiation detector 10 model is stored in advance in the control unit 25 (ROM) of the controller 18 as detector model information that depends on the radiation detector 10 model. Has been.
  • the model ID is different for each type of radiation detector 10, and when two or more types of radiation detectors 10 are compared, they are the same if the models are the same, and different if the models are different. .
  • the correspondence between the model ID and the scintillator ID, the type of scintillator 14, and the image processing method will be described with reference to FIGS. 4 and 8.
  • the model IDs of different models are different from each other.
  • the scintillator ID corresponds to each model ID
  • the type of scintillator 14 and the image processing method correspond to each scintillator ID.
  • the model ID is the same
  • the corresponding scintillator ID is the same
  • the type of scintillator 14 and the image processing method are all the same.
  • the recognized model ID power also recognizes the scintillator ID using the second data table, and further recognizes the recognition using the first data table.
  • the scintillator ID power can also specify the image processing method corresponding to the type of scintillator 14, and the processing program is executed while following the specified image processing method.
  • radiography of the subject M is started, and the signal driver 17 converts the charge amount accumulated in each photoelectric conversion element into an electric signal, and the electric signal Is output to the control unit 25 of the control device 18, the control unit 25 of the control device 18 generates “image information” of the subject M as well as the input electric signal force, and is stored in advance as a scintillator information addition unit.
  • the model ID is added to the image information as header information, and the image information (including the model ID) is transmitted from the radiation detector communication unit 20 to the console 3.
  • the console 3 receives the image information at the console communication unit 31, and the control unit 35 of the control device 30 identifies the model ID from the received image information, and the model ID power is also the second data table (FIG. 8).
  • the scintillator ID is recognized using the The image processing method corresponding to the type of scintillator 14 is specified using the data table (see Fig. 4). Then, the control unit 35 of the control device 30 performs image processing on the received image information while following the specified image processing method.
  • the control unit 35 of the control device 30 recognizes that the identified model ID is “200”, it recognizes the scintillator ID as “1002” from the model ID.
  • an image processing method with gradation processing “B” and oblique correction processing “F” is identified, and image information is processed while following each processing content “B” and “F”. Image processing.
  • the radiation detector 10 adds the model ID to the image information
  • the console 3 also specifies the scintillator ID for the model ID power added to the image information and performs image processing corresponding thereto. Since the image information is subjected to image processing while following the method, the image information is subjected to image processing with the optimum processing content corresponding to the type of scintillator 14. Therefore, image processing appropriate for the type of scintillator 14 can be performed on the image information. Image processing corresponding to the type of scintillator 14 can be performed by creating image processing conditions for the number corresponding to the type of scintillator 14, and it is not necessary to create image processing conditions for each radiation detector 10. .
  • X-rays are a type of radiation.
  • the radiation imaging system 1000 is a system that is particularly useful for medical diagnosis.
  • the radiography system 1000 is a system that assumes X-ray imaging performed in a hospital.
  • the X-ray room R 1 that irradiates a subject with X-rays, and the X-rays that an X-ray engineer irradiates with a subject. It is placed in the X-ray control room R2 that performs control and image processing of X-ray images acquired by irradiating X-rays.
  • a console 100 is provided in the X-ray control room R2.
  • the console 100 controls the entire radiation imaging system 1000 to control X-ray image capturing and image processing of acquired X-ray images.
  • the console 100 is a device for an operator to communicate with the force setter 500, and a separate display device or operation device may be connectable. Or the operation device may be integrated.
  • the console 100 is connected to an operation input unit 200 through which an operator inputs an imaging preparation instruction, an imaging instruction, and instruction content.
  • an operation input unit 200 for example, an X-ray irradiation request switch, a touch panel, a mouse, a keyboard, a joystick, or the like can be used, and an X-ray tube voltage or an X-ray tube current is supplied via the operation input unit 200.
  • X-ray imaging conditions such as X-ray irradiation time
  • X-ray imaging control conditions such as imaging timing, imaging region, imaging method, image processing conditions, image output conditions, force set selection information, order selection information, instructions for subject ID, etc. The content is entered.
  • a display unit 300 that displays an X-ray image or the like is connected to the console 100, and the display is controlled by the display control unit 110 configuring the console 100.
  • the display unit 300 for example, a liquid crystal monitor, a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) monitor, an electronic paper, an electronic film, or the like can be used.
  • the display unit 300 displays characters such as X-ray imaging conditions and image processing conditions, and X-ray images.
  • the console 100 includes a display control unit 110, an input unit 120, a console control unit 130, a console communication unit 140, an image processing unit 150, an image storage unit 160, a console power supply unit 170, a network communication unit 180, and the like.
  • Display control unit 110, input unit 120, console control unit 130, console communication unit 140, image processing unit 150, image storage unit 160, console power supply unit 170, and network communication unit 180 are each connected to a bus and exchange data. Is possible.
  • the input unit 120 receives the instruction content from the operation input unit 200.
  • the console control unit 130 determines an imaging condition based on the instruction content received by the input unit 120 and the order information of the HISZRIS 710, and the X-ray source 400 and the force set 500 through the console communication unit 140.
  • the imaging condition information regarding the imaging conditions is transmitted to the X-ray source, and the X-ray source 400 and the force set 500 are controlled to take an X-ray image.
  • the console control unit 130 causes the image storage unit 160 to temporarily store the X-ray image data received by the console communication unit 140 for the force setting 500 force.
  • the console control unit 130 causes the image processing unit 150 to create thumbnail image data from the X-ray image data temporarily stored in the image storage unit 160.
  • the display control unit 110 uses the thumbnail image data thus created, and the display unit 300 displays the thumbnail. Control to display the image. Then, the console control unit 130 performs image processing based on the instruction content received by the input unit 120 and the order information of the HISZRIS 710, and the image processing unit 150 performs X-ray image data. Control is performed so that the image storage unit 160 stores the line image data. Then, based on the X-ray image data obtained as a result of the image processing performed by the image processing unit 150, the display control unit 110 is controlled so that the display unit 300 displays a thumbnail image of the processing result.
  • console control unit 130 then performs re-image processing of the X-ray image data and display of the image processing result based on the instruction content received by the input unit 120 from the operation input unit 200. Transfer, save, and display X-ray image data to external devices on the network.
  • console control unit 130 a mother board equipped with a CPU (Central Processing Unit) and a memory such as a RAM (Random Access Memory) and a ROM (Read Only Memory) can be applied. .
  • a CPU Central Processing Unit
  • a memory such as a RAM (Random Access Memory) and a ROM (Read Only Memory)
  • the CPU reads the program stored in the ROM or the hard disk, expands the program on the RAM, and controls each part of the console 100, the X-ray source 400, the force set 500, and the external device according to the expanded program. .
  • the CPU reads various processing programs including system programs stored in the ROM or hard disk, expands them on the RAM, and executes various processes described later.
  • the RAM is a volatile memory, and in various processes controlled by the CPU, the ROM power is also read, and various programs that can be executed by the CPU, input or output data, etc. are temporarily stored. Form an area.
  • the ROM is, for example, a nonvolatile memory, and stores a system program executed by the CPU, various programs corresponding to the system program, and the like. These various programs are stored in the form of readable program code, and the CPU sequentially executes operations according to the program code.
  • a hard disk may be used instead of the ROM.
  • the hard disk stores a system program executed by the CPU and various application programs.
  • a part or all of the hard disk is transferred from the console communication unit 140 via the transmission medium of another device power network line such as a server, etc.
  • the seed application program may be received and stored.
  • the CPU receives a storage device such as a hard disk of a server provided on the network, and receives various application programs such as the program of the present invention, expands it on the RAM, and performs various processes such as the processing of the present invention. You can do it!
  • the first data table (see FIG. 4) described in the first embodiment is stored in advance in ROM, and the CPU indicates the type of scintillator 541 described later.
  • the image processing method corresponding to the type of scintillator 541 can be specified from the scintillator ID recognized using the first data table. That is, in this embodiment, the console control unit 130 has a function as an image processing method storage unit.
  • display control unit 110 controls display unit 300 to display images, characters, and the like based on X-ray image data, character data, and the like.
  • a graphic board or the like can be used for the display control unit 110.
  • the console communication unit 140 is connected to the X-ray source 400 and the wireless repeater 600 via a communication cable.
  • the console communication unit 140 can communicate with the cassette 500 via the wireless repeater 600. is there.
  • the console communication unit 140 can transmit a control signal based on the content of the instruction to the X-ray source 400 and the force set 500 by analog communication or digital communication, and can receive X-ray image data from the force set 500.
  • the communication cable connecting the console communication unit 140 to the X-ray source 400 and the wireless repeater 600 is detachable.
  • image transfer can be performed at high speed, so X-ray image acquisition, X-ray image processing, X-ray image confirmation, etc. can be performed in a shorter time.
  • the image processing unit 150 performs image processing on the X-ray image data received from the force set 500 by the console communication unit 140.
  • correction processing of X-ray image data enlargement compression processing, spatial filtering processing, recursive processing, gradation processing, scattered radiation correction processing, grid correction processing, frequency enhancement processing, dynamic range (DR) compression processing Image processing is performed.
  • the image storage unit 160 includes an X-ray image data received from the force set 500 by the console communication unit 140. Data is temporarily saved and X-ray image data after image processing is saved.
  • a hard disk that is a large-capacity and high-speed storage device, a hard disk array such as a RAID (Redundant Array of Independent Disks), a silicon disk, or the like can be used.
  • the console power supply unit 170 is supplied with power from an external power supply (not shown) such as an AC power supply or an internal power supply (not shown) such as a battery or a battery. Is supplying power.
  • an external power supply such as an AC power supply or an internal power supply (not shown) such as a battery or a battery. Is supplying power.
  • the external power supply of the console power supply unit 170 is detachable. When the console power supply 170 is supplied with power from an external power supply, it is not necessary to charge, so it is possible to take a picture for a long time.
  • the network communication unit 180 communicates various information between the console 100 and an external device via a LAN (Local Area Network).
  • a LAN Local Area Network
  • an external device for example, HIS / RI3 ⁇ 4 (Hospital Information System / Radiology Information 3 ⁇ 4ystem:
  • the network communication unit 180 outputs X-ray image data to an external device according to a predetermined protocol such as DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine).
  • DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine
  • the HISZRIS terminal 710 obtains subject information, imaging region, imaging method, and the like from the HISZRIS and provides them to the console 100.
  • the imager 720 records an X-ray image on an image recording medium such as a film based on the X-ray image data output from the console 100.
  • the image processing terminal 730 performs processing for image processing of the X-ray image data output from the console 100 and processing for CAD (Computer Aided Diagnosis), and stores it in the file server 750.
  • the view 740 displays an X-ray image based on the X-ray image data output from the console 100.
  • the file server 750 is a file server that stores processed image processed X-ray image data.
  • the network communication unit 180 outputs X-ray image data to an external device according to a predetermined protocol such as DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine).
  • the display control unit 110 and the console control unit 130 are provided separately.
  • the force display control unit 110 and the console control unit 130 may be integrated.
  • a mother board on which a CPU and a memory are mounted is used as the console control unit 130, and a graphic subsystem built in the mother board is used as the display control unit 110.
  • the console control unit 130 may also serve as the display control unit.
  • the image processing unit 150 is separate from the console control unit 130, but the console control unit 130 may also serve as the image processing unit.
  • an X-ray source 400 and a force set 500 are arranged in the X-ray imaging room R1.
  • the X-ray source 400 irradiates the subject with X-rays.
  • the force set 500 is a portable radiation detector that detects X-rays transmitted through a subject and generates X-ray image data as image information.
  • a radio repeater 600 is installed in the X-ray imaging room R1.
  • the wireless repeater 600 performs wireless communication with the force setter 500.
  • the wireless repeater 600 communicates with the console 100 via a communication cable.
  • the X-ray image data acquired by the force set 500 is transmitted to the console 100 via the wireless repeater 600, and control signals and various information are communicated between the console 100 and the force set 500.
  • the console 100 and the wireless repeater 600 are connected by a cable, and the wireless repeater 600 is arranged in the radiation imaging room R1, so that the console 100 is separated from the console 100 by a radiation shielding member in the radiation imaging room R1. Even if the force setter 500 is used, good wireless communication can be performed.
  • the wireless repeater 600 may have a function of a charger of the force set 500 and a function of a holder when the force set 500 is not used.
  • the wireless repeater 600 is provided with a connector. When this connector and the force set 500 are connected, the internal power source 5 10 of the force set 500 is charged. At this time, the wireless repeater 600 is preferably formed so that the force set 500 can be easily attached and detached.
  • the wireless repeater 600 has a function as a holder when the force set 500 is not used, in addition to the function as a charger of the force set 500.
  • the X-ray source 400 includes a high-voltage generation source 410 that generates a high-voltage and an X-ray tube 420 that generates X-rays when a high-voltage is applied by the high-voltage generation source 410.
  • An X-ray aperture device (not shown) for adjusting the X-ray irradiation range may be provided at the X-ray irradiation port of the X-ray tube 420.
  • the X-ray diaphragm unit controls the X-ray irradiation direction according to the control signal from the console 100. Therefore, the X-ray irradiation range is adjusted according to the imaging area.
  • the X-ray source 400 is provided with an X-ray source control unit 430, and the high-pressure generation source 410 and the X-ray tube 420 are connected to the X-ray source control unit 430, respectively.
  • the X-ray source control unit 430 drives and controls each unit of the X-ray source 400 based on the control signal transmitted from the console communication unit 140. That is, the high pressure generation source 410 and the X-ray tube 420 are controlled.
  • the X-ray that has passed through the subject from the X-ray source 400 enters the force set 500.
  • the force setting 500 is adjusted by the operator so that the X-rays are transmitted to a desired position of the subject before X-ray imaging.
  • the force set 500 is provided with an internal power source 510, a force set communication unit 520, a force set control unit 530, and a panel 540. Internal power supply 510, force set communication unit 520, cassette control unit 530, and nonel 540 are each connected to a bus in force set 500.
  • the internal power source 510 supplies power to each unit disposed in the force set 500.
  • the internal power supply 510 is provided with a capacitor that can be charged and can handle the power consumed during shooting.
  • As the capacitor an electrolytic double layer capacitor can be applied.
  • a primary battery such as a manganese battery, a nickel-cadmium battery, a mercury battery, or a lead battery that requires battery replacement, or a rechargeable secondary battery can be applied.
  • the capacity of the internal power supply 510 is preferably 4 or more (especially 7 or more) in terms of the imaging efficiency in terms of the maximum number of X-ray images that can be taken continuously.
  • the capacity of the internal power supply 510 is 100 or less (especially 50 or less) when converting the maximum size of X-ray images to the number of images that can be taken continuously from the viewpoint of miniaturization and weight reduction and low cost. It is preferable that
  • the force set communication unit 520 as the radiation detector communication unit is configured to be able to wirelessly communicate with the console communication unit 140 via the wireless repeater 600, and communicates with the force set communication unit 520 through console communication. Signals can be transmitted to and received from the unit 140, and X-ray image data can be transmitted from the force set communication unit 520 to the console communication unit 140.
  • the force set control unit 530 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), and the like, and is based on a control signal received by the force set communication unit 520.
  • the processing program recorded in CPl ⁇ 3 ⁇ 4OM is stored in RAM. Run while deploying to control each part of the force set 500.
  • the ROM of the force set control unit 530 stores “scintillator ID” as scintillator information indicating the type of the scintillator 541 described later.
  • the type of the scintillator 541 is specified by factors such as yarn formation, form, and thickness, and the scintillator ID is assigned to the scintillator 541. Different combinations of factors such as composition, form, thickness, etc., that is, different types of scintillators 541.
  • Panel 540 outputs X-ray image data based on X-rays that have passed through the subject.
  • the panel 540 of this embodiment is an indirect flat panel detector (FPD).
  • Nonel 540 is 1000 x 1000 pixels or more from the viewpoint of diagnosis of X-ray images
  • the panel 540 is composed of pixels of 10,000 X I 10,000 pixels or less (especially 6000 X 6000 pixels or less) from the viewpoint of human visibility limit and X-ray image processing speed!
  • the size of the imaging region of the panel 540 is preferably an area of 10 cm ⁇ 10 cm or more (particularly, 20 cm ⁇ 20 cm or more) from the viewpoint of diagnostic properties by X-ray images.
  • the size of the imaging region of panel 540 is preferably an area of 70 cm ⁇ 70 cm or less (particularly 50 cm ⁇ 50 cm or less) from the viewpoint of ease of handling as a force set.
  • the size of one pixel of panel 540 is preferably 40 m x 40 m or more (specialty 70 m x 70 m or more) from the viewpoint of reducing the amount of X-ray exposure.
  • the size of one pixel on the panel 540 is preferably 200 m X 200 m or less (especially 160 m X 160 m or less) based on the diagnostic power of X-ray images.
  • the pixel force of Nonel 540 force S4096 ⁇ 3072 is configured, the area force of the imaging region is 30 mm ⁇ 320 mm, and the size of one pixel is 105 m ⁇ 105 m.
  • FIG. 10 is a perspective view showing a schematic configuration of the force set 500
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the force set 500 with the panel 540 as the center.
  • the present invention is not limited to this example, and the scintillator has a different thickness or type, or has a different panel area, which is the area of the imaging region. It is also applicable to use. The thicker the scintillator, the higher the sensitivity, and the thinner the scintillator, the higher the spatial resolution. Also, scintillation Spectral sensitivity varies depending on the type of data.
  • a scintillator 541 for detecting X-rays transmitted through the subject and converting the detected X-rays into fluorescence in the visible region (hereinafter referred to as "visible light”) extends in layers. is doing
  • the scintillator 541 includes a phosphor as a main component.
  • the scintillator 541 is a layer that emits visible light by the recombination energy when the host substance of the phosphor is excited (absorbed) by the irradiated X-rays. Examples of this phosphor include GOS, CaWO, CdWO, etc.
  • Examples include those that emit fluorescence by the host material of 44, and those that emit fluorescence by the emission center substance added to the host material such as CsI: Tl, ZnS: Ag.
  • a photodetector 542 formed of amorphous silicon is laminated and extends under the scintillator 541. Visible light emitted from the scintillator 541 is converted into electric energy by the photodetector 542. Is output.
  • the photodetector 542 is two-dimensionally provided with a collection electrode 5421 for reading out the electric energy stored in accordance with the intensity of the irradiated X-rays.
  • the collecting electrode 5421 is one electrode of a capacitor 5424 so that electric energy can be stored in the capacitor 5424.
  • one collecting electrode 5421 corresponds to one pixel of X-ray image data.
  • a scanning line 5422 and a signal line 5423 are disposed between the collecting electrodes 5421 adjacent to each other.
  • the scanning line 5422 and the signal line 5423 are orthogonal to each other.
  • a switching thin film transistor 5425 (TFT: Thin Film Transistor, hereinafter referred to as "transistor”) that controls storage and reading of electric energy is connected to the capacitor 5424.
  • the transistor 5425 has a drain electrode or a source electrode connected to the collection electrode 5421 and a gate electrode connected to the scanning line 5422.
  • the drain electrode is connected to the scan line 5422, the source electrode is connected to the signal line 5423, and when the source electrode is connected to the collection electrode 5421, the drain electrode is connected to the signal line 5423.
  • the panel 542 is provided with a signal line 5423, for example, an initialization transistor 5427 to which a drain electrode is connected. The source electrode of this transistor 5427 is grounded ing.
  • the gate electrode is connected to the reset line 5426.
  • the transistor 5425 and the transistor 5427 are preferably formed using a silicon stacked structure or an organic semiconductor.
  • a reset line 5426 to which a reset signal RT is transmitted from the scan drive circuit 543 is connected to the scan drive circuit 543 at right angles to the signal line 5423.
  • the reset line 5426 is connected to the gate electrode of an initialization transistor 5427 that is turned on by a reset signal RT.
  • the gate electrode is connected to the reset line 5426
  • the drain electrode is connected to the signal line 5423
  • the source electrode is grounded.
  • a scan drive circuit 543 that supplies a read signal RS to the scan line 5422 is connected to the scan line 5422.
  • the transistor 5425 connected to the scan line 5422 to which the read signal RS is supplied is turned on, and electric energy stored in the capacitor 5424 connected to the transistor 5425 is read and supplied to the signal line 5423. That is, by driving the transistor 5425, a signal for each pixel of the X-ray image data can be generated.
  • a signal reading circuit 544 is connected to the signal line 5423. Electric energy stored in the capacitor 5424 and read out to the force signal line 5423 is supplied to the signal reading circuit 544.
  • the signal reading circuit 544 includes a signal converter 5441 that supplies a voltage signal SV proportional to the amount of electric energy supplied to the signal reading circuit 544 to the AZD converter 5442, and a voltage signal SV from the signal converter ⁇ 5441.
  • An AZD conversion 5442 is provided that converts the signal into a digital signal and supplies it to the data conversion unit 545.
  • a data conversion unit 545 is connected to the signal reading circuit 544. This data converter 5 45 generates X-ray image data based on the digital signal supplied from the signal reading circuit 544.
  • the console control unit 130 receives the X-ray image data according to the imaging method selected by the operator. Control signals such as thinning, pixel averaging, and region extraction are transmitted to the force set control unit 530.
  • the cassette control unit 530 performs control so as to execute the following decimation, pixel averaging, region extraction, and the like in accordance with the received control signals such as decimation, pixel averaging, and region extraction.
  • Thinning is performed by reading out only odd-numbered columns or even-numbered columns, and thinning out the number of pixels to be read out to 1Z4 of the total number of pixels, or by thinning out to 1Z9, 1Z16, etc. in the same way. Note that the thinning method is not limited to this method.
  • the pixel average can be calculated by simultaneously driving a plurality of scanning lines 5422 and performing analog addition of two pixels in the same column direction.
  • the pixel average is not limited to being calculated by adding two pixels, but can be easily obtained by performing analog addition of a plurality of pixels in the column signal wiring direction.
  • the addition in the row direction by adding the pixels adjacent to each other after the AZD conversion output, the sum of square pixels such as 2 ⁇ 2 can be obtained together with the above-described analog addition. As a result, it is possible to read data at high speed without wasting the irradiated X-rays.
  • the area extraction includes means for limiting the X-ray image data capturing area. This is to identify the X-ray image data acquisition area that requires force, such as instructions for the imaging method, and the force setting control unit 530 changes the data acquisition range of the scan drive circuit 543 based on the specified acquisition area. However, the panel 540 drives the changed capture range.
  • a memory 546 is connected to the data conversion unit 545.
  • the memory 546 stores the X-ray image data generated by the data conversion unit 545. Further, the memory 546 stores gain correction data in advance.
  • the memory 546 includes a RAM (Random Access Memory) and a nonvolatile memory.
  • the memory 546 can collectively write the X-ray image data sequentially generated by the data conversion unit 545 to the nonvolatile memory after sequentially writing to the RAM.
  • Non-volatile memory is composed of two or more memory components such as EEPROM and flash memory. Thus, while erasing one of the memory components, the other can be written.
  • the capacity of the memory 546 is preferably 4 or more (particularly 10 or more) in terms of the number of images that can store images of the maximum data size from the viewpoint of shooting efficiency. Further, the capacity of the memory 546 is preferably 100000 or less (particularly 100 or less) in terms of the number of images that can be stored with the maximum data size from the viewpoint of low cost.
  • a support 547 on a flat plate formed of a glass substrate is provided below the photodetector 542, and the stacked structure of the scintillator 541 and the photodetector 542 is supported by the support 547.
  • an X-ray dose sensor 548 On the lower surface of the support 547, an X-ray dose sensor 548 is provided.
  • the X-ray dose sensor 548 detects the X-ray dose that has passed through the light detector 542, and transmits the predetermined X-ray dose signal to the force set control unit 530 when the X-ray dose reaches a predetermined amount.
  • an amorphous silicon light receiving element is used as the X-ray dose sensor 548.
  • the X-ray sensor 548 is not limited to this, and an X-ray sensor that directly detects X-rays using a light receiving element made of crystalline silicon or a sensor that detects fluorescence using a scintillator may be used.
  • the force setter 500 is driven by the electric power from the internal power source 510 and is portable, and the force set communication unit 520 and the console communication unit 140 communicate via wireless communication. Therefore, it is possible to improve the shooting efficiency with good operability while maintaining the linkage with the console 100.
  • step S201 to step S210 indicate the processes in the console 100 (see FIG. 13)
  • steps S211 to S216 indicate the processes in the force set 500 (see FIG. 13). 14
  • the processing from step S221 to step S222 shows the processing in the X-ray source 400 (see FIG. 15).
  • step S200 imaging preparation processing is performed in each of the console 100, the force set 500, and the X-ray source 400.
  • the scanning drive circuit 543 is kept in an off state until an imaging preparation instruction signal is received from the console control unit 130.
  • the scanning line 5422, the signal line 5423, and the reset line 5426 are set to the same potential, and no bias is applied to the collecting electrode 5421.
  • signal reading Keep the power supply circuit 544 off and set the scanning line 5422, signal line 5423, and reset line 5426 to the GND potential!
  • the state in which no bias is applied to the scanning drive circuit 543 and the signal reading circuit 544 includes a photographing standby mode and a sleep mode.
  • the drive circuit 543 and the signal reading circuit 544 that start without applying a bias potential to the photodiode start up quickly, so that the scanning drive circuit 543 and the signal reading circuit 544 are also powered. It is preferable not to supply power because it can further reduce power consumption. Since no signal is generated in the imaging standby mode, it is preferable not to supply power to the data conversion unit 545 as it can further reduce power consumption.
  • the sleep mode it is possible to stop the power transmission to the power set communication unit 520 or the entire transmission function and the power supply to the memory, leaving only the functions necessary for starting up to the shooting standby mode by an instruction from the console 100.
  • the sleep mode no bias potential is applied to the photodiode, and the high-speed transmission function or transmission of the scanning drive circuit 543, the signal reading circuit 544, the data conversion unit 545, the memory 546, and the force set communication unit 520 is performed. It is preferable not to supply power to the entire function. As a result, wasteful power consumption can be further suppressed.
  • the scanning line 5422, the signal line 5423, and the reset line 5426 are set to the same potential and collected. Since no bias is applied to the electrode 5421, that is, a voltage is not substantially applied to a plurality of pixels, deterioration occurs when a voltage is substantially applied to the PD or TFT, that is, deterioration of a plurality of pixels. Can be suppressed. In addition, wasteful power consumption can be reduced.
  • the imaging enabled state is a state in which X-ray image data can be obtained immediately by imaging operation.
  • An imaging operation is an operation necessary to obtain X-ray image data by radiography.
  • the panel is initialized and released. Accumulation of electrical energy generated by irradiation, reading of electrical signals, and
  • Console control unit 130 determines shooting conditions based on the operator's instruction content and powerful order information such as HISZRIS710, An imaging preparation instruction signal based on this imaging condition is transmitted to the X-ray source control unit 430 and the force setting control unit 530 via the console communication unit 140, and the imaging ready state is shifted.
  • the X-ray source control unit 430 drives and controls the high-pressure generation source 410 to shift to a state in which a high pressure is applied to the X-ray tube 420.
  • the force setting control unit 530 When the force setting control unit 530 receives the shooting preparation instruction signal, the force setting control unit 530 shifts to a shooting ready state. That is, the reset of all the pixels is repeated at a predetermined interval until a shooting instruction is input in a shooting enabled state, thereby preventing electrical energy from being accumulated in the capacitor 5424 due to dark current.
  • the predetermined interval is set longer than that at the time of shooting, and the ON time of the transistor 5425 is set shorter than that at the time of shooting. As a result, in the ready state, there is little or no readout operation that puts a load on the transistor 5425.
  • the force setting control unit 530 transmits a photographing enabled state transition signal to the console 100.
  • the display unit 300 controls the display control unit 110 to display a force set shootable state display indicating that the force set 500 has shifted to the shootable state.
  • the console control unit 130 determines the shooting condition based on the instruction content of the operator or the order information from the HISZRIS710, etc., and the shooting condition information regarding this shooting condition. Is transmitted to the X-ray source control unit 430 and the force set control unit 530 via the console communication unit 140.
  • console control unit 130 When the console control unit 130 receives an X-ray irradiation instruction from the operator such as turning on the 2nd switch of the X-ray irradiation switch, for example, the console control unit 130 outputs an imaging instruction signal to the force setting control unit 530 of the force set 500. Send to. After the X-ray irradiation instruction is input, the console control unit 130 controls the X-ray source 400 and the force set 500, and performs imaging while maintaining synchronization.
  • the force setting control unit 530 When the force setting control unit 530 receives the imaging instruction signal, the force setting control unit 530 initializes the panel 540 and shifts to a state in which the panel 540 can store electric energy.
  • a refresh is performed, and all pixels dedicated for the imaging sequence are reset a predetermined number of times and all pixels dedicated to the electrical energy storage state are reset to enter the electrical energy storage state.
  • all pixels dedicated to the imaging sequence are reset.
  • the operability can be reduced by shortening the period until the imaging preparation is completed by entering the immediate imaging sequence drive. To improve.
  • force set control unit 530 transmits a force set 500 preparation end signal to console communication unit 140.
  • the console communication unit 140 transmits a preparation completion signal for the force set 500 to the console control unit 130.
  • FIGS. 13 to 15 The above processing is shown in FIGS. 13 to 15 as the photographing preparation processing in step S200.
  • the console controller 130 When the console controller 130 receives the preparation completion signal of the force set 500 and receives an X-ray irradiation instruction, the console controller 130 transmits an X-ray irradiation signal to the X-ray source 400 ( Step S201).
  • the X-ray source control unit 430 drives and controls the high-pressure generation source 410 to apply a high pressure to the X-ray tube 420 and generate X-rays from the X-ray source 400 (step S221). .
  • X-rays generated from the X-ray source 400 are irradiated to the subject by adjusting the X-ray irradiation range by an X-ray diaphragm device provided at the X-ray irradiation port. Further, the console control unit 130 controls the display control unit 110 to display during X-ray imaging indicating that X-ray imaging is being performed (step S202).
  • X-rays transmitted through the subject are incident on the force set 500.
  • X-rays incident on the force setter 500 are converted into visible light by the scintillator 541.
  • the converted visible light is received by panel 540, and electrical energy corresponding to the amount of received light is accumulated. In this way, electrical energy corresponding to the X-ray irradiation dose is accumulated in panel 540 (step S21).
  • the X-ray dose irradiated by the force setter 500 is detected by the X-ray dose sensor 548.
  • the X-ray irradiation amount reaches a predetermined amount
  • the X-ray dose sensor 548 transmits a predetermined X-ray dose signal to the force set control unit 530.
  • the force set control unit 530 receives the predetermined X-ray dose signal
  • the force set control unit 530 transmits an X-ray end signal to the console communication unit 140 via the wireless repeater 600 (step S 212).
  • the console communication unit 140 When the console communication unit 140 receives this X-ray end signal, it transmits the X-ray end signal to the console control unit 130 and also transmits the X-ray irradiation stop signal to the X-ray source control unit 430 (step). P S 203).
  • the X-ray source control unit 430 When the X-ray source control unit 430 receives this X-ray irradiation stop signal, the X-ray source control unit 430 drives and controls the high-pressure generation source 410, and the high-pressure generation source 410 stops applying high pressure to the X-ray tube 420. This stops the generation of X-rays (step S222).
  • the force setting control unit 530 controls the scanning drive circuit 543 and the signal reading circuit 544 based on the X-ray irradiation end signal.
  • the scanning drive circuit 543 reads out the electric energy acquired by the photodetector 542 and inputs the acquired electric energy to the signal reading circuit 544.
  • the signal reading circuit 544 converts the inputted electric energy into a digital signal.
  • the data conversion unit 545 configures the digital signal into X-ray image data.
  • the memory 546 temporarily stores the X-ray image data configured by the data conversion unit 545 (step S213).
  • the force setting control unit 530 acquires the correction image data after acquiring the X-ray image data.
  • the image data for correction is dark image data that is not irradiated with X-rays, and is used for correcting X-ray images in order to obtain high-quality X-ray images.
  • the correction image data acquisition method is the same as the image data acquisition method except that X-rays are not irradiated.
  • the electrical energy storage time is set to be equal when X-ray image data is acquired and when correction image data is acquired.
  • the electric energy storage time is the time from when the reset operation is completed, that is, after turning off the transistor 5425 at the time of resetting to turning on the transistor 5425 for the next electric energy reading. The Therefore, the timing at which electric energy accumulation starts and the electric energy accumulation time are different for each scanning line 5422.
  • the data conversion unit 545 converts the configured X-ray image data into the acquired correction image data. Based on the gain correction data stored in the memory 546 in advance, the gain is corrected. And in the case of a panel composed of insensitive pixels or multiple small panels, the image is continuously interpolated so that no discomfort occurs at the joints of the small panels, and the correction process derived from the panel is completed. (Step S214).
  • the data conversion unit 545 may be configured such that the force setting control unit 530, which is a separate body from the force setting control unit 530, also serves as the data conversion unit 545.
  • the force setting control unit 530 becomes a scintillator image information adding unit and adds a scintillator ID to the X-ray image data (step S215). ),
  • the X-ray image data (including the scintillator ID) is transmitted to the console control unit 130 via the force set communication unit 520, the wireless repeater 600, and the console communication unit 140 (step S216).
  • the force setter 500 includes the memory 546 that functions by receiving power from the internal power supply 510, and temporarily obtains X-ray image data obtained by the panel 540 and transmitted by the force set communication unit 520. Since the data is stored in the memory, it functions as an accumulator between the data generation from the panel 540 and the communication between the force setter 500 and the console 100, and the X-ray image data is put into the communication state between the force sette 500 and the console 100. In response, the power setter 500 can be transferred to the console 100.
  • the memory 546 is a RAM, data can be stored well even if the data generation speed from the panel 540 is high.
  • console control unit 130 When console control unit 130 receives X-ray image data (step S204), console control unit 130 temporarily stores it in image storage unit 160.
  • the console control unit 130 controls the X-ray image data force temporarily stored in the image storage unit 160 by the image processing unit 150 so as to create thumbnail image data.
  • the display control unit 110 controls the display unit 300 to display thumbnail images based on the created thumbnail image data (step S205).
  • the console control unit 130 identifies the scintillator ID from the X-ray image data (step S206), and the first scintillator ID is used to determine the first scintillator ID.
  • the image processing method corresponding to the type of scintillator 541 is identified using the data table (see Fig. 4) (step S207), and the image processing unit 150 executes image processing of the X-ray image data using the identified image processing method. (Step S208). That is, The console 100 also serves as the image processing apparatus of the present invention.
  • the image processing unit 150 performs image processing on the X-ray image data in accordance with the contents of the operator's instruction and order information from the HISZRIS 710 and the like while following the image processing method specified by the console control unit 130.
  • the image-processed X-ray image data is displayed on the display unit 300 and simultaneously transmitted to the image storage unit 160 and stored as X-ray image data. Further, based on the operator's instruction, the image processing unit 150 re-images the X-ray image data, and the display unit 300 displays the image processing result of the X-ray image data (step S209).
  • the network communication unit 180 transfers the X-ray image data to the imager 720, the image processing terminal 730, the viewer 740, the file server 750, etc., which are external devices on the network (step S210).
  • the transferred external device functions correspondingly. That is, the imager 720 records this X-ray image data on an image recording medium such as a film.
  • the image processing terminal 730 performs processing for the image processing of the X-ray image data and processing for CAD (Computer Aided Diagnosis), and stores it in the file server 750.
  • View 740 displays an X-ray image based on this X-ray image data.
  • File server 750 stores this X-ray image data
  • the console control unit 130 can be controlled using the power supply state information indicating the power supply state of the force set 500, it is possible to control good imaging and improve imaging efficiency. it can.
  • the operator since it can be displayed on the display unit 300 in accordance with the power supply status information, the operator determines whether the force set 500 can perform X-ray imaging immediately, for example, with another cassette modality. The shooting efficiency can be improved by taking the first shot or later.
  • the force set 5 adds the scintillator ID to the X-ray image data, and the console 100 force is displayed in the first data table. Therefore, X-ray image data is image-processed in accordance with the image processing method based on the added scintillator ID. Therefore, the X-ray image data is processed with an optimal processing content according to the type of scintillator 541. It is processed. Therefore, scintillator 541 Appropriate image processing according to the type of X-ray image data can be performed.
  • One improvement 'design change is that, in the third embodiment, as in the second embodiment, the force set control unit 530 has a “model ID” unique to the force set 5 model.
  • the console control unit 130 stores the second data table (see Fig. 8), and when the radiography system 1000 is operated, the force set control unit 530 becomes a scintillator information addition unit.
  • the ID is attached to the X-ray image data, and the console control unit 130 identifies the model ID from the X-ray image data and uses the second data table (see FIG. 8).
  • An image processing method corresponding to the type may be specified.
  • the image processing method stored in advance in the control unit 35 of the console 3 and the console control unit 130 of the console 100 is a scintillator 14, 541.
  • One-to-one correspondence with the type of scintillator Multiple image processing methods are associated with one type of scintillator 14 and 541, and multiple types of image processing methods are provided for each type of scintillator 14 and 541. 130 may be stored in advance
  • control unit 35 and the console control unit 130 may select from a plurality of image processing methods.
  • the image processing method under the optimum conditions may be automatically specified, and the control unit 35 and the console control unit 130 display a plurality of image processing methods on the display 32 or the display unit 300, and the user (operator)
  • the image processing method may be specified by an operation using the keyboard Z mouse 33 or the operation input unit 200.
  • the first data table is stored in the control device 18 of the radiation detector 10 which is not the console 3 and the control device 18 of the radiation detector 10 is used.
  • the image processing method corresponding to the type of the scintillator 14 is specified, and information about the specified image processing method is used. May be added to the image information, and the console 3 may process the image information based on the image processing method information added to the image information.
  • the first data table is stored in the force set controller 530 of the force set 500 that the console 100 does not, and the force set control of the force set 500 is controlled.
  • the image processing method according to the type of scintillator 541 is identified from the 541 scintillator ID of the unit 530 force set 500 and information on the identified image processing method is obtained. It may be added to the X-ray image data and let the image processing unit 150 execute image processing of the X-ray image data.
  • an image processing device (not shown) connected to the console 3 is provided, and the first data table and the second data processing device are provided in this image processing device.
  • the image information received by the console 3 from the radiation detector 10 or the processed image information is transmitted to the image processing apparatus, and the image processing apparatus sets the scintillator ID of the received image information. Identify or identify the model ID of the received image information and identify the scintillator ID from the identified model ID and use the first data table (see Fig. 4) from the scintillator ID.
  • An image processing method corresponding to the type of scintillator 14 may be specified, and image processing of image information may be executed using the specified image processing method.
  • the imager 720 connected to the console 100, not the console 100, the image processing terminal 730, the view 740, the file server 750, etc.
  • Data table and second data table are stored, X-ray image data received by console 100 from force set 500 or X Line image data is sent to these imager 720, image processing terminal 730, view 740, file server 750, etc., and imager 720, image processing terminal 730, view 740, file server 750, etc.
  • Received X-ray image data scintillator The ability to identify the ID, or the model ID of the received X-ray image data, the identified model ID, the scintillator ID, and the first data table (see Fig. 4) from the scintillator ID
  • An image processing method corresponding to the type of the scintillator 541 may be specified, and the image processing unit 150 may execute image processing of X-ray image data using the specified image processing method.
  • It can be suitably used for obtaining a radiographic image of a subject in the field of radiography.

Abstract

　放射線撮影システム１は、被写体Ｍを透過した放射線を受けて蛍光を発するシンチレータを有し、当該シンチレータから発された蛍光強度に基づき被写体Ｍの画像情報を生成する放射線検出器１０を備え、前記シンチレータの種類に関連するシンチレータ種類関連情報を前記画像情報に付加するシンチレータ情報付加部を有する。

Description

明 細 書
放射線撮影システム
技術分野
[0001] 本発明は放射線撮影システムに関する。
背景技術
[0002] 従来から、医療診断を目的とする放射線撮影分野にお！ヽては、被写体に放射線を 照射してその被写体を透過した放射線の強度分布を検出することにより、当該被写 体の放射線画像を得る放射線撮影システムが広く知られて!/、る。近年の放射線撮影 システムでは、多数の光電変換素子をマトリクス状に配した薄型平板状の所謂「フラ ットパネルディテクタ（Flat Panel Detector)」という放射線検出器が開発.使用され、 その放射線検出器で被写体を透過した放射線を電気信号に光電変換して画像情報 とし、その画像情報を画像処理することにより、容易かつ迅速に被写体の放射線画 像を得ることができるようになって 、る。
[0003] 上記放射線検出器は、放射線をそのまま電気信号に変換する「直接変換型」と、放 射線を蛍光に変換してその蛍光力 電気信号に変換する「間接変換型」とに大別さ れる。間接変換型の放射線検出器には、通常、放射線を受けてその放射線量に応じ た強度で蛍光を発するシンチレータが配されており（例えば特許文献 1参照）、その 種類もいくつかある。特許文献 2には、放射線検出器毎に IDを付与して、 IDにそれ ぞれ対応した補正テーブルで画像の補正を行うデジタル X線撮影システムが開示さ れており、また、 ID毎に蛍光体タイプ等が対応付けられたテーブルが開示されている 特許文献 1 :特開平 7— 140255号公報
特許文献 2：特開 2001 - 37749号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] 間接変換型の放射線検出器を用いる場合には、シンチレータの種類によって放射 線に対する特性が異なるため、放射線撮影により取得した画像情報に対しシンチレ ータの種類に応じた画像処理をおこなうことが効果的であることがわ力つた。一方、シ ンチレータの種類に応じた画像処理は、シンチレータの種類に対応する数だけ、画 像処理条件を作成すれば実施できるが、特許文献 2の方法では、放射線検出器毎 に補正テーブルを作成する必要があり、限られた補正しかできな 、。
[0005] 本発明の目的は、シンチレータの種類に応じた適切な画像処理を画像情報におこ なうことである。
課題を解決するための手段
[0006] 上記課題を解決するため本発明に係る放射線撮影システムは、
被写体を透過した放射線を受けて蛍光を発するシンチレータを有し、当該シンチレ 一タカ 発された蛍光強度に基づき前記被写体の画像情報を生成する放射線検出 器を備え、
前記シンチレータの種類に関連するシンチレータ種類関連情報を前記画像情報に 付加するシンチレータ情報付加部を有する。
[0007] 本発明の実施例に係る放射線撮影システムにお ヽては、
前記シンチレータ種類関連情報が、
前記シンチレータの種類を特定するシンチレータ情報であってもよい。
[0008] 本発明の実施例に係る放射線撮影システムにお 、ては、
前記シンチレータの種類が、
前記放射線検出器の機種によって特定可能であり、
前記シンチレータ種類関連情報が、
前記放射線検出器の機種に依存する検出器機種情報であってもよい。
[0009] 本発明の実施例に係る放射線撮影システムにお 、ては、
前記放射線検出器と通信するコンソール通信部を有するコンソールを有し、 前記コンソール内に又は前記コンソールに接続された、前記シンチレータの種類に 応じた画像処理方法を予め格納した画像処理装置を備え、
前記放射線検出器が、
前記コンソールと通信可能な放射線検出器通信部を有し、
生成した前記画像情報を前記放射線検出器通信部力 前記コンソールに送信し、 前記コンソールが、
前記放射線検出器カゝら送信された前記画像情報を前記コンソール通信部で受信 し、
前記画像処理装置が、
前記コンソールが受信した前記画像情報に付加された前記シンチレータ種類関連 情報を取得し、取得した前記シンチレータ種類関連情報に応じた画像処理方法に従 いながら、前記コンソールが受信した前記画像情報を画像処理するのがよぐこの場 合、画像情報にはシンチレータの種類に応じた画像処理が施され、シンチレータの 種類に応じた放射線画像を生成することができる。
[0010] またこの場合、前記コンソール力 前記画像処理装置を兼ねて 、てもよ 、。
[0011] 更にこの場合、
前記放射線検出器通信部が、
前記コンソールと無線通信を介して通信可能であり、
前記コンソール通信部が、
前記放射線検出器と無線通信を介して通信可能であるのがよい。
[0012] このとき、
前記放射線検出器通信部と無線で通信可能な無線中継器を備え、
前記コンソール通信部が、
通信ケーブルを介して前記無線中継器と通信可能であってもよいし、
前記コンソールが、
前記コンソール通信部が前記無線中継器と無線で通信可能な携帯端末であっても よい。
[0013] 本発明の実施例に係る放射線撮影システムにお 、ては、
前記放射線検出器が、
前記画像情報を一時的に保存可能なメモリを有するのがよい。
[0014] なお、
前記放射線検出器が、
前記放射線検出器通信部の通信に電力を供給可能な内部電源を有し、かつ、前 記画像情報を生成可能なケーブルレス可搬型カセッテであるのが好ましい。
発明の効果
[0015] 本発明では、シンチレータ情報付加部を有するため、画像情報にシンチレータ種 類関連情報を付加することができる。そのため、画像情報の画像処理に際しては、付 加されたシンチレータ種類関連情報に基づき当該画像情報を画像処理することがで き、シンチレータの種類に応じた適切な画像処理を画像情報におこなうことができる。 図面の簡単な説明
[0016] [図 1]第 1の実施形態に係る放射線撮影システムの概略構成を示す図面である。
[図 2]第 1の実施形態に係る放射線検出器の概略構成を示す斜視図である。
[図 3]第 1の実施形態に係る放射線撮影システムの回路構成を示すブロック図である
[図 4]第 1の実施形態に係る第 1のデータテーブルの一例を示す図面である。
[図 5]第 1の実施形態に係る放射線検出器の処理を示すフローチャートである。
[図 6]第 1の実施形態に係るコンソールの処理を示すフローチャートである。
[図 7]第 2の実施形態に係る放射線撮影システムの回路構成を示すブロック図である
[図 8]第 2の実施形態に係る第 2のデータテーブルの一例を示す図面である。
[図 9]第 3の実施形態に係る放射線撮影システムの概略構成を示す図面である。
[図 10]第 3の実施形態に係る力セッテの概略構成を示す斜視図である。
[図 11]第 3の実施形態に係るパネルを中心とした力セッテの断面図である。
[図 12]第 3の実施形態に係る光検出器を中心とした回路の構成を示す回路図である
[図 13]第 3の実施形態に係るコンソールの処理を示すフローチャートである。
[図 14]第 3の実施形態に係る力セッテの処理を示すフローチャートである。
[図 15]第 3の実施形態に係る X線源の処理を示すフローチャートである。
発明を実施するための最良の形態
[0017] 以下、図面を参照しながら本発明を実施するための最良の形態について説明する 。ただし、本実施の形態欄の記載は、発明を実施するために発明者が最良と認識し て 、る形態を示すものであり、発明の範囲や請求の範囲に用いられて 、る用語を一 見、断定又は定義するような表現もあるが、これらはあくまで発明者が最良と認識して V、る形態を特定するための表現であり、発明の範囲や請求の範囲に用いられて 、る 用語を特定又は限定するものではない。また発明の範囲も図示例に限定されない。
[0018] [第 1の実施形態]
図 1は第 1の実施形態に係る放射線撮影システム 1の概略構成を示す図面である。 図 1に示す通り、第 1の実施形態に係る放射線撮影システム 1は、医療診断に特に 有用なシステムである。放射線撮影システム 1は、被写体 (被験者) Mに放射線を照 射して被写体 Mの放射線撮影をおこなう撮影装置 2と、被写体 Mの放射線画像を生 成するコンソール 3とを、備えている。
[0019] 撮影装置 2は診療所'病院等の医療施設に設置され使用されるものである。撮影装 置 2は放射線源 4を有しており、当該放射線源 4に管電圧が印加されることによって 放射線を放射するようになっている。放射線源 4の放射線放射口には放射線照射野 を調節する絞り装置 5が開閉自在に設けられている。放射線源 4の下方であって放射 線照射範囲には被写体 Mを載置させる寝台 6が設けられている。寝台 6には、被写 体 Mを透過した放射線を検出する放射線検出器 10が配されている。放射線検出器 10は寝台 6に対し着脱自在に配されて 、る。
[0020] コンソール 3は、汎用のコンピュータであって放射線検出器 10の検出結果に基づき 被写体 Mの放射線画像を生成する制御装置 30 (図 3参照）を有しており、その他に、 放射線検出器 10との通信をおこなうためのコンソール通信部 31 (図 3参照，コネクタ を含む。）、被写体 Mの放射線画像等を表示するディスプレイ 32、制御装置 30に各 種情報を入力するためのキーボード/マウス 33等を有している。
[0021] 図 2は放射線検出器 10の概略構成を示す斜視図である。
図 2に示す通り、放射線検出器 10は薄型で直方体状の筐体 11を有しており、筐体 11の天板の一部が放射線の散乱成分を吸収 ·除去するグリッド 12となって 、る。筐 体 11の側部には把手 13が配されており、放射線検出器 10を容易に持ち運ぶことが できるようになつている。
[0022] 筐体 11の内部には、放射線の強度に応じた強度で蛍光を発する四角形状のシン チレータ 14が配されている。シンチレータ 14は CsI :Tlや GOS (Gd O S :Tb)等の
2 2
蛍光体で構成されている。シンチレータ 14の下部又は下方には蛍光を検出する平 板状の蛍光検出パネル 15が配されている。すなわち、シンチレータ 14の放射線源 4 とは反対側にシンチレータ 14に接して蛍光検出パネル 15が配置されている。
[0023] 蛍光検出パネル 15には、蛍光を受光してその受光量に応じた電荷を蓄積する多 数の光電変換素子がマトリクス状 (格子状）に配されている。蛍光検出パネル 15の側 部には、各光電変換素子にパルスを送って当該各光電変換素子を走査 ·駆動させる 走査ドライバ 16と、各光電変換素子に蓄積された電荷量を読み出す信号ドライバ 17 と力 配されている。
[0024] 筐体 11の内部には、走査ドライバ 16及び信号ドライバ 17その他の部材の動作を 制御する制御装置 18と、電力供給源となるバッテリ 19とが、配されている。バッテリ 1 9は筐体 11に対し着脱自在に配されており、充電に際し他のバッテリ 19と容易に交 換することができる。
[0025] また、筐体 11には、コンソール 3との通信をおこなうための放射線検出器通信部 20
(コネクタを含む。）、バッテリ 19の充電残量等を表示する表示パネル 21、放射線検 出器 10の電源の ONZOFFを切り替える電源ボタン 22等が配されている。
[0026] 以上の放射線検出器 10は、持ち運び自在で、かつ、内部電源としてのバッテリ 19 から走査ドライバ 16、信号ドライバ 17、制御装置 18、放射線検出器通信部 20、表示 パネル 21、電源ボタン 22等への電力が供給可能なケーブルレス可搬型カセッテとな つている。これにより、外部力も電力の供給を受けずに内部電源であるノ ッテリ 19か ら必要な電力を供給することができる。従って、放射線検出器通信部 20のコネクタに 接続する通信ケーブルから電力を供給する必要が無ぐ放射線検出器通信部 20の コネクタに接続される通信ケーブルは細いケーブルでよぐ放射線検出器 10の取り 回しが容易になる。
[0027] 図 3は放射線撮影システム 1の構成を示すブロック図である。
図 3に示す通り、放射線検出器 10の制御装置 18は汎用の CPU (Central Process! ng Unit)、 ROM (Read Only Memory)、 RAM (Random Access Memory)等力ら構成 された制御部 25を有している。制御部 25は、 ROMに記録された処理プログラムを R AMに展開し、 CPUにより当該処理プログラムを実行する。
[0028] 制御部 25には走査ドライバ 16、信号ドライバ 17、バッテリ 19、放射線検出器通信 部 20、表示パネル 21、電源ボタン 22等の各部材が接続されており、制御部 25は、 走査ドライバ 16、信号ドライバ 17、バッテリ 19、放射線検出器通信部 20、表示パネ ル 21、電源ボタン 22等の各部材の動作状況等に基づいて各構成を制御する。
[0029] なお、制御装置 18は、上記制御部 25の他に、切り替え可能な多段階式のスィッチ 26を有している。スィッチ 26は、放射線検出器 10の製造時においてシンチレータ 14 の種類に応じて設定されている。本実施形態においては、シンチレータ 14の種類は 、当該シンチレータ 14の組成、形態、厚さ等の因子で特定される。
[0030] 例えば、放射線検出器 10の製造時に、シンチレータ 14が「組成… CsI :Tl,形態… 柱状晶，厚さ… 300 /z mjである場合にはスィッチ 26は「1」に設定され、シンチレ一 タ 14が「組成… CsI :Tl,形態…柱状晶，厚さ… 600 m」である場合にはスィッチ 2 6は「2」に設定され、シンチレータ 14が「糸且成… GOS,形態…塗布層，厚さ… 600 m」である場合にはスィッチ 26は「3」に設定され、シンチレータ 14が「組成… GOS, 形態' · ·塗布層，厚さ… 2mm」である場合にはスィッチ 26は「4」に設定されるようにし てもよい。
[0031] 制御装置 18の制御部 25は、スィッチ 26の状態を読み出すことで、シンチレータ 14 の種類を認識し、その種類を示すシンチレータ情報として「シンチレータ ID (iDentific ation)」を生成する。当該シンチレータ IDは、シンチレータ 14の組成、形態、厚さ等 の因子の組み合わせごと、すなわち、シンチレータ 14の種類ごとに異なっている。
[0032] 他方、コンソール 3の制御装置 30は汎用の CPU (Central Processing Unit)、 ROM
(Read Only Memory)、 RAM (Random Access Memory)等から構成された制御部 35 を有している。制御部 35は、 ROMに記録された処理プログラムを RAMに展開し、 C PUにより当該処理プログラムを実行する。
[0033] 制御部 35にはコンソール通信部 31、ディスプレイ 32、キーボード Zマウス 33等の 各部材が接続されており、制御部 35は、コンソール通信部 31、ディスプレイ 32、キー ボード Zマウス 33等の各部材の動作状況等に基づいて各構成を制御する。
[0034] 特に、制御部 35の ROMには、図 4に示すような第 1のデータテーブルが処理プロ グラムの一部として記録されている。当該第 1のデータテーブルでは、「シンチレータ I DJと「シンチレータ 14の種類」と「画像処理方法」の各画像処理方法の画像処理条 件とが互いに対応付けられており、シンチレータ ID力もシンチレータ 14の種類と画像 処理方法の各画像処理方法の画像処理条件とを特定することができるようになって いる。各画像処理方法はシンチレータ ID (シンチレータ 14の種類)ごとに異なるもの で、シンチレータ 14の種類ごとにその特性に応じた最適な画像処理内容 (各画像処 理方法の画像処理条件）を有して ヽる。
[0035] 例えば、各画像処理方法は、図 4に示す通り、シンチレータ 14の種類に応じて「階 調処理」の内容と「斜入補正処理」の内容が異なっている。なお、図 4中の各記号 (ァ ルファベット）の意味は以下の通りである。ここで、斜入補正処理とは、放射線源 4から の放射線がシンチレータ 14に対して斜めに入射することにより、放射線がシンチレ一 タ 14に入射した入射地点だけでなぐ入射地点力も放射線の進行方向に進んだ地 点 (すなわち、入射地点カゝらずれた地点)でも蛍光を発するために生じる放射線画像 のボケの修正処理のことである。このような斜入補正処理は、斜め撮影や、放射線源 4と放射線検出器 10とを近づけて撮影した場合のシンチレータ 14の鉛直に入射する 地点から離れた周辺部の画像に対して有用である。
[0036] 「A」…所定の放射線照射量に対するオフセットのデフォルト値を大にする
「B」…所定の放射線照射量に対するオフセットのデフォルト値を小にする
「C」…所定の放射線照射量に対するオフセットのデフォルト値を大にする
「D」…所定の放射線照射量に対するオフセットのデフォルト値を小にする
「E」 · · '斜入補正処理をしな!ヽ
「F」 · ··最大 2画素分の斜入補正処理をする
「G」 · ··最大 2画素分の斜入補正処理をする
「H」 · ··最大 8画素分の斜入補正処理をする
[0037] 制御部 35の CPUは、シンチレータ IDを認識すると、認識したシンチレータ IDから 上記第 1のデータテーブルを用いてシンチレータ 14の種類に対応した画像処理方 法を特定し、その特定した画像処理方法の処理プログラムを実行する。すなわち、コ ンソール 3は本発明の画像処理装置を兼ねており、制御部 35は画像処理部としての 機能を有している。
[0038] 以上の放射線撮影システム 1では、放射線検出器 10の放射線検出器通信部 20の コネクタとコンソール 3のコンソール通信部 31のコネクタとが通信ケーブル等の部材 で接続されるようになっており、放射線検出器通信部 20とコンソール通信部 31とを通 じて放射線検出器 10とコンソール 3との間で互いに通信可能となっている。
[0039] なお、放射線検出器 10とコンソール 3との通信は、上記の通り有線によるものであ つてもよいが、周知の無線によるものであってもよいし、ネットワークを介した周知の有 線又は無線によるものであってもよぐ特にネットワークを介した通信を適用する場合 には、コンソール 3及び放射線検出器 10からネットワークへの接続は例えば無線 LA N (Local Aria Network)によって実現するのが好ましい。
[0040] また、放射線検出器 10とコンソール 3との間に無線中継器を配しかつ放射線検出 器 10に放射線検出器通信部としてアンテナを配し、放射線検出器 10のアンテナと 無線中継器とを無線で通信可能としかつコンソール 3のコンソール通信部 31と無線 中継器とを通信ケーブルで通信する通信形態を適用してもよい。
[0041] 更に、放射線検出器 10とコンソール 3との間に無線中継器を配しかつ放射線検出 器 10及びコンソール 3に放射線検出器通信部及びコンソール通信部としてそれぞれ アンテナを配し、放射線検出器 10及びコンソール 3の各アンテナと無線中継器とを 無線で通信可能とする通信形態を適用してもよぐこの場合にはコンソール 3は携帯 端末であってもよい。
[0042] 続いて、放射線撮影システム 1の動作'作用について図 5及び図 6のフローチャート を用いて説明する。なお、図 5及び図 6のフローチャートにおいて、ステップ S101乃 至ステップ S106の処理は放射線検出器 10における処理を示し（図 5参照）、ステツ プ S 111乃至ステップ S 116の処理はコンソール 3における処理を示す（図 6参照）。
[0043] 放射線検出器 10とコンソール 3とが互いに通信可能とされた状態において、被写 体 Mの放射線撮影が開始されると、撮影装置 2が、寝台 6に横たわった被写体 Mに 対し放射線源 4から絞り装置 5を介して放射線を照射し、被写体 Mを透過した放射線 が放射線検出器 10に入射する。放射線が放射線検出器 10に入射すると、当該放射 線は、放射線検出器 10のグリッド 12で散乱成分が吸収 ·除去されてシンチレータ 14 に入射し、シンチレータ 14が放射線の強度に応じた強度で蛍光を発する。シンチレ ータ 14が蛍光を発すると、蛍光検出パネル 15の各光電変換素子がシンチレータ 14 で発された蛍光を受光してその受光量に応じた電荷を蓄積する (ステップ S 101)。
[0044] 各光電変換素子が電荷を蓄積すると、制御装置 18の制御部 25が走査ドライバ 16 及び信号ドライバ 17を制御して、走査ドライバ 16が各光電変換素子にパルスを送り 、信号ドライバ 17が各光電変換素子に蓄積された電荷量を読み出す。
[0045] 信号ドライバ 17が電荷量を読み出すと、当該信号ドライバ 17がその読み出した電 荷量を電気信号に変換してその電気信号を制御装置 18の制御部 25に出力する。 制御装置 18の制御部 25は、入力された電気信号から被写体 Mの「画像情報」を生 成して、メモリとしての RAMにその画像情報を一時的に保存するとともに (ステップ S 102)、スィッチ 26の状態を読み出し (ステップ S103)、シンチレータ 14の種類を示 すシンチレータ情報として「シンチレータ ID」を生成する (ステップ S 104)。
[0046] 画像情報及びシンチレータ IDを生成したら、制御装置 18の制御部 25は、シンチレ ータ情報付加部となってそのシンチレータ IDをヘッダー情報として画像情報に付カロ し (ステップ S105)、当該画像情報 (シンチレータ IDを含む。）を放射線検出器通信 部 20からコンソール 3に送信する（ステップ S106)。
[0047] コンソール 3はその画像情報をコンソール通信部 31で受信し (ステップ SI 11)、制 御装置 30の制御部 35が、受信した画像情報力もシンチレータ IDを識別し (ステップ S 112)、識別したシンチレータ IDから上記第 1のデータテーブル（図 4参照）を用い てシンチレータ 14の種類に応じた画像処理方法を特定する (ステップ S113)。そして 制御装置 30の制御部 35は、その特定した画像処理方法に従いながら、受信した画 像情報を画像処理する (ステップ S 114)。
[0048] ステップ S 112及びステップ S 113の処理について、例えば、図 4を参照しながら説 明すると、制御装置 30の制御部 35は、識別したシンチレータ IDが「1002」であると 認識したら、そのシンチレータ IDに固有の画像処理方法として、階調処理が「B」で 斜入補正処理が「F」の画像処理方法を特定し、「B」と「F」の各処理内容に従!、なが ら、画像情報を画像処理する。
[0049] この階調処理では、放射線照射野内の信号統計値力 オフセット値を決定して階 調処理するが、オフセット値が得られない場合には、シンチレータ IDに対応する階調 処理方法のオフセットのデフォルト値によって階調処理する。他方、斜入補正処理で は、シンチレータ IDに対応する最大画素数の範囲内で斜入補正用の画素マトリック スを作成し、斜入補正をする。
[0050] なお、上記階調処理ゃ斜入補正処理に代えて又は加えて、シンチレータ 14の種類 に応じて強調する周波数を制限して診断に有用な周波数を強調する「周波数処理」 を実行してもよぐこの場合、画像情報のノイズが強調されるのを抑えることができる。
[0051] 図 6に戻り、ステップ S114で画像処理された画像情報を、被写体 Mの放射線画像 としてディスプレイ 32が表示するように制御部 35が制御する（ステップ S 115)。デイス プレイ 32に表示された画像が操作者に確認された後、画像情報は図示しな!、画像 記憶装置に記憶される。
[0052] 以上の放射線撮影システム 1では、放射線検出器 10がシンチレータ IDを画像情報 に付カ卩し、コンソール 3が、付加されたシンチレータ IDに基づく画像処理方法に従い ながら画像情報を画像処理するため、当該画像情報は、シンチレータ 14の種類に応 じた最適な処理内容で画像処理される。そのため、シンチレータ 14の種類に応じた 適切な画像処理を画像情報におこなうことができる。
[0053] [第 2の実施形態]
図 7は第 2の実施形態に係る放射線撮影システム 50の構成を示すブロック図である 。第 2の実施形態に係る放射線撮影システム 50では、下記の点で上記放射線撮影 システム 1と異なっており、それ以外の構成、動作及び作用は上記放射線撮影システ ム 1と同様である。
[0054] すなわち、図 7に示す通り、放射線検出器 10において、制御装置 18にはスィッチ 2 6 (図 3参照）が配されていない。その代わりに、放射線検出器 10の機種に固有の「 機種 ID (iDentification)」が放射線検出器 10の機種に依存する検出器機種情報とし て制御装置 18の制御部 25 (の ROM)に予め格納されている。当該機種 IDは放射線 検出器 10の機種ごとに異なるもので、 2種以上の放射線検出器 10を比較した場合 に、機種同士が同じであれば同一であり、機種同士が異なれば異なるものである。
[0055] コンソール 3においては、図 8に示すような第 2のデータテーブルが制御装置 30の 制御部 35の (ROM)に処理プログラムの一部として予め格納されている。当該第 2の データテーブルでは、放射線検出器 10の機種に固有の「機種 ID」に対し、「シンチレ ータ ID」が対応付けられており、機種 ID力もシンチレータ IDを特定することができ、 更に上記第 1の実施形態に説明した図 4の第 1のデータテーブルによって、特定した シンチレータ ID力もシンチレータ 14の種類と画像処理方法とを特定することができる
[0056] なお、機種 IDとシンチレータ ID,シンチレータ 14の種類，画像処理方法との対応 関係について図 4及び図 8を参照しながら説明すると、互いに異なる機種では、機種 IDが互いに異なる。そして、第 2のデータテーブルに示すように、各機種 IDにシンチ レータ IDが対応し、更に第 1のデータテーブルに示すように、各シンチレータ IDにシ ンチレータ 14の種類及び画像処理方法が対応する。これに対し、互いに同一の機 種では、機種 IDが同一であり、対応するシンチレータ IDも同一であり、シンチレータ 14の種類及び画像処理方法がすべて同一である。
[0057] 制御部 35の CPUは、機種 IDを認識すると、認識した機種 ID力も上記第 2のデータ テーブルを用いてシンチレータ IDを認識し、上記第 1のデータテーブルを用いて、更 にその認識したシンチレータ ID力もシンチレータ 14の種類に対応した画像処理方法 を特定することができ、特定された画像処理方法に従いながら、処理プログラムを実 行する。
[0058] このような構成を具備した放射線撮影システム 50において、被写体 Mの放射線撮 影が開始され、信号ドライバ 17が各光電変換素子に蓄積された電荷量を電気信号 に変換してその電気信号を制御装置 18の制御部 25に出力すると、制御装置 18の 制御部 25は、入力された電気信号力も被写体 Mの「画像情報」を生成するとともに、 シンチレータ情報付加部となって予め格納された機種 IDをヘッダー情報として上記 画像情報に付加し、当該画像情報 (機種 IDを含む。）を放射線検出器通信部 20から コンソール 3に送信する。
[0059] コンソール 3はその画像情報をコンソール通信部 31で受信し、制御装置 30の制御 部 35が、受信した画像情報から機種 IDを識別し、その機種 ID力も第 2のデータテー ブル（図 8参照）を用いてシンチレータ IDを認識し、そのシンチレータ ID力も第 1のデ ータテーブル（図 4参照）を用 、てシンチレータ 14の種類に応じた画像処理方法を 特定する。そして制御装置 30の制御部 35は、特定された画像処理方法に従いなが ら、受信した画像情報を画像処理する。
[0060] 例えば、図 8を参照しながら説明すると、制御装置 30の制御部 35は、識別した機 種 IDが「200」であると認識したら、その機種 IDからシンチレータ IDを「1002」と認識 し、それに対応する画像処理方法として、階調処理が「B」で斜入補正処理が「F」の 画像処理方法を特定し、「B」と「F」の各処理内容に従いながら、画像情報を画像処 理する。
[0061] 以上の放射線撮影システム 50では、放射線検出器 10が機種 IDを画像情報に付 加し、コンソール 3が、画像情報に付加された機種 ID力もシンチレータ IDを特定して それに対応する画像処理方法に従!ヽながら当該画像情報を画像処理するため、当 該画像情報は、シンチレータ 14の種類に応じた最適な処理内容で画像処理される。 そのため、シンチレータ 14の種類に応じた適切な画像処理を画像情報におこなうこ とができる。そして、シンチレータ 14の種類に応じた画像処理は、シンチレータ 14の 種類に対応する数だけ、画像処理条件を作成すれば実施でき、放射線検出器 10毎 に画像処理条件を作成しなくてもょ ヽ。
[0062] [第 3の実施形態]
図 9〜図 15を参照しながら本発明に係る放射線撮影システムの第 3の実施形態に ついて説明する。なお、 X線は放射線の一種である。
[0063] 図 9に示すように、第 3の実施形態に係る放射線撮影システム 1000は、医療診断 に特に有用なシステムである。放射線撮影システム 1000は、病院内で行われる X線 画像撮影を想定したシステムであり、例えば、被写体に X線を照射する X線撮影室 R 1と、 X線技師が被写体に照射する X線の制御や、 X線を照射して取得した X線画像 の画像処理等を行う X線制御室 R2とに配置されるものである。
[0064] X線制御室 R2には、コンソール 100が設けられている。このコンソール 100によって 放射線撮影システム 1000全体が制御され、 X線画像撮影の制御や取得した X線画 像の画像処理が行われる。コンソール 100とは、操作者が力セッテ 500と交信を行う ための装置で、別体の表示装置や操作装置が接続可能であってもよいし、表示装置 や操作装置が一体であってもよ ヽ。
[0065] コンソール 100には、操作者が撮影準備指示や撮影指示、指示内容を入力する操 作入力部 200が接続されている。操作入力部 200としては、例えば、 X線照射要求ス イッチゃタツチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック等を用いることが可能であ り、操作入力部 200を介して、 X線管電圧や X線管電流、 X線照射時間等の X線撮影 条件、撮影タイミング、撮影部位、撮影方法等の X線撮影制御条件、画像処理条件、 画像出力条件、力セッテ選択情報、オーダ選択情報、被写体 ID等の指示内容が入 力される。
[0066] さらに、コンソール 100には、 X線画像などを表示する表示部 300が接続されており 、コンソール 100を構成している表示制御部 110により表示が制御される。表示部 30 0としては、例えば、液晶モニタ、 CRT (Cathode Ray Tube)モニタ等のモニタ、電子 ぺーパ、電子フィルム等を用いることができる。表示部 300には、 X線撮影条件や画 像処理条件等の文字及び X線画像を表示する。
[0067] また、コンソール 100は、表示制御部 110、入力部 120、コンソール制御部 130、コ ンソール通信部 140、画像処理部 150、画像保存部 160、コンソール電源部 170、 ネットワーク通信部 180等を備えている。表示制御部 110、入力部 120、コンソール 制御部 130、コンソール通信部 140、画像処理部 150、画像保存部 160、コンソール 電源部 170、ネットワーク通信部 180は、それぞれバスに接続しており、データ交換 可能である。
[0068] 入力部 120は、操作入力部 200からの指示内容を受信する。
[0069] コンソール制御部 130は、入力部 120が受信した指示内容や HISZRIS710のォ ーダ情報に基づ ヽて撮影条件を決定し、コンソール通信部 140を介して X線源 400 と力セッテ 500とに撮影条件に関する撮影条件情報を送信し、 X線源 400と力セッテ 500とを制御して X線画像撮影をする。また、コンソール制御部 130は、力セッテ 500 力もコンソール通信部 140が受信した X線画像データを画像保存部 160に一時保存 させる。また、コンソール制御部 130は、画像処理部 150が画像保存部 160に一時 保存した X線画像データからサムネイル画像データを作成するよう〖こさせる。表示制 御部 110は、作成されたサムネイル画像データに基づいて、表示部 300がサムネィ ル画像を表示するように制御する。そして、コンソール制御部 130は、入力部 120が 受信した指示内容や HISZRIS 710のオーダ情報に基づ ヽた画像処理を画像処理 部 150が X線画像データに行、、この画像処理をされた X線画像データを画像保存 部 160が保存するように制御する。そして、画像処理部 150が画像処理した結果の X 線画像データに基づ 、て、処理結果のサムネイル画像を表示部 300が表示するよう に、表示制御部 110を制御する。更に、コンソール制御部 130は、その後に入力部 1 20が操作入力部 200から受信した指示内容に基づ ヽて、 X線画像データの再画像 処理やその画像処理結果の表示をしたり、又、 X線画像データをネットワーク上の外 部装置に転送、保存、表示する。
[0070] コンソール制御部 130としては、 CPU (Central Processing Unit)及び RAM (Rando m Access Memory)や ROM (Read Only Memory)等のメモリが搭載されているマザ一 ボードを適用することが可能である。
[0071] CPUは、 ROMまたはハードディスクに記憶されているプログラムを読み出し、 RA M上にプログラムを展開し、展開したプログラムに従ってコンソール 100の各部、 X線 源 400、力セッテ 500、外部装置を制御する。また、 CPUは、 ROMまたはハードディ スクに記憶されているシステムプログラムをはじめとする各種処理プログラムを読み出 して RAM上に展開し、後述する各種処理を実行する。
[0072] RAMは、揮発性のメモリであり、 CPUにより実行制御される各種処理において、 R OM力も読み出されて CPUで実行可能な各種プログラム、入力もしくは出力データ 等を一時的に記憶するワークエリアを形成する。
[0073] ROMは、例えば、不揮発性のメモリであり、 CPUで実行されるシステムプログラム、 システムプログラムに対応する各種プログラムなどを記憶する。これらの各種プロダラ ムは、読取可能なプログラムコードの形態で格納され、 CPUは、当該プログラムコー ドに従った動作を逐次実行する。
[0074] また、 ROMの代わりにハードディスクを用いてもよい。この場合、ハードディスクは、 CPUで実行されるシステムプログラムと各種アプリケーションプログラムを記憶する。 また、ハードディスクは、その一部もしくは全部をサーバ等の他の機器力 ネットヮー ク回線の伝送媒体を介してコンソール通信部 140から、本発明のプログラムなどの各 種アプリケーションプログラムを受信して記憶するようにしてもよい。更に、 CPUは、ネ ットワーク上に設けられたサーバのハードディスクなどの記憶装置力 本発明のプロ グラム等の各種アプリケーションプログラムを受信し、 RAM上に展開して、本発明の 処理などの各種処理をするようにしてもよ!、。
[0075] 特に、コンソール制御部 130では、第 1の実施形態で説明した第 1のデータテープ ル（図 4参照）が ROMに予め格納されており、 CPUが、後述のシンチレータ 541の 種類を示すシンチレータ IDを認識すると、その第 1のデータテーブルを用 Vヽて認識し たシンチレータ IDからシンチレータ 541の種類に対応した画像処理方法を特定する ことができるようになつている。すなわち、本実施の形態においてコンソール制御部 1 30は、画像処理方法格納部としての機能を有するものである。
[0076] 表示制御部 110は、コンソール制御部 130の制御に基づいて、 X線画像データや 文字データなどに基づ 、て、表示部 300が画像や文字などを表示するように制御す る。表示制御部 110には、グラフィックボード等を用いることができる。
[0077] コンソール通信部 140は、 X線源 400及び無線中継器 600にそれぞれ通信ケープ ルを介して接続されており、コンソール通信部 140が無線中継器 600を介してカセッ テ 500と通信可能である。コンソール通信部 140は、指示内容に基づいた制御信号 をアナログ通信又はデジタル通信により X線源 400及び力セッテ 500に送信可能で ある一方、力セッテ 500からの X線画像データを受信可能である。
[0078] コンソール通信部 140と X線源 400及び無線中継器 600を接続して!/、る通信ケー ブルは、着脱可能である。通信ケーブルが接続されているときは、画像転送が高速 に行えるので X線撮影による X線画像取得、 X線画像処理、 X線画像確認等をより短 時間で行うことが可能である。
[0079] 画像処理部 150は、コンソール通信部 140が力セッテ 500から受信した X線画像デ ータを画像処理する。画像処理部 150では、 X線画像データの補正処理、拡大圧縮 処理、空間フィルタリング処理、リカーシブ処理、階調処理、散乱線補正処理、グリツ ド補正処理、周波数強調処理、ダイナミックレンジ (DR)圧縮処理等の画像処理が行 われる。
[0080] 画像保存部 160は、コンソール通信部 140が力セッテ 500から受信した X線画像デ ータの一時保存や、画像処理された X線画像データの保存を行う。画像保存部 160 としては、大容量かつ高速の記憶装置であるハードディスク、 RAID (Redundant Arra y of Independent Disks)等のハードディスクアレー、シリコンディスク等を用いることが 可能である。
[0081] コンソール電源部 170は、 AC電源等の外部電源（図示せず）、又は、バッテリー、 電池等の内部電源（図示せず)から電力を供給されており、コンソール 100を構成す る各部に電力を供給している。
コンソール電源部 170の外部電源は、着脱可能である。コンソール電源部 170が 外部電源より電力を供給されるときは、充電の必要がないため長時間撮影を行うこと が可能である。
[0082] ネットワーク通信部 180は、 LAN (Local Area Network)によりコンソール 100と外部 装置との間で各種情報の通信を行うものである。外部装置としては、例えば、 HIS/ RI¾ (Hospital Information System/ Radiology Information ¾ystem : |¾内†青報ンス テム Z放射線科情報システム)端末 710、イメージャ 720、画像処理端末 730、ビュ ーヮ 740、ファイルサーバ 750等を接続することが可能である。ネットワーク通信部 18 0は、 DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine)等所定のプロトコ ルに従って X線画像データを外部装置に出力する。
[0083] HISZRIS端末 710は、 HISZRISから、被写体の情報や撮影部位及び撮影方法 などを取得し、コンソール 100に提供する。イメージャ 720は、コンソール 100から出 力された X線画像データに基づいて X線画像をフィルムなどの画像記録媒体に記録 する。画像処理端末 730は、コンソール 100から出力された X線画像データの画像 処理や CAD (Computer Aided Diagnosis：コンピュータ診断支援）のための処理をし て、ファイルサーバ 750に保存する。ビューヮ 740は、コンソール 100から出力された X線画像データに基づいて X線画像を表示する。ファイルサーバ 750は、処理画像 処理された X線画像データを保存するファイルサーバである。ネットワーク通信部 18 0は、 DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine)等所定のプロトコ ルに従って X線画像データを外部装置に出力する。
[0084] なお、本実施形態では、表示制御部 110とコンソール制御部 130とが別体に設けら れた例である力 表示制御部 110とコンソール制御部 130とが一体であってもよい。 例えば、コンソール制御部 130として CPU及びメモリが搭載されているマザ一ボード を用い、表示制御部 110としてこのマザ一ボードに内蔵されたグラフィックサブシステ ムを用いることが挙げられる。また、コンソール制御部 130が表示制御部を兼ねても 良い。また、本実施形態では、画像処理部 150は、コンソール制御部 130と別体であ るが、コンソール制御部 130が画像処理部を兼ねても良 、。
[0085] X線撮影室 R1には X線源 400と力セッテ 500とが配置される。 X線源 400は被写体 に X線を照射するものである。力セッテ 500は被写体を透過した X線を検出し、画像 情報としての X線画像データを生成する携帯可能な放射線検出器である。
[0086] さらに、 X線撮影室 R1には、無線中継器 600が設置されている。無線中継器 600 は、力セッテ 500との間で無線通信をする。また、無線中継器 600は、コンソール 10 0とは通信ケーブルを介して通信する。そして、無線中継器 600を介して、力セッテ 5 00が取得した X線画像データがコンソール 100に送信され、又、コンソール 100と力 セッテ 500の間で、制御信号や各種情報が通信される。これにより、コンソール 100と 無線中継器 600とがケーブルにより接続されていて、放射線撮影室 R1に無線中継 器 600を配置することで、コンソール 100とは放射線遮蔽部材で隔てられた放射線 撮影室 R1で力セッテ 500が用いられても、良好な無線通信をすることができる。
[0087] また、無線中継器 600は、力セッテ 500の充電器の機能と、力セッテ 500の未使用 時におけるホルダの機能とを具備していてもよい。無線中継器 600にはコネクタが備 えられており、このコネクタと力セッテ 500とが接続されると力セッテ 500の内部電源 5 10が充電される。このとき、無線中継器 600は、力セッテ 500の着脱が容易なように 形成されていることが好ましい。また、本発明において、無線中継器 600は、力セッテ 500の充電器としての機能の他に、力セッテ 500が未使用時におけるホルダとしての 機能を有する。
[0088] X線源 400には、高圧電圧を発生する高圧発生源 410及び高圧発生源 410により 高圧電圧が印加されると X線を発生する X線管 420が配設されて 、る。 X線管 420の X線照射口には、 X線照射範囲を調整する X線絞り装置（図示せず)が設けられて ヽ る。 X線絞り装置は、コンソール 100からの制御信号に従って X線照射方向を制御す るので、 X線照射範囲が撮影領域に応じて調整される。さらに、 X線源 400には、 X線 源制御部 430が配設されており、高圧発生源 410及び X線管 420は、 X線源制御部 430とそれぞれ接続されている。 X線源制御部 430は、コンソール通信部 140から送 信された制御信号に基づいて、 X線源 400の各部を駆動制御する。すなわち、高圧 発生源 410、 X線管 420を制御する。
[0089] 力セッテ 500には、 X線源 400から被写体を透過した X線が入射する。力セッテ 500 は、 X線撮影前に、被写体の所望の位置に X線が透過するように操作者により位置を 調整される。力セッテ 500には、内部電源 510、力セッテ通信部 520、力セッテ制御 部 530、パネル 540が配設されている。内部電源 510、力セッテ通信部 520、カセッ テ制御部 530、ノネル 540は、それぞれ力セッテ 500内のバスに接続されている。
[0090] 内部電源 510は、力セッテ 500内に配設された各部に電力を供給する。内部電源 5 10には、充電可能でかつ撮影時に消費する電力に対応可能なコンデンサが設けら れている。コンデンサとしては、電解二重層コンデンサを適用することが可能である。 また、内部電源 510としては、電池交換が必要なマンガン電池、ニッケル 'カドミウム 電池、水銀電池、鉛電池などの一次電池や、充電可能な二次電池を適用することが 可能である。
[0091] 内部電源 510の容量は、撮影効率の観点から、最大サイズの X線画像を連続して 撮影可能な枚数で換算して、 4枚以上 (特に 7枚以上)であることが好ましい。また、 内部電源 510の容量は、小型化 ·軽量化'低コストィ匕の観点から、最大サイズの X線 画像を連続して撮影可能な枚数で換算して、 100枚以下 (特に 50枚以下)であること が好ましい。
[0092] 放射線検出器通信部としての力セッテ通信部 520は、無線中継器 600を介してコ ンソール通信部 140と無線通信が可能なように構成されており、力セッテ通信部 520 とコンソール通信部 140との間で信号を送受信したり、力セッテ通信部 520からコンソ ール通信部 140に X線画像データを送信したりすることが可能である。
[0093] 力セッテ制御部 530は、 CPU (Central Processing Unit)、 ROM (Read Only Memo ry)、 RAM (Random Access Memory)等から構成されており、力セッテ通信部 520が 受信した制御信号に基づき、 CPl^¾OMに記録された処理プログラムを RAMに 展開しながら実行して力セッテ 500の各部を制御する。特に、力セッテ制御部 530の ROMには、後述のシンチレータ 541の種類を示すシンチレータ情報として「シンチレ ータ ID」が格納されている。第 1の実施形態で説明した場合と同じように、シンチレ一 タ 541の種類は糸且成、形態、厚さ等の因子で特定されるようになっており、当該シン チレータ IDはシンチレータ 541の組成、形態、厚さ等の因子の組み合わせごと、すな わち、シンチレータ 541の種類ごとに異なっている。
[0094] パネル 540は、被写体を透過した X線に基づいて X線画像データを出力する。また 、本実施形態のパネル 540は、間接型フラットパネルディテクタ（FPD : Flat Panel Det ector)である o
[0095] ノネル 540は、 X線画像による診断の診断性の観点から、 1000 X 1000画素以上
(特に 2000 X 2000画素以上）の画素で構成されて!、ることが好まし 、。パネル 540 は、人の視認限界と X線画像の画像処理速度の観点から、 1万 X I万画素以下 (特 に 6000 X 6000画素以下）の画素で構成されて!、ることが好まし 、。パネル 540の 撮影領域のサイズは、 X線画像による診断の診断性の観点から、 10cm X 10cm以 上（特に、 20cm X 20cm以上）の面積であることが好ましい。また、パネル 540の撮 影領域のサイズは、力セッテとしての取り扱いやすさの観点から、 70cm X 70cm以下 (特に 50cm X 50cm以下）の面積が好ましい。パネル 540の一画素のサイズは、 X 線被爆量低減の観点から 40 m X 40 m以上（特〖こ 70 m X 70 m以上）のサイ ズが好ましい。パネル 540の一画素のサイズは、 X線画像による診断の診断性の観 点力ら 200 m X 200 m以下（特に 160 m X 160 m以下）が好まし!/ヽ。本実施 形態では、ノネル 540力 S4096 X 3072の画素力ら構成されており、撮影領域の面積 力 30mm X 320mmであり、 1画素のサイズが 105 m X 105 mとなっている。
[0096] 図 10に力セッテ 500の概略構成を示す斜視図を、図 11にパネル 540を中心とした 力セッテ 500の断面図を示す。
なお、本実施形態では、図 10及び図 11に示した例を説明するが、これに限定され ず、シンチレータの厚さや種類が異なるものや、撮像領域の面積であるパネルの面 積が異なるものを用いることも適用可能である。シンチレータの厚さが厚いほど感度 が高くなり、シンチレータの厚さが薄いほど空間分解能が高くなる。また、シンチレ一 タの種類によって分光感度が異なる。
[0097] パネル 540の最上層には、被写体を透過した X線を検出し、検出した X線を可視領 域の蛍光（以下「可視光」と称す）に変換するシンチレータ 541が層状に延在している
[0098] シンチレータ 541は、蛍光体を主たる成分としている。シンチレータ 541は、照射さ れた X線により蛍光体の母体物質が励起（吸収）し、その再結合エネルギーにより可 視光を発光する層である。この蛍光体としては、例えば、 GOS、 CaWO、 CdWO等
4 4 の母体物質により蛍光を発光するものや、 CsI :Tl、 ZnS :Ag等の母体物質内に付加 された発光中心物質により蛍光を発光するものなどが挙げられる。
[0099] シンチレータ 541の下層には、アモルファスシリコンにより形成された光検出器 542 が積層して延在しており、この光検出器 542によりシンチレータ 541から発光する可 視光が電気エネルギーに変換されて出力される。
[0100] ここで、光検出器 542を中心とした回路構成について説明する。
[0101] 図 12に示すように、光検出器 542には、照射された X線の強度に応じて蓄積された 電気工ネルギーを読み出すための収集電極 5421が二次元配設されている。この収 集電極 5421には、コンデンサ 5424の一方の電極とされて、電気エネルギーがコン デンサ 5424に蓄えられるようになつている。ここで、 1つの収集電極 5421は、 X線画 像データの 1画素に対応するものである。
[0102] 互いに隣接する収集電極 5421の間には、走査線 5422と信号線 5423とが配設さ れている。走査線 5422と信号線 5423とは、直交している。
[0103] コンデンサ 5424には、電気エネルギーの蓄電及び読み取りを制御するスィッチン グ薄膜トランジスタ 5425 (TFT: Thin Film Transistor,以下「トランジスタ」と称す）が 接続される。トランジスタ 5425は、ドレイン電極あるいはソース電極が収集電極 5421 に接続されるとともに、ゲート電極は走査線 5422に接続される。ドレイン電極が走査 線 5422に接続されるときには、ソース電極が信号線 5423に接続され、ソース電極が 収集電極 5421に接続されるときには、ドレイン電極が信号線 5423に接続される。ま た、パネル 542では、信号線 5423〖こ、例えばドレイン電極が接続された初期化用の トランジスタ 5427が設けられて!/、る。このトランジスタ 5427のソース電極は接地され ている。また、ゲート電極はリセット線 5426と接続される。
なお、トランジスタ 5425とトランジスタ 5427は、シリコン積層構造あるいは有機半導 体で構成されて ヽることが好まし 、。
[0104] 走査駆動回路 543には、走査駆動回路 543からリセット信号 RTが送信されるリセッ ト線 5426が、信号線 5423と直交して接続されている。リセット線 5426には、リセット 信号 RTによりオン状態となる初期化用トランジスタ 5427のゲート電極が接続されて いる。初期化用トランジスタ 5427は、ゲート電極がリセット線 5426に接続されるととも に、ドレイン電極が信号線 5423と接続され、ソース電極が接地されている。ソース電 極が信号線 5423に接続されるときには、ドレイン電極が接地されている。
[0105] 走査駆動回路 543からリセット信号 RTを供給して初期化用トランジスタ 5427をオン 状態とするとともに、走査駆動回路 543から読み出し信号 RSを供給してトランジスタ 5 425をオン状態とすると、コンデンサ 5424に蓄積された電気エネルギーがトランジス タ 5425を介して光検出器 542外に放出される。以下、リセット信号 RTが供給されて コンデンサ 5424に蓄積された電気エネルギーが光検出器 542外に放出されることを 、光検出器 542のリセット (初期化）と称する。
[0106] 走査線 5422には、走査線 5422に読み出し信号 RSを供給する走査駆動回路 543 が接続されている。読み出し信号 RSが供給された走査線 5422に接続されているトラ ンジスタ 5425は、オン状態となり、トランジスタ 5425と接続するコンデンサ 5424に蓄 積された電気エネルギーを読み出して信号線 5423に供給する。すなわち、トランジ スタ 5425を駆動することで、 X線画像データの画素毎の信号を生成することができる
[0107] 信号線 5423には、信号読取回路 544が接続される。この信号読取回路 544には、 コンデンサ 5424に蓄電されて力 信号線 5423に読み出された電気エネルギーが 供給される。信号読取回路 544には、信号読取回路 544に供給された電気工ネルギ 一量に比例する電圧信号 SVを AZD変換器 5442に供給する信号変換器 5441と、 信号変 ^5441からの電圧信号 SVをデジタル信号に変換してデータ変換部 545 に供給する AZD変翻 5442とが設けられて 、る。
[0108] 信号読取回路 544には、データ変換部 545が接続されている。このデータ変換部 5 45は、信号読取回路 544から供給されたデジタル信号に基づ 、て X線画像データを 生成する。
[0109] 高分解能の X線画像データが必要でな 、ときや X線画像データを速く取得した 、と きには、操作者が選択した撮影方法に応じて、コンソール制御部 130は、受信した間 引き、画素平均、領域抽出などの制御信号が力セッテ制御部 530に送信する。カセ ッテ制御部 530は、受信した間引き、画素平均、領域抽出などの制御信号に応じて、 以下の間引き、画素平均、領域抽出などを実行するように制御する。
[0110] 間引きは、奇数列又は偶数列のみ読み出すことにより、読み出す画素数を全画素 数の 1Z4に間引いたり、同様にして 1Z9、 1Z16などに間引いたりすることにより行 われる。なお、間引きの方法は、この方法に限られるものではない。
[0111] 画素平均は、同時に複数の走査線 5422を駆動し、同じ列方向の 2画素のアナログ 加算を行うことにより算出することが可能である。画素平均は、 2画素の加算により算 出することに限らず、列信号配線方向の複数画素のアナログ加算を行うことにより容 易に得ることができる。更に、行方向の加算については、 AZD変換出力後に隣り合 う画素をデジタル加算することにより、上述のアナログ加算と合わせて、 2 X 2等の正 方形画素の加算値を得ることができる。これらによって、照射された X線を無駄にする ことなぐ高速にデータを読み出すことが可能である。
[0112] 領域抽出は、 X線画像データの取込領域を制限する手段がある。これは、撮影方 法の指示内容など力 必要な X線画像データの取得領域を特定し、この特定された 取得領域に基づいて力セッテ制御部 530が走査駆動回路 543のデータ取込範囲を 変更し、この変更した取込範囲をパネル 540が駆動するものである。
[0113] データ変換部 545には、メモリ 546が接続されている。このメモリ 546は、データ変 換部 545により生成された X線画像データを保存する。また、メモリ 546には、予めゲ イン補正用データが保存される。
[0114] メモリ 546は、 RAM (Random Access Memory)及び不揮発性メモリにより構成され る。このメモリ 546は、データ変換部 545により逐次生成された X線画像データを RA Mに逐次書き込みをした後に不揮発性メモリに一括書き込みすることができる。不揮 発性メモリは、 EEPROM、フラッシュメモリ等のメモリ部品 2つ以上により構成されて おり、このメモリ部品の一方を消去している間に他方に書き込みをすることができる。
[0115] メモリ 546の容量は、撮影の効率性の観点から、最大データサイズの画像の保存で きる画像数で換算して、 4以上 (特に 10以上）が好ましい。また、メモリ 546の容量は、 低コストィ匕の観点から、最大データサイズの画像の保存できる画像数で換算して、 10 00以下（特に 100以下）が好ましい。
[0116] 光検出器 542の下層には、ガラス基板により形成された平板上の支持体 547が設 けられ、支持体 547によりシンチレータ 541及び光検出器 542の積層構造が支持さ れている。
[0117] 支持体 547の下面に、 X線量センサ 548が設けられている。 X線量センサ 548は、 光検出器 542を透過した X線量を検出し、 X線量が所定量に達すると、所定 X線量信 号を力セッテ制御部 530に送信する。また、本実施形態では、 X線量センサ 548とし て、アモルファスシリコン受光素子を用いている。 X線量センサ 548は、これに限られ ず、結晶シリコンによる受光素子等を用いて直接 X線を検出する X線センサや、シン チレータにより蛍光を検出するセンサを用いてもよ 、。
[0118] 上述のように、力セッテ 500は、内部電源 510からの電力で駆動し、可搬型のケー ブルレスであり、力セッテ通信部 520とコンソール通信部 140とが無線通信を介して 通信するので、コンソール 100との連動性を維持しつつ、操作性が良ぐ撮影効率を 向上させることができる。
[0119] 次に、放射線撮影システム 1000の動作'作用について図 13〜図 15を用いて説明 する。なお、図 13〜図 15のフローチャートにおいて、ステップ S201乃至ステップ S2 10の処理はコンソール 100における処理を示し（図 13参照）、ステップ S211乃至ス テツプ S216の処理は力セッテ 500における処理を示し（図 14参照）、ステップ S221 乃至ステップ S222の処理は X線源 400における処理を示す（図 15参照）。
[0120] ステップ S200では、コンソール 100、力セッテ 500、 X線源 400それぞれにおいて 撮影準備処理が行われる。
コンソール制御部 130から撮影準備指示信号を受信するまで、走査駆動回路 543 をオフ状態に保つ。オフ状態に保っために、走査線 5422、信号線 5423、リセット線 5426の電位を同電位にし、収集電極 5421にバイアスを印加しない。また、信号読 取回路 544の電源をオフ状態に保ち、走査線 5422、信号線 5423、リセット線 5426 の電位を GND電位にしてもよ!、。
[0121] 走査駆動回路 543及び信号読取回路 544にバイアスが印加されていない状態に は、撮影待機モードとスリープモードとがある。
[0122] 撮影待機モードでは、フォトダイオードへバイアス電位を印加しな 、だけでなぐ走 查駆動回路 543及び信号読取回路 544は立ち上がりが早いので、走査駆動回路 54 3及び信号読取回路 544にも電力供給をしないことが、電力消費を更に抑えることが でき好ましい。撮影待機モードでは、信号が発生しないので、データ変換部 545にも 電力供給しないことが、電力消費を更に抑えることができ好ましい。
[0123] また、撮影待機モードよりも更に消費電力の少ないスリープモードを設けることが好 ましい。そして、撮影済み画像をコンソール 100に完全に送信後、スリープモードに 移行することが好ましい。
[0124] スリープモードでは、コンソール 100から指示により撮影待機モードへ立ち上がるの に必要な機能のみ残して、力セッテ通信部 520の高速送信機能又は送信機能全体 やメモリへの電力供給を停止することが好ましい。すなわち、スリープモードでは、フ オトダイオードへのバイアス電位を印加せず、走査駆動回路 543、信号読取回路 54 4、データ変換部 545、メモリ 546、及び力セッテ通信部 520の高速送信機能又は送 信機能全体に電力供給しないことが好ましい。これにより、無駄な電力消費をより抑 えることができる。
[0125] このように、単位時間当たりの消費電力が撮影可能状態より低い撮影待機モードと スリープモード制御下の状態では、走査線 5422、信号線 5423、リセット線 5426の 電位を同電位にし、収集電極 5421にバイアスを印加しない状態、すなわち、複数の 画素に電圧が実質的に印加されない状態であるので、 PDや TFTに電圧が実質的 に印可されることにより劣化、すなわち、複数の画素の劣化を抑えることができる。ま た、無駄な電力の消費も抑えられる。
[0126] ここで、撮影可能状態とは、撮影動作により直ちに X線画像データを得ることができ る状態のことである。撮影動作とは、放射線撮影により X線画像データを得るのに必 要な動作のことで、例えば、実施形態で示すパネルであれば、パネルの初期化、放 射線照射によって生成された電気エネルギーの蓄積、電気信号の読み取り、及び、
X線画像データ化の各動作が該当する。
[0127] そして、例えば、 X線照射スィッチの 1stスィッチが ONされたり、操作入力部 200を 介して、被写体情報や撮影情報等、所定の項目が入力されるなどの入力部 120が撮 影のための指示内容を受信したり、また、 HISZRIS710からオーダ情報を受信した りすると、コンソール制御部 130は、操作者の指示内容や HISZRIS710など力もの オーダ情報に基づ ヽて撮影条件を決定し、この撮影条件に基づ!/ヽた撮影準備指示 信号を、 X線源制御部 430及び力セッテ制御部 530にコンソール通信部 140を介し て送信し、撮影可能状態に移行させる。
[0128] X線源制御部 430は、撮影準備指示信号を受信すると、高圧発生源 410を駆動制 御して、 X線管 420に高圧を印加する状態に移行させる。
[0129] 力セッテ制御部 530は、撮影準備指示信号を受信すると、撮影可能状態に移行す る。すなわち、撮影可能状態において撮影指示が入力されるまで全ての画素のリセ ットを所定間隔で繰り返し、暗電流によりコンデンサ 5424に電気エネルギーが蓄積さ れることを防止する。また、撮影可能状態が継続する時間は不明なため、この所定間 隔は、撮影時よりも長ぐまた、トランジスタ 5425のオン時間が撮影時よりも短く設定 される。これにより撮影可能状態では、トランジスタ 5425に負荷の力かる読み出し動 作が少、なくなる。
[0130] 撮影可能状態に移行した後、力セッテ制御部 530は、コンソール 100に撮影可能 状態移行信号を送信する。コンソール制御部 130は、撮影可能状態移行信号を受 信すると、表示部 300が力セッテ 500は撮影可能状態に移行した旨の力セッテ撮影 可能状態表示をするように表示制御部 110を制御する。
[0131] 撮影指示がコンソール制御部 130に入力されると、コンソール制御部 130は、操作 者の指示内容や HISZRIS710などからのオーダ情報に基づいて撮影条件を決定 し、この撮影条件に関する撮影条件情報を、 X線源制御部 430及び力セッテ制御部 530にコンソール通信部 140を介して送信する。
[0132] コンソール制御部 130は、例えば X線照射スィッチの 2ndスィッチ ONなどの操作者 力もの X線照射指示を受けると、撮影指示信号を力セッテ 500の力セッテ制御部 530 に送信する。コンソール制御部 130は、 X線照射指示を入力された後においては、 X 線源 400と力セッテ 500とを制御し、同期を取りながら撮影をする。
[0133] 力セッテ制御部 530は、撮影指示信号を受信すると、パネル 540を初期化し、パネ ル 540が電気エネルギーを蓄積することができる状態に移行する。
[0134] 具体的には、リフレッシュを行い、そして、撮像シーケンスの為の専用の全画素のリ セットを所定回数および電気エネルギー蓄積状態専用の全画素のリセットを行って 電気工ネルギー蓄積状態に遷移する。曝射要求力も撮影準備完了までの期間は所 定時間が短いことが実使用上要求されるので、そのために撮像シーケンス専用の全 画素のリセットを行う。さらに、撮影可能状態の駆動のいかなる状態からも曝射要求 が発生した場合は、即時撮像シーケンス駆動に入ることにより曝射要求カゝら撮影準 備完了までの期間を短くすることにより、操作性の向上を図る。
[0135] パネル 540が電気エネルギーを蓄積できる状態に移行すると、力セッテ制御部 530 は、コンソール通信部 140に力セッテ 500の準備終了信号を送信する。コンソール通 信部 140は、この準備終了信号を受信すると、コンソール制御部 130に力セッテ 500 の準備終了信号を伝達する。
以上の処理をステップ S200の撮影準備処理として図 13〜図 15には示してある。
[0136] コンソール制御部 130は、この力セッテ 500の準備終了信号を受信した状態で、か つ、 X線照射指示を受けた状態になると、 X線照射信号を X線源 400に送信する (ス テツプ S201)。 X線源制御部 430は、 X線照射信号を受信すると、高圧発生源 410 を駆動制御して X線管 420に高圧を印加し、 X線源 400から X線を発生させる (ステツ プ S221)。 X線源 400から発生した X線は、 X線照射口に設けられた X線絞り装置に より X線照射範囲を調整され、被写体を照射する。また、コンソール制御部 130は、 X 線撮影中である旨の X線撮影中表示をするように表示制御部 110を制御する (ステツ プ S202)。
[0137] 被写体を透過した X線は、力セッテ 500に入射する。この力セッテ 500に入射した X 線は、シンチレータ 541によって可視光に変換される。そして、変換された可視光が パネル 540で受光され、受光光量に応じた電気エネルギーが蓄積される。このように して、 X線照射量に応じた電気エネルギーがパネル 540に蓄積される（ステップ S21 D o
[0138] 力セッテ 500を照射した X線量は、 X線量センサ 548により検出される。その X線照 射量が所定量に達すると、 X線量センサ 548が所定 X線量信号を力セッテ制御部 53 0に送信する。力セッテ制御部 530は所定 X線量信号を受信すると、無線中継器 600 を介してコンソール通信部 140に X線終了信号を送信する (ステップ S 212)。コンソ ール通信部 140は、この X線終了信号を受信すると、コンソール制御部 130に X線終 了信号を伝達するとともに、 X線源制御部 430に X線照射停止信号を送信する (ステ ップ S 203)。 X線源制御部 430は、この X線照射停止信号を受信すると、高圧発生 源 410を駆動制御し、高圧発生源 410が X線管 420への高圧の印加を停止する。こ れにより X線の発生が停止する (ステップ S222)。
[0139] 力セッテ制御部 530は、 X線照射終了信号を送信すると、 X線照射終了信号に基 づいて走査駆動回路 543と信号読取回路 544とを駆動制御する。走査駆動回路 54 3は、光検出器 542が取得した電気エネルギーを読み出し、取得した電気工ネルギ 一を信号読取回路 544に入力する。信号読取回路 544は、入力された電気工ネル ギーをデジタル信号に変換する。そして、データ変換部 545は、デジタル信号を X線 画像データに構成する。メモリ 546は、データ変換部 545により構成された X線画像 データを一時保存する (ステップ S213)。
[0140] 続いて力セッテ制御部 530は、 X線画像データを取得した後に、補正用画像データ を取得する。補正用画像データは、 X線照射をしない暗画像データであり、高品質の X線画像を取得するために X線画像の補正に使用するものである。補正用画像デー タの取得方法は、 X線を照射しない点以外は、画像データの取得方法と同じである。 電気工ネルギー蓄積時間は、 X線画像データを取得するときと補正用画像データを 取得するときとで等しくなるように設定する。ここで、電気エネルギー蓄積時間とは、リ セット動作が完了したとき、即ちリセット時のトランジスタ 5425をオフにしてから、次に 電気エネルギー読み出しを行うためにトランジスタ 5425をオンにするまでの時間であ る。よって、各走査線 5422により電気エネルギー蓄積が始まるタイミングや電気エネ ルギー蓄積時間が異なる。
[0141] データ変換部 545は、構成した X線画像データを、取得した補正用画像データに 基づいてオフセット補正し、続いて、予め取得してメモリ 546に保存されているゲイン 補正用データに基づいてゲイン補正する。そして、不感画素や複数の小パネルで構 成されたパネルの場合、小パネルのつなぎ目部などに違和感を生じな 、ように画像 を連続的に補間して、パネルに由来する補正処理を完了する (ステップ S214)。本 実施形態では、データ変換部 545は、力セッテ制御部 530と別体である力 力セッテ 制御部 530がデータ変換部 545を兼ねても良い。そして、補正処理されメモリ 546に X線画像データが一時保存されると、力セッテ制御部 530は、シンチレータ画像情報 付加部となってその X線画像データにシンチレータ IDを付カ卩し (ステップ S215)、力 セッテ通信部 520、無線中継器 600、コンソール通信部 140を介して当該 X線画像 データ（シンチレータ IDを含む。）をコンソール制御部 130に送信する（ステップ S 21 6)。
[0142] このように、力セッテ 500は内部電源 510から電力の供給を受けて機能するメモリ 5 46を備え、パネル 540により得られ、力セッテ通信部 520により送信される X線画像 データを一時的に保存するので、パネル 540からのデータ生成と、力セッテ 500とコ ンソール 100との通信との間のアキュームレータとして機能し、 X線画像データを、力 セッテ 500とコンソール 100との通信状態に応じて、力セッテ 500からコンソール 100 に転送することができる。特に、メモリ 546が RAMであるので、パネル 540からのデ ータ生成速度が高くても良好にデータ保存できる。
[0143] コンソール制御部 130は、 X線画像データを受信すると (ステップ S204)、画像保 存部 160に一時保存する。そして、コンソール制御部 130は、画像処理部 150が画 像保存部 160に一時保存した X線画像データ力もサムネイル画像データを作成する ように制御する。表示制御部 110は、作成されたサムネイル画像データに基づいて、 表示部 300がサムネイル画像を表示するように制御する（ステップ S205)。
[0144] また、コンソール制御部 130は、シンチレータ IDを含む X線画像データを受信する と、その X線画像データからシンチレータ IDを識別し (ステップ S 206)、そのシンチレ ータ IDから上記第 1のデータテーブル（図 4参照）を用いてシンチレータ 541の種類 に応じた画像処理方法を特定し (ステップ S207)、特定された画像処理方法で画像 処理部 150に X線画像データの画像処理を実行させる (ステップ S208)。すなわち、 コンソール 100は本発明の画像処理装置を兼ねている。
[0145] 画像処理部 150は、操作者の指示内容や HISZRIS710などからのオーダ情報に 基づくとともに、コンソール制御部 130が特定した画像処理方法に従いながら、 X線 画像データを画像処理する。この画像処理された X線画像データは、表示部 300〖こ 画像表示されると同時に画像保存部 160に送信され、 X線画像データとして保存さ れる。さらに、操作者の指示に基づいて、画像処理部 150は X線画像データを再画 像処理し、その X線画像データの画像処理結果は表示部 300が表示する (ステップ S 209)。
[0146] また、ネットワーク通信部 180は、 X線画像データをネットワーク上の外部装置であ るイメージャ 720、画像処理端末 730、ビューヮ 740、ファイルサーバ 750等に転送 する（ステップ S210)。コンソール 100から X線画像データが転送されると転送された 外部装置は対応して機能する。すなわち、イメージャ 720は、この X線画像データを フィルムなどの画像記録媒体に記録する。画像処理端末 730は、この X線画像デー タの画像処理や CAD (Computer Aided Diagnosis：コンピュータ診断支援）のための 処理をし、ファイルサーバ 750に保存する。ビューヮ 740は、この X線画像データに基 づいて X線画像を表示する。ファイルサーバ 750は、この X線画像データを保存する
[0147] このように、コンソール制御部 130は、力セッテ 500の電力供給の状態を示す電力 供給状態情報を用いて制御できるので、良好な撮影を制御でき、かつ、撮影効率を 向上させることができる。また、電力供給状態情報に応じて表示部 300に表示させる ことができるので、力セッテ 500が直ちに X線撮影を行えるカゝ否かを操作者が判断し て、例えば、他のカセッテゃモダリティでの撮影を先にする、後にするなどして、撮影 効率を向上させることができる。
[0148] 以上の放射線撮影システム 1000では、第 1の実施形態で説明した場合と同様に、 力セッテ 5がシンチレータ IDを X線画像データに付カ卩し、コンソール 100力 第 1のデ ータテーブルに基づ 、て、付加されたシンチレータ IDに基づく画像処理方法に従 ヽ ながら X線画像データを画像処理するため、当該 X線画像データは、シンチレータ 5 41の種類に応じた最適な処理内容で画像処理される。そのため、シンチレータ 541 の種類に応じた適切な画像処理を X線画像データにおこなうことができる。
[0149] なお、本発明は上記の第 1〜第 3の実施形態に限定されることなぐ本発明の主旨 を逸脱しな 、範囲にぉ 、て種々の改良及び設計変更をおこなってもよ 、。
[0150] 一の改良'設計変更事項としては、第 3の実施形態において、第 2の実施形態の場 合と同様に、力セッテ制御部 530が力セッテ 5の機種に固有の「機種 ID」を格納し、か つ、コンソール制御部 130が上記第 2のデータテーブル（図 8参照）を格納し、放射 線撮影システム 1000の作動時に、力セッテ制御部 530がシンチレータ情報付加部と なって機種 IDを X線画像データに付カ卩し、コンソール制御部 130が X線画像データ から機種 IDを識別して上記第 2のデータテーブル（図 8参照）を用いることによりその 機種 ID力もシンチレータ 541の種類に応じた画像処理方法を特定するようにしてもよ い。
[0151] 他の改良'設計変更事項として、第 1〜第 3の実施形態においては、コンソール 3の 制御部 35及びコンソール 100のコンソール制御部 130に予め格納された画像処理 方法がシンチレータ 14, 541の種類と 1対 1で対応した力 1種類のシンチレータ 14 , 541に対し複数の画像処理方法を対応させて、シンチレータ 14, 541の種類ごとに 複数の画像処理方法を制御部 35及びコンソール制御部 130に予め格納してもよい
[0152] この場合、制御部 35及びコンソール制御部 130が画像情報又は X線画像データか らシンチレータ ID又は機種 IDを識別したら、制御部 35及びコンソール制御部 130が 複数の画像処理方法の中から最適な条件の画像処理方法を自動的に特定してもよ V、し、制御部 35及びコンソール制御部 130が複数の画像処理方法をディスプレイ 32 又は表示部 300に表示させ、ユーザ (操作者）がキーボード Zマウス 33又は操作入 力部 200による操作で画像処理方法を特定するような構成としてもよい。
[0153] 他の改良'設計変更事項として、第 1〜第 3の実施形態では、図 4及び図 8を参照し ながらシンチレータ ID及び機種 IDに対応する画像処理方法として階調処理と斜入 補正処理との各処理内容を規定した例を示したが、階調処理と斜入補正処理との ヽ ずれか一方のみの処理内容を規定してもよ!/、し、これら処理に加えて又はこれら処 理以外で、例えば、周波数強調処理、補正処理、拡大圧縮処理、空間フィルタリング 処理、リカーシブ処理、散乱線補正処理、グリッド補正処理、ダイナミックレンジ (DR) 圧縮処理等の処理内容を規定するようにしてもょ ヽ。
[0154] 他の改良'設計変更事項として、第 1の実施形態において、コンソール 3ではなぐ 放射線検出器 10の制御装置 18に第 1のデータテーブルを格納し、放射線検出器 1 0の制御装置 18が、放射線検出器 10のシンチレータ 14のシンチレータ IDから上記 第 1のデータテーブル（図 4参照）を用 、てシンチレータ 14の種類に応じた画像処理 方法を特定し、特定された画像処理方法の情報を画像情報に付加して、コンソール 3が、画像情報に付加された画像処理方法の情報に基づ!/、てその画像情報を画像 処理するようにしてもよ ヽ。
[0155] 他の改良'設計変更事項として、第 3の実施形態においては、コンソール 100では なぐ力セッテ 500の力セッテ制御部 530に第 1のデータテーブルを格納し、力セッテ 500の力セッテ制御部 530力 力セッテ 500の 541のシンチレータ IDから上記第 1の データテーブル（図 4参照）を用 、てシンチレータ 541の種類に応じた画像処理方法 を特定し、特定された画像処理方法の情報を X線画像データに付加して画像処理部 150に X線画像データの画像処理を実行させるようにしてもょ 、。
[0156] 他の改良'設計変更事項として、第 1〜第 2の実施形態においては、コンソール 3に 接続された図示しない画像処理装置を設け、この画像処理装置に第 1のデータテー ブル、第 2のデータテーブルを格納し、コンソール 3が放射線検出器 10から受信した 画像情報又はそれを加工した画像情報をこの画像処理装置に送信し、この画像処 理装置が、受信した画像情報のシンチレータ IDを識別するか、又は受信した画像情 報の機種 IDを識別し識別された機種 IDカゝらシンチレータ IDを識別し、そのシンチレ ータ IDから上記第 1のデータテーブル（図 4参照）を用いてシンチレータ 14の種類に 応じた画像処理方法を特定し、特定された画像処理方法で画像情報の画像処理を 実行するようにしてもよ ヽ。
[0157] 他の改良'設計変更事項として、第 3の実施形態においては、コンソール 100では なぐコンソール 100に接続されたイメージャ 720、画像処理端末 730、ビューヮ 740 、ファイルサーバ 750などで、第 1のデータテーブル、第 2のデータテーブルを格納し 、コンソール 100が力セッテ 500から受信した X線画像データ又はそれをカ卩ェした X 線画像データをこれらイメージャ 720、画像処理端末 730、ビューヮ 740、ファイルサ ーバ 750などに送信し、イメージャ 720、画像処理端末 730、ビューヮ 740、ファイル サーバ 750など力 受信した X線画像データのシンチレータ IDを識別する力、又は 受信した X線画像データの機種 IDを識別し識別された機種 IDカゝらシンチレータ IDを 識別し、シンチレータ IDから上記第 1のデータテーブル（図 4参照）を用いてシンチレ ータ 541の種類に応じた画像処理方法を特定し、特定された画像処理方法で画像 処理部 150に X線画像データの画像処理を実行させるようにしてもょ ヽ。
産業上の利用可能性
放射線撮影分野において被写体の放射線画像を得る場合に好適に利用すること ができる。

Claims

請求の範囲
[1] 被写体を透過した放射線を受けて蛍光を発するシンチレータを有し、当該シンチレ 一タカ 発された蛍光強度に基づき前記被写体の画像情報を生成する放射線検出 器を備え、
前記シンチレータの種類に関連するシンチレータ種類関連情報を前記画像情報に 付加するシンチレータ情報付加部を有することを特徴とする放射線撮影システム。
[2] 前記シンチレータ種類関連情報が、
前記シンチレータの種類を特定するシンチレータ情報であることを特徴とする請求 の範囲第 1項に記載の放射線撮影システム。
[3] 前記シンチレータの種類が、
前記放射線検出器の機種によって特定可能であり、
前記シンチレータ種類関連情報が、
前記放射線検出器の機種に依存する検出器機種情報であることを特徴とする請求 の範囲第 1項に記載の放射線撮影システム。
[4] 前記放射線検出器と通信するコンソール通信部を有するコンソールを有し、
前記コンソール内に又は前記コンソールに接続された、前記シンチレータの種類に 応じた画像処理方法を予め格納した画像処理装置を備え、
前記放射線検出器が、
前記コンソールと通信可能な放射線検出器通信部を有し、
生成した前記画像情報を前記放射線検出器通信部力 前記コンソールに送信し、 前記コンソールが、
前記放射線検出器カゝら送信された前記画像情報を前記コンソール通信部で受信 し、
前記画像処理装置が、
前記コンソールが受信した前記画像情報に付加された前記シンチレータ種類関連 情報を取得し、取得した前記シンチレータ種類関連情報に応じた画像処理方法に従 Vヽながら、前記コンソールが受信した前記画像情報を画像処理することを特徴とする 請求の範囲第 1項に記載の放射線撮影システム。
[5] 前記コンソールが、前記画像処理装置を兼ねていることを特徴とする請求の範囲第
4項に記載の放射線撮影システム。
[6] 前記放射線検出器通信部が、
前記コンソールと無線通信を介して通信可能であり、
前記コンソール通信部が、
前記放射線検出器と無線通信を介して通信可能であることを特徴とする請求の範 囲第 4項に記載の放射線撮影システム。
[7] 前記放射線検出器通信部と無線で通信可能な無線中継器を備え、
前記コンソール通信部が、
通信ケーブルを介して前記無線中継器と通信可能であることを特徴とする請求の 範囲第 6項に記載の放射線撮影システム。
[8] 前記放射線検出器通信部と無線で通信可能な無線中継器を備え、
前記コンソールが、
前記コンソール通信部が前記無線中継器と無線で通信可能な携帯端末であること を特徴とする請求の範囲第 6項に記載の放射線撮影システム。
[9] 前記放射線検出器が、
前記画像情報を一時的に保存可能なメモリを有することを特徴とする請求の範囲 第 1項に記載の放射線撮影システム。
[10] 前記放射線検出器が、
前記放射線検出器通信部の通信に電力を供給可能な内部電源を有し、かつ、前 記画像情報を生成可能なケーブルレス可搬型カセッテであることを特徴とする請求 の範囲第 4項〜第 8項のいずれか 1項に記載の放射線撮影システム。
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