WO2011010480A1 - 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム - Google Patents

放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム Download PDF

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WO2011010480A1
WO2011010480A1 PCT/JP2010/051943 JP2010051943W WO2011010480A1 WO 2011010480 A1 WO2011010480 A1 WO 2011010480A1 JP 2010051943 W JP2010051943 W JP 2010051943W WO 2011010480 A1 WO2011010480 A1 WO 2011010480A1
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compression
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丈到 村岡
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コニカミノルタエムジー株式会社
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    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
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    • 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
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • 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
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N1/00—Scanning, transmission or reproduction of documents or the like, e.g. facsimile transmission; Details thereof
    • H04N1/41—Bandwidth or redundancy reduction

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image capturing apparatus and a radiographic image capturing system, and more particularly, to a radiographic image capturing apparatus that compresses and transfers image data and a radiographic image capturing system that receives the image data and restores the original image data.
  • a so-called direct type radiographic imaging device that generates electric charges by a detection element in accordance with the dose of irradiated radiation such as X-rays and converts it into an electrical signal, or other radiation such as visible light with a scintillator or the like.
  • Various so-called indirect radiographic imaging devices have been developed that convert charges to electromagnetic waves after being converted into electrical signals by generating electric charges with photoelectric conversion elements such as photodiodes in accordance with the energy of the converted and irradiated electromagnetic waves. Yes.
  • the detection element in the direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in the indirect type radiographic imaging apparatus are collectively referred to as a radiation detection element.
  • This type of radiographic imaging device is known as an FPD (Flat Panel Detector) and has been conventionally formed integrally with a support base (or a bucky apparatus) (see, for example, Patent Document 1).
  • FPD Full Panel Detector
  • a portable radiographic imaging device in which an element or the like is housed in a housing has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Documents 2 and 3).
  • a plurality of radiation detection elements are arranged in a two-dimensional shape (matrix shape) to form a detection unit.
  • the number of radiation detection elements (that is, the number of pixels) is Usually, the number of pixels is several million to several tens of millions of pixels or more. Therefore, if the image data read from each radiation detection element is transferred to the external device without being compressed, the transfer time becomes longer. Further, in a portable radiographic imaging apparatus with a built-in battery, when the transfer time of image data becomes long, the power consumed at the time of transfer increases, leading to battery consumption.
  • the read image data is usually reversible compression (also referred to as lossless compression) or lossy compression (also referred to as lossy compression).
  • the data is compressed by a data compression method and transferred to an external device such as a console or a server.
  • the radiographic imaging device is used as a medical image imaging device that images a part of a body such as a patient's head, chest, and limbs as a subject and uses the acquired radiographic image as a medical image for diagnosis or the like.
  • a data compression method for compressing image data in general, image data before compression and after restoration are compared with a lossy compression method in which a part of information included in the image data is lost by the compression. It is considered preferable to employ a lossless compression method in which compression is performed so that the image data completely matches.
  • JP-A-9-73144 JP 2006-58124 A Japanese Patent Laid-Open No. 6-342099 JP 2000-275350 A JP 2005-287927 A
  • e and f in FIG. 23 represent the compression rate Rc when the apparatus is directly and uniformly irradiated with radiation in the absence of a subject, and e is when the dose of irradiated radiation is small, f shows the case where the dose of the irradiated radiation is increased.
  • the compression rate Rc of the obtained image data may deteriorate as the radiation dose applied to the radiographic imaging device increases.
  • the compression ratio Rc is calculated as a value obtained by subtracting the data amount after compression from the data amount before compression and dividing the data amount by the data amount before compression. Therefore, the higher the compression rate Rc, the smaller the amount of data after compression. Further, the same Huffman code table is used for calculating the compression ratio Rc of a to f in FIG.
  • the inventor of the present application can further improve the compression rate Rc of the image data acquired by the radiographic image capturing apparatus. We could find a reversible data compression method.
  • the present invention has been made in view of the above points, and provides a radiographic imaging apparatus and a radiographic imaging system capable of improving the compression rate when compressing image data acquired by radiographic imaging.
  • the purpose is to do.
  • the radiographic imaging device of the present invention includes: A plurality of scanning lines and a plurality of signal lines arranged so as to intersect with each other; a plurality of radiation detecting elements arranged in a two-dimensional manner in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines; A detector comprising: A readout circuit that reads out charges from the radiation detection elements through the signal lines, converts the charges into electrical signals for each of the radiation detection elements, and outputs them as image data; Compression means for compressing the image data for each radiation detection element; With The compression means performs compression processing on each image data output from a plurality of the radiation detection elements connected to the same signal line for each signal line.
  • the radiographic imaging device of the present invention is A plurality of scanning lines and a plurality of signal lines arranged so as to intersect with each other; a plurality of radiation detecting elements arranged in a two-dimensional manner in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines;
  • a detector comprising: A readout circuit that reads out charges from the radiation detection elements through the signal lines, converts the charges into electrical signals for each of the radiation detection elements, and outputs them as image data; Compression means for compressing the image data for each radiation detection element; With The compression means calculates difference between the image data of adjacent radiation detection elements for each image data output from a plurality of the radiation detection elements connected to the same signal line, and creates difference data In addition, a compression process is performed on the difference data.
  • the radiographic imaging device of the present invention is A plurality of scanning lines and a plurality of signal lines arranged so as to intersect with each other; a plurality of radiation detecting elements arranged in a two-dimensional manner in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines;
  • a detector comprising: A readout circuit that reads out charges from the radiation detection elements through the signal lines, converts the charges into electrical signals for each of the radiation detection elements, and outputs them as image data; Thinned data generating means for thinning out and extracting image data for each scanning line unit from the image data, Compression means for compressing the thinned data; With The compression means performs a compression process on the thinned data adjacent in the signal line direction or creates a difference data by calculating a difference for the thinned data adjacent in the signal line direction. And performing compression processing.
  • the radiographic imaging system of the present invention is A radiographic imaging apparatus comprising transfer means for transferring the image data subjected to the compression process; A console that decompresses and restores the original image data of the image data that has been subjected to the compression process transferred from the radiographic imaging device; It is characterized by providing.
  • the radiographic imaging system of the present invention is A radiographic imaging apparatus comprising transfer means for transferring the difference data subjected to the compression process; A console that decompresses the difference data that has been subjected to the compression process transferred from the radiographic imaging device into the original difference data, and restores the original image data based on the decompressed original difference data; , It is characterized by providing.
  • the distribution of the image data and the difference data is widened and the compression ratio is lowered depending on the variation in the output characteristics of each readout circuit as in the conventional compression processing for the image data arranged in the scanning line direction and the difference data thereof. Therefore, it is possible to accurately improve the compression rate when compressing image data acquired by radiographic imaging and the difference data thereof.
  • each image data read by the same readout circuit and the difference data thereof are distributed in a normal distribution, even if the radiation dose irradiated to the radiographic imaging device increases, compressed image data and In the difference data, a state in which a short code is assigned to data having a high appearance frequency is maintained. Therefore, it is possible to maintain a high compression rate regardless of the dose of radiation applied. Therefore, it is possible to compress the image data and the difference data at a high compression rate even in a shooting environment in which a blank portion is captured in an image.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. It is a top view which shows the structure of the board
  • FIG. 5 is a sectional view taken along line XX in FIG. 4. It is a side view explaining the board
  • FIGS. 14A to 14C are diagrams for explaining how to create difference data between image data adjacent to each other in the signal line direction connected to the same signal line using one buffer register.
  • FIG. 15A is a graph showing the distribution of difference data of image data output from each radiation detection element connected to the same scanning line when radiation is uniformly applied to the apparatus, and FIG. It is a graph which shows distribution of the difference data at the time of making the radiation dose large in FIG. 15 (A).
  • FIG. 16A is a graph showing the distribution of difference data of image data output from each radiation detection element connected to the same signal line when the apparatus is uniformly irradiated with radiation, and FIG.
  • the left bar graphs a to f represent the compression ratios when the difference data is compressed for the image data in the signal line direction under each condition
  • the right bar graphs indicate the difference data for the image data arranged in the scan line direction under each condition.
  • (B) It is a figure showing the state which collected the thinning data extracted. It is a figure showing the state which extracted and collected the remaining image data.
  • the radiographic imaging device is a so-called indirect radiographic imaging device that includes a scintillator or the like and converts the irradiated radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal.
  • the present invention can also be applied to a direct radiographic imaging apparatus.
  • the radiographic image capturing apparatus is portable will be described, the present invention is also applicable to a radiographic image capturing apparatus formed integrally with a support base or the like.
  • FIG. 1 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG.
  • the radiation image capturing apparatus 1 according to the present embodiment is configured by housing a scintillator 3, a substrate 4, and the like in a housing 2.
  • the housing 2 is formed of a material such as a carbon plate or plastic that transmits at least the radiation incident surface R. 1 and 2 show a case in which the housing 2 is a so-called lunch box type formed by the frame plate 2A and the back plate 2B. However, the housing 2 is integrally formed in a rectangular tube shape. It is also possible to use a so-called monocoque type.
  • the side surface of the housing 2 is opened and closed for replacement of a power switch 36, an indicator 37 composed of LEDs and the like, and a battery 41 (not shown) (see FIG. 7 described later).
  • a possible lid member 38 and the like are arranged.
  • an antenna device 39 is embedded in the side surface of the lid member 38 as transfer means for wirelessly transferring image data or the like to an external device such as a console 58 (see FIG. 18) described later. It is. It is also possible to transfer the image data or the like to an external device in a wired manner.
  • a connection terminal or the like for connecting by inserting a cable or the like is used as radiation. It is provided on the side surface of the image capturing apparatus 1 or the like.
  • a base 31 is disposed inside the housing 2 via a thin lead plate or the like (not shown) on the lower side of the substrate 4.
  • the disposed PCB substrate 33, the buffer member 34, and the like are attached.
  • a glass substrate 35 for protecting the substrate 4 and the radiation incident surface R of the scintillator 3 is disposed.
  • the scintillator 3 is affixed to a detection part P (described later) of the substrate 4.
  • the scintillator 3 is, for example, a phosphor whose main component is converted into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm, that is, an electromagnetic wave centered on visible light when it receives radiation, and that is output.
  • the substrate 4 is formed of a glass substrate. As shown in FIG. 3, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. In each small region r defined by the plurality of scanning lines 5 and the plurality of signal lines 6 on the surface 4 a of the substrate 4, radiation detection elements 7 are respectively provided.
  • the region is a detection unit P.
  • a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used.
  • Each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 serving as a switch means, as shown in the enlarged views of FIGS.
  • the drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.
  • the TFT 8 is turned on when a turn-on voltage is applied to the connected scanning line 5 by the scanning drive means 15 described later and applied to the gate electrode 8g, and is generated and accumulated in the radiation detection element 7. The charged electric charge is discharged to the signal line 6. Further, the TFT 8 is turned off when the off voltage is applied to the connected scanning line 5 and the off voltage is applied to the gate electrode 8g, and the emission of the charge from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 is stopped. The charges generated in the radiation detection element 7 are held and accumulated in the radiation detection element 7.
  • FIG. 5 is a sectional view taken along line XX in FIG.
  • a gate electrode 8g of a TFT 8 made of Al, Cr or the like is formed on the surface 4a of the substrate 4 so as to be integrally laminated with the scanning line 5, and silicon nitride (laminated on the gate electrode 8g and the surface 4a).
  • An upper portion of the gate electrode 8g on the gate insulating layer 81 made of SiN x ) or the like is connected to the first electrode 74 of the radiation detection element 7 via a semiconductor layer 82 made of hydrogenated amorphous silicon (a-Si) or the like.
  • the formed source electrode 8s and the drain electrode 8d formed integrally with the signal line 6 are laminated.
  • the source electrode 8s and the drain electrode 8d are divided by a first passivation layer 83 made of silicon nitride (SiN x ) or the like, and the first passivation layer 83 covers both electrodes 8s and 8d from above.
  • ohmic contact layers 84a and 84b formed in an n-type by doping hydrogenated amorphous silicon with a group VI element are stacked between the semiconductor layer 82 and the source electrode 8s and the drain electrode 8d, respectively.
  • the TFT 8 is formed as described above.
  • an auxiliary electrode 72 is formed by laminating Al, Cr, or the like on the insulating layer 71 formed integrally with the gate insulating layer 81 on the surface 4 a of the substrate 4.
  • a first electrode 74 made of Al, Cr, Mo or the like is laminated on the auxiliary electrode 72 with an insulating layer 73 formed integrally with the first passivation layer 83 interposed therebetween.
  • the first electrode 74 is connected to the source electrode 8 s of the TFT 8 through the hole H formed in the first passivation layer 83.
  • a p layer 77 formed by doping a group III element into silicon and forming a p-type layer is formed by laminating sequentially from below.
  • the electromagnetic wave When radiation enters from the radiation incident surface R of the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 and is converted into an electromagnetic wave such as visible light by the scintillator 3, and the converted electromagnetic wave is irradiated from above in the figure, the electromagnetic wave is detected by radiation.
  • the electron hole pair is generated in the i layer 76 by reaching the i layer 76 of the element 7. In this way, the radiation detection element 7 converts the electromagnetic waves irradiated from the scintillator 3 into electric charges.
  • a second electrode 78 made of a transparent electrode such as ITO is laminated and formed so that the irradiated electromagnetic wave reaches the i layer 76 and the like.
  • the radiation detection element 7 is formed as described above. The order of stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 may be reversed. Further, in the present embodiment, a case where a so-called pin-type radiation detection element formed by sequentially stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 as described above is used as the radiation detection element 7. However, it is not limited to this.
  • a bias line 9 for applying a bias voltage to the radiation detection element 7 is connected to the upper surface of the second electrode 78 of the radiation detection element 7 via the second electrode 78.
  • the second electrode 78 and the bias line 9 of the radiation detection element 7, the first electrode 74 extended to the TFT 8 side, the first passivation layer 83 of the TFT 8, that is, the upper surfaces of the radiation detection element 7 and the TFT 8 are A second passivation layer 79 made of silicon nitride (SiN x ) or the like is covered from above.
  • one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and each bias line 9 is connected to a signal line 6. Are arranged in parallel with each other. Further, each bias line 9 is bound to the connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4.
  • each scanning line 5, each signal line 6, and connection 10 of the bias line 9 are input / output terminals (also referred to as pads) provided near the edge of the substrate 4. 11 is connected.
  • each input / output terminal 11 has a COF (ChipCOn Film) 12 in which a chip such as a gate IC 12 a constituting a gate driver 15 b of the scanning drive means 15 described later is incorporated. They are connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as a film (Anisotropic Conductive Film) or an anisotropic conductive paste (Anisotropic Conductive Paste).
  • the COF 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side.
  • substrate 4 part of the radiographic imaging apparatus 1 is formed.
  • illustration of the electronic component 32 and the like is omitted.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating an equivalent circuit of the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment
  • FIG. 8 is a block diagram illustrating an equivalent circuit for one pixel constituting the detection unit P.
  • each radiation detection element 7 of the detection unit P of the substrate 4 has the bias line 9 connected to the second electrode 78, and each bias line 9 is bound to the connection 10 to the bias power supply 14. It is connected.
  • the bias power supply 14 applies a bias voltage to the second electrode 78 of each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9.
  • the bias power source 14 is connected to a control unit 22 described later, and the control unit 22 controls a bias voltage applied to each radiation detection element 7 from the bias power source 14.
  • the current detection means 43 for detecting the amount of current flowing through the connection 10 is provided in the connection 10 of the bias line 9.
  • the current detection means 43 can detect the start and end of radiation irradiation by detecting the increase or decrease of the current flowing through the connection 10. In the present invention, the current detection means 43 is not necessarily provided.
  • the bias line 9 is connected via the second electrode 78 to the p-layer 77 side (see FIG. 5) of the radiation detection element 7.
  • the bias power supply 14 supplies a voltage equal to or lower than a voltage applied to the second electrode 78 of the radiation detection element 7 via the bias line 9 as a bias voltage on the first electrode 74 side of the radiation detection element 7 (that is, a so-called reverse bias voltage). Is applied.
  • the first electrode 74 of each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 (indicated as S in FIGS. 7 and 8), and the gate electrode 8g of each TFT 8 (FIGS. 7 and 8). Are respectively connected to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 extending from a gate driver 15b of the scanning driving means 15 described later. Further, the drain electrode 8 d (denoted as D in FIGS. 7 and 8) of each TFT 8 is connected to each signal line 6.
  • the scanning drive unit 15 includes a power supply circuit 15a that supplies an on voltage and an off voltage to the gate driver 15b, and a voltage applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 between the on voltage and the off voltage.
  • a gate driver 15b that switches between the on state and the off state of each TFT 8 is provided.
  • the gate driver 15b is formed by arranging a plurality of the gate ICs 12a described above.
  • Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16. Note that the readout IC 16 is provided with one readout circuit 17 for each signal line 6.
  • the readout circuit 17 includes an amplification circuit 18, a correlated double sampling circuit 19, an analog multiplexer 21, and an A / D converter 20. 7 and 8, the correlated double sampling circuit 19 is represented as CDS. In FIG. 8, the analog multiplexer 21 is omitted.
  • the amplifier circuit 18 is configured by a charge amplifier circuit, and is configured by connecting a capacitor 18b and a charge reset switch 18c in parallel to the operational amplifier 18a and the operational amplifier 18a, respectively.
  • a power supply unit 18 d for supplying power to the amplifier circuit 18 is connected to the amplifier circuit 18.
  • the signal line 6 is connected to the inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18 a of the amplifier circuit 18, and the reference potential V 0 is applied to the non-inverting input terminal on the input side of the amplifier circuit 18. ing.
  • the reference potential V 0 is set to an appropriate value, and in this embodiment, for example, 0 [V] is applied.
  • the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 is connected to the control means 22 described later, and is turned on / off by the control means 22.
  • the image data is read from each radiation detection element 7, when the charge reset switch 18c is turned off and the TFT 8 of the radiation detection element 7 is turned on (that is, the scanning line 5 is applied to the gate electrode 8g of the TFT 8).
  • the electric charge released from the radiation detection element 7 flows into the capacitor 18b and is accumulated, and a voltage value corresponding to the accumulated electric charge is output from the operational amplifier 18a. Output from the side.
  • the amplification circuit 18 outputs a voltage value according to the amount of charge output from each radiation detection element 7 and converts the charge voltage.
  • the charge reset switch 18c When the charge reset switch 18c is turned on, the input side and the output side of the amplifier circuit 18 are short-circuited, and the charge accumulated in the capacitor 18b is discharged to reset the amplifier circuit 18. ing.
  • the amplifier circuit 18 may be configured to output a current in accordance with the charge output from the radiation detection element 7.
  • the charge is read from each radiation detection element 7, and the voltage value that is output after being subjected to charge-voltage conversion by the amplifier circuit 18 is sampled by the correlated double sampling circuit 19. It is processed and output downstream as image data.
  • the image data of each radiation detection element 7 output from the correlated double sampling circuit 19 is transmitted to the analog multiplexer 21 (see FIG. 7), and is sequentially transmitted from the analog multiplexer 21 to the A / D converter 20. Then, the A / D converter 20 sequentially converts the image data into digital values, which are output to the storage means 40 and sequentially stored.
  • the lines L1 to Lx of the scanning line 5 to which the on-voltage is applied are sequentially switched, and each of the above-described ones is performed.
  • a process for reading image data from the radiation detection element 7 is performed.
  • 128 signal lines 6 are processed by one readout IC 16. That is, one read IC 16 corresponds to each signal line 6 with 128 read circuits 17 (that is, amplifier circuit 18 and correlated double sampling circuit 19 etc.), one analog multiplexer 21, and one A / D. It is formed by a converter 20 or the like.
  • the number of readout circuits 17 formed in one readout IC 16 that is, the number of signal lines 6 connected to one readout IC 16 is 128, and the total number of signal lines 6 is 2048.
  • the present invention is not limited to this case.
  • To (1,2048) are simultaneously read out and sent to the reading ICs 16 in parallel.
  • each read circuit 17 (not shown in FIG. 9) of each read IC 16 performs charge-voltage conversion and the like, and each of the 128 image data transmitted in parallel is converted into each analog multiplexer 21 (in each read IC 16).
  • the image data is serially transferred to the A / D converter 20 (not shown) sequentially and digitized image data is temporarily stored in the buffer memory 45 from the A / D converter 20.
  • image data corresponding to each radiation detection element (x, y) is represented as D (x, y)
  • D (1, 1), D (1, 129), D ( 1, 257),..., D (1, 1921) are transmitted and stored in the buffer memory 45, and then D (1, 2), D (1, 130), D (1, 258). ,..., D (1, 1922) are transmitted and stored in the buffer memory 45.
  • the image data D (1,1) to D (1,2048) from the radiation detection elements (1,1) to (1,2048) connected to the line L1 of the scanning line 5 is stored in the buffer memory 45.
  • the image data D are rearranged in the order of image data D (1,1), D (1,2), D (1,3), D (1,4),. 40 are sequentially transmitted and stored.
  • each image data D (1,1) to D (1,2048) from each radiation detection element (1,1) to (1,2048) connected to the line L1 of the scanning line 5 is completed.
  • the line of the scanning line 5 to which the ON voltage is applied is subsequently switched to L2.
  • the image data D (2,1) to D (2,2048) are transmitted to the buffer memory 45 for each readout IC 16 and rearranged, and then sequentially transmitted to the storage means 40 and stored.
  • the reading process and the storing process in the storage unit 40 are sequentially repeated for each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 so that the reading process of the image data D from all the radiation detection elements 7 is performed. It has become.
  • the rearrangement process of the image data D is normally performed by converting the image data D into D (1,1), D (1,1) regardless of the external device (not shown) that transfers the image data D. 2), D (1,3), D (1,4),... Can be dealt with by transferring them in this order. Therefore, the image data D is generally used at the stage of storing the image data D in the storage means 40. This is a process for rearranging and storing D in the above order.
  • the image data D can be rearranged according to the determined order.
  • each image data D is preliminarily output from the radiation imaging apparatus 1 to the external device, for example, in the order of output from each readout IC 16, D (1, 1), D (1, 129),..., D (1, 1921), If it is determined that the data is transferred in the order of D (1,2), D (1,130),..., D (1,1922),. It is also possible to send the data directly to the storage means 40 and save them without going through 45.
  • the image data D is rearranged when each image data D is read from the storage means 40, not when the image data D is stored in the storage means 40. It is also possible to configure so that
  • each image data D read from each radiation detection element 7 as described above is temporarily stored in the storage unit 40 and then transferred from the radiation image capturing apparatus 1 to an external device (not shown).
  • each image data D read from each radiation detection element 7 is not stored in the storage unit 40 or separately from the storage in the storage unit 40. It is also possible to configure so that each image data D is directly transferred after being subjected to compression processing.
  • the control means 22 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface connected to the bus, an FPGA (Field Programmable Gate Array), and the like. Has been. It may be configured by a dedicated control circuit. And the control means 22 controls operation
  • a DRAM Dynamic RAM
  • the above-described antenna device 39 is connected to the control unit 22, and each member such as the detection unit P, the scanning drive unit 15, the readout circuit 17, the storage unit 40, the bias power supply 14, and the like.
  • a battery 41 for supplying electric power is connected.
  • the battery 41 is provided with a connection terminal 42 for charging the battery 41 by supplying power to the battery 41 from a charging device (not shown) such as a cradle.
  • control means 22 controls the bias power supply 14 to set a bias voltage to be applied to each radiation detection element 7 from the bias power supply 14, or the charge reset switch 18 c of the amplification circuit 18 of the readout circuit 17.
  • Various processes such as on / off control and transmission of a pulse signal to the correlated double sampling circuit 19 to control on / off of the sample hold function are executed.
  • control means 22 applies each of the scanning driving means 15 to the scanning driving means 15 at the time of reset processing of each radiation detecting element 7 or at the time of reading the image data D from each radiation detecting element 7 after radiographic imaging.
  • a pulse signal for switching the voltage applied to the gate electrode 8g of each TFT 8 between the ON voltage and the OFF voltage via the scanning line 5 is transmitted.
  • a register unit 44 having at least two buffer registers is connected to the control unit 22, and the compression unit and the thinned data generation unit of the present invention are connected by the control unit 22 and the register unit 44. Is formed.
  • the register unit 44 is provided integrally with the FPGA constituting the control means 22. Further, when the control means 22 is configured by a computer including a CPU or the like, it is also possible to configure so that an existing register in the computer is used as the register unit 44. Furthermore, in this embodiment, the register unit 44 is provided with two buffer registers. However, as will be described later, it may be configured to provide one buffer register, and three or more buffer registers may be provided. You may comprise so that it may provide.
  • the wireless method is not saved in the storage unit 40 as it is and is transmitted from the antenna device 39.
  • each image data D is D (n, 1), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),...
  • the image data D (n, 1), D (n, 2) of each line Ln of the scanning line 5 from the storage means 40. , D (n, 3), D (n, 4),... Is read each time the image data D is compressed. That is, the compression processing of the image data D is performed on the image data D arranged in the scanning line direction (that is, the image data D output from the radiation detection elements 7 connected to the same scanning line 5). In addition, the compression processing of the image data D is performed for each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5. Note that the arrow below each image data D in FIG. 10 indicates the direction in which compression processing is performed, that is, the scanning line direction in this case.
  • the image data D (n, 1), D (n, 2), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),... are each image data D in the signal line direction arranged so as to be orthogonal to the scanning line 5, that is, each radiation detecting element connected to the same signal line 6.
  • the image data D output from the image data D is compressed, and the image data D is compressed for each signal line 6.
  • the vertical arrow on each image data D in FIG. 11 indicates the direction in which compression processing is performed, that is, the signal line direction in this case.
  • the compression processing of the image data D it is possible to configure the image data D in the signal line direction to be compressed as it is.
  • the image data D of this embodiment is finely divided into gradations comparable to an analog image using a conventional silver salt film, the dynamic range of data values that each image data D can take (dynamic range) ) Becomes very large.
  • the image data D when the image data D has 30,000 gradations, the image data D can take data values between 0 and 30000. Therefore, for example, when the compression method of the image data D such as Huffman coding is used as described later, the compression rate Rc of the image data D may not necessarily be a good value.
  • a method of compression processing for the difference data created by calculating the difference between the adjacent image data D is employed, but as described above, in the present embodiment.
  • Each image data D in the signal line direction that is, each image data D (1, m), D (2, m), D (3, m) output from each radiation detecting element connected to the same signal line 6 , D (4, m),... (See FIG. 11)
  • the difference between adjacent image data D is calculated to create difference data ⁇ D
  • the difference data ⁇ D is compressed. It is configured.
  • the register unit 44 is provided with at least two buffer registers 44a and 44b, and the compressed difference data ⁇ D is transmitted to the antenna device 39.
  • a buffer memory 44c is provided for temporarily storing the data before transferring the data to the external device via the.
  • control means 22 was read from each radiation detection element 7 connected to each line Ln, Ln + 1 of the adjacent scanning line 5 from the memory
  • Each image data D (n, 1), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),..., D (n + 1, 1), D (n + 1, 1) arranged in the scanning line direction. ), D (n + 1,3), D (n + 1,4),... Are read out and temporarily stored in the buffer registers 44a and 44b, respectively.
  • the difference ⁇ D between the image data at the same address in the buffer registers 44a and 44b is the image data D output from each radiation detection element connected to the same signal line 6, the difference ⁇ D between the image data at the same address. (That is, ⁇ D (n + 1,1), ⁇ D (n + 1,2), ⁇ D (n + 1,3), ⁇ D (n + 1,4),...) Is calculated in the direction of the signal line connected to the same signal line 6 Difference data ⁇ D between the image data D of the adjacent radiation detection elements 7 is created.
  • the control means 22 is the difference data of each image data D arranged in the scanning line direction read from each radiation detection element 7 connected to each line Ln, Ln + 1 of the adjacent scanning line 5.
  • the image data D (n + 1, 1), D (n + 1, 2), D (n + 1, 3), D (n + 1, 4),... are moved from the buffer register 44b to the buffer register 44a, and are emptied.
  • the difference data ⁇ D (n + 2, 1), ⁇ D (n + 2, 2),... Is calculated
  • the image data D (n + 2, 1), D (n + 2, 2),... Are transferred from the buffer register 44b to the buffer register 44a.
  • the image data D (n + 3, 1), D (n + 3, 2),... are accumulated in the buffer register 44b.
  • the process of calculating the difference ⁇ D between the image data D at the same address in the buffer registers 44a and 44b while transferring each image data D from the buffer register 44b to the buffer register 44a is repeated to sequentially create the difference data ⁇ D. It has come to do.
  • the image data D (1,1) and D (1,2) arranged in the scanning line direction read from the radiation detecting elements 7 connected to the line L1 of the first scanning line 5 are arranged.
  • Data used as a reference for calculation is required. Therefore, in this embodiment, preset reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),... are stored in advance in a memory such as a ROM.
  • the control means 22 calculates each difference data ⁇ D (1,1), ⁇ D (1,2), ⁇ D (1,3), ⁇ D (1,4),... As shown in FIG. As described above, the reference data Dc (1), Dc (2),... Read from the memory are accumulated in the buffer register 44a, and from each radiation detection element 7 connected to the line L1 of the scanning line 5 read from the storage means 40. The read image data D (1,1), D (1,2),... Arranged in the scanning line direction are accumulated in the buffer register 44b, and the difference ⁇ D is obtained as the difference data ⁇ D (1,1), ⁇ D. (1, 2),... Are calculated.
  • the respective values of the reference data Dc (1), Dc (2),... May be set to the same value, or may be set to different values from each other, and are set appropriately in advance. .
  • the difference data ⁇ D is generated by calculating the difference between the image data D adjacent in the signal line direction similar to the above. Is possible.
  • the image data D (n, 1), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),... Arranged in the scanning line direction of the line Ln of the scanning line 5 are stored in the buffer register 44a. It is assumed that it has been accumulated.
  • the control means 22 makes the image data D (n + 1, 1), D (n + 1, 2), D (n + 1, 3), D (n + 1) arranged in the scanning line direction of the line Ln + 1 of the adjacent scanning line 5. , 4),... Are sequentially read from the storage means 40, and the corresponding image data D (n, 1), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),. In this case, the difference data ⁇ D between the corresponding image data D is calculated and replaced.
  • the differential data ⁇ D created in this way is configured to be compressed.
  • a compression method is used.
  • the Huffman coding method is adopted as the lossless compression method.
  • the compression method is not necessarily required by the Huffman coding, and other lossless compression methods or It is also possible to configure so that the differential data ⁇ D (or image data D) is compressed using an irreversible compression method.
  • a table of Huffman codes created in advance for compression processing is stored in a memory such as a ROM in advance.
  • the constituting control means 22 is configured to perform Huffman coding of the difference data ⁇ D with reference to this table during the compression process.
  • the control means 22 every time the difference data ⁇ D is created as described above, the control means 22 refers to the Huffman code table and assigns a corresponding Huffman code Hc to the difference data ⁇ D. Yes. That is, each Huffman code Hc corresponds to each compressed difference data ⁇ D. In data compression by Huffman coding, as is well known, data having a higher appearance frequency is assigned a shorter Huffman code Hc.
  • the control means 22 temporarily stores each Huffman code Hc assigned to each difference data ⁇ D in the buffer memory 44c (see FIG. 12), and sequentially transfers it to the external device via the antenna device 39. Yes.
  • the external device to which the difference data ⁇ D is transferred from the radiation image capturing apparatus 1 also includes the same Huffman code Hc table, and the external device refers to the table during the decompression process.
  • the compressed differential data ⁇ D that has been transferred is configured to be decompressed. Further, as described above, it is possible to compress the image data D in the signal line direction as it is without creating the difference data ⁇ D. In such a configuration, radiographic imaging is possible.
  • the apparatus 1 and the external apparatus are configured to have a table of Huffman codes Hc for compressing / decompressing image data D common to the apparatus 1 and the external apparatus.
  • the Huffman code Hc table may be configured to include only one type of table, but may be configured to include a plurality of types of tables, and the control unit 22 selects and references the tables. It is also possible to configure as described above. For example, when the radiographic imaging device 1 is used as a medical image imaging device as described above, depending on the imaging region (chest, skull, lumbar spine, etc.) of the patient's body as the subject and the imaging direction (front, side, etc.), There are many cases where imaging conditions such as radiation dose and irradiation time can be changed.
  • a plurality of types of tables of Huffman codes Hc for compression processing are provided in advance for each imaging condition including the imaging part and imaging direction of the patient's body, which is the subject, and the control unit 22 sets the imaging condition to the set imaging condition. If the table is selected according to the selected table, and the Huffman coding of the difference data ⁇ D (or image data D) is performed with reference to the selected table, the difference data ⁇ D (or image data D) is compressed.
  • the compression rate Rc of the difference data ⁇ D (or image data D) can be further improved in accordance with the shooting conditions.
  • imaging order information for specifying an imaging region or an imaging direction of a patient's body, which is a subject, is often created in advance.
  • Information of imaging conditions including information, imaging region, imaging direction, etc. is transferred from the external device to the radiographic imaging apparatus 1, or an operator such as a radiographer sends imaging order information and imaging condition information to the radiographic imaging apparatus 1. By inputting, an imaging condition is set for the radiation image capturing apparatus 1.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 and the external apparatus are preliminarily associated with the radiographic image capturing apparatus 1 and the external apparatus in advance in association with the imaging condition and the Huffman code Hc table.
  • it is possible to configure a table to be used by specifying a table to be used based on the imaging region and the imaging direction in the imaging order information.
  • the information on the number of the used table is transferred together, and the external apparatus uses the number information etc. It is also possible to configure to decompress using a specified table.
  • a table of Huffman codes Hc suitable for the radiographic image capturing conditions is transmitted from the external device to the radiographic image capturing device 1 to be stored or rewritten, and the control means 22 is transmitted. It is also possible to perform compression processing by referring to the table of the Huffman code Hc and performing Huffman encoding of the image data D and the difference data ⁇ D.
  • each radiation detection element 7 connected to the line Ln of the same scanning line 5 is used.
  • the radiographic imaging device 1 When the radiation is uniformly irradiated, the radiation detection elements (n, 1), (n, 2), (n, 3), (n, 4),... Connected to the line Ln of the same scanning line 5.
  • each radiation detection element (n, 1), (n, 2), (n, 3), (n, 4),... Connected to the line Ln of the same scanning line 5.
  • the difference data ⁇ D of the image data D (n, 1), D (n, 2), D (n, 3), D (n, 4),... Distributed in a relatively wide range. .
  • the distribution of the difference data ⁇ D of the image data D output from each radiation detection element 7 connected to the line Ln of the same scanning line 5 is shown in FIG.
  • the main reason for the distribution is that the output characteristics of the readout circuits 17 that read out the image data D from each radiation detection element 7 are different for each readout circuit 17, and the output characteristics of the readout circuits 17 vary. It is thought that there is.
  • each of the 2048 readout circuits 17 formed in each readout IC 16 the charge-voltage conversion characteristics of the amplifier circuit 18 and the sampling of the correlated double sampling circuit 19 are performed.
  • the output characteristics of the readout circuit 17 in which characteristics and the like are integrated are different. For this reason, even if the image data sent from each radiation detection element 7 to each readout circuit 17 has the same value, it is considered that the image data D output after charge-voltage conversion in each readout circuit 17 has a different value. .
  • the difference that occurs in the image data D due to the difference in the output characteristics of the readout circuits 17 is, for example, the image data D (to be exact, offset from the image data D after the transfer to the external device and in the image correction process). This is eliminated or reduced by adjusting the gain correction value for each readout circuit 17 that multiplies the value obtained by subtracting the value.
  • the difference data ⁇ D other than the difference data ⁇ D in the part of ⁇ D ⁇ ⁇ ( ⁇ ⁇ 0) to which the most frequently occurring frequency F and the shortest Huffman code Hc are assigned.
  • the appearance frequency F is relatively large.
  • the intensity of the electromagnetic wave that is converted by the scintillator 3 and applied to each radiation detection element 7 increases.
  • the value of the data D itself increases and the value of the difference data ⁇ D also increases.
  • the distribution as originally shown in FIG. 15 (A) is a distribution that spreads toward the plus side and the minus side as shown in FIG. 15 (B) when the dose of radiation irradiated to the radiation image capturing apparatus 1 is increased. It becomes. Therefore, the range of the difference data ⁇ D other than the difference data ⁇ D to which the shortest Huffman code Hc is assigned and the difference data ⁇ D having a relatively high appearance frequency F is widened, and the difference data ⁇ D to which the longer Huffman code Hc is assigned is expanded. Since the number increases, it is considered that the compression rate of the difference data ⁇ D is further deteriorated.
  • the radiation image capturing apparatus 1 is irradiated as compared to f in FIG. 23 which represents the compression rate Rc when the radiation image capturing apparatus 1 is directly and uniformly irradiated with weak radiation in the absence of a subject. It can also be seen from the fact that the compression rate Rc is further deteriorated in the case of e in FIG.
  • each radiation detection element (1, m), (2, m) connected to the same signal line 6 arranged so as to be orthogonal to each line Ln of the same scanning line 5 instead.
  • (3, m), (4, m),... When paying attention to (3, m), (4, m),..., When the radiation of the same dose is irradiated to each of the radiation detection elements 7 or the electromagnetic waves of the same intensity converted by the scintillator 3 are irradiated,
  • the distribution of the difference data ⁇ D is not affected by the variation in the output characteristics of the readout circuits 17 as described above. Therefore, in this case, it is considered that only the influence of the manufacturing variation of each radiation detection element 7 is reflected, and the distribution of the difference data ⁇ D becomes a normal distribution as shown in FIG.
  • the appearance frequency F of the difference data ⁇ D is reduced. Therefore, when the Huffman code Hc is assigned to each differential data ⁇ D having the distribution shown in FIG. 16A, the number of the differential data ⁇ D to which the short Huffman code Hc is assigned increases, and the compression rate Rc of the differential data ⁇ D. Will improve.
  • the Huffman code Hc is assigned to each differential data ⁇ D having the distribution shown in FIG. 16B, the number of the differential data ⁇ D to which the short Huffman code Hc is assigned increases, and the compression rate of the differential data ⁇ D is increased. Even if the dose of radiation applied to the radiation imaging apparatus 1 is increased, it is considered that the state in which the compression rate Rc of the difference data ⁇ D is high is maintained.
  • the compression processing of the image data D and the difference data ⁇ D of the present invention that is, each image data D in the signal line direction (that is, each image data D output from each radiation detection element connected to the same signal line 6).
  • the difference data ⁇ D, and the compression process shown in FIGS. 11 to 14 is a process for realizing this.
  • each compression rate Rc is improved in comparison with the compression rate Rc in each case of a to f in FIG.
  • the bar graph on the right side in each case of a to f in FIG. 17 is the same graph as the bar graph of the compression ratio Rc in each case of a to f in FIG.
  • results of the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D according to the present invention shown in the left bar graph in each case of a to f in FIG. 17 are the conventional scanning line directions showing the results on the right side in each case.
  • This is an experimental result using the same table as the Huffman code Hc table used in the compression process for the image data D and the difference data ⁇ D thereof.
  • each image data D and each difference data ⁇ D in the signal line direction As described above, when the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D in the signal line direction according to the present invention is used, even when the same Huffman code Hc table is used, the output characteristics of each readout circuit 17 vary. It is possible to accurately improve the compression rate Rc when compressing each image data D acquired by radiographic imaging and its difference data ⁇ D by eliminating the influence.
  • a Huffman code Hc table suitable for performing compression processing on each image data D in the signal line direction and its difference data ⁇ D as in the present invention is provided. If it is appropriately created and compression processing is performed using it, the compression rate Rc can be further improved. At that time, if the table of the Huffman code Hc is appropriately created for each photographing condition including the photographing part and photographing direction of the patient's body as the subject, the compression ratio Rc can be further improved under each photographing condition. Can be expected.
  • the characteristics of the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D according to the present invention are as described above in any case of a to f in FIG.
  • the compression rate Rc of the image data D in the signal line direction and the compression process of the difference data ⁇ D is higher than the compression process of the image data D and the difference data ⁇ D arranged in the conventional scan line direction. It is in.
  • the radiation image capturing apparatus 1 is irradiated with only weak radiation that has passed through the subject (see a and d in the figure), or a radiographic image.
  • the difference data ⁇ D as shown in FIG. 15A is also obtained in the conventional compression processing of the image data D and the difference data ⁇ D. Since the range of the distribution of N is relatively narrow, the number of difference data ⁇ D to which the long Huffman code Hc is assigned is reduced and the compression rate Rc is increased. However, each image data D and each difference data in the signal line direction according to the present invention. In the compression process of ⁇ D, the compression rate Rc is higher than that.
  • each image data D and each difference data ⁇ D in the signal line direction does not reflect the influence of the variation in the output characteristics of each readout circuit 17, and each radiation detection element 7. It is thought that the effect that reflects only the influence of manufacturing variation of the present has appeared.
  • each image data D and each difference data ⁇ D arranged in the scanning line direction the influence of the variation in the output characteristics of each readout circuit 17 is reflected in addition to the influence of the manufacturing variation of each radiation detection element 7.
  • the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D in the signal line direction according to the present invention affects the variation in output characteristics of each readout circuit 17 as described above. Instead, only the influence of the manufacturing variation of each radiation detection element 7 is reflected (see FIG. 16A).
  • each image data D and each difference data ⁇ D As can be seen from a comparison between FIG. 15A and FIG. 16A, in the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D according to the present invention, the output characteristics of each readout circuit 17 vary. It is considered that the compression ratio Rc is high because the range of the difference data ⁇ D is narrowed and the number of the difference data ⁇ D to which the long Huffman code Hc is assigned becomes smaller.
  • Another feature of the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D according to the present invention is radiation applied to the radiographic image capturing apparatus 1 as clearly shown in the results of e and f of FIG. Even if the dose increases, the compression rate Rc is maintained at a high level. That is, in the compression processing of each image data D and each difference data ⁇ D according to the present invention, a high compression rate Rc is maintained regardless of the dose of radiation irradiated or independent of the dose of radiation.
  • the important effect associated therewith is that, for example, as shown in FIGS. 17c and 17d, it is not necessary to limit the radiation irradiation range as in photographing the lumbar side surface or the like (see d in FIG. 17).
  • the compression ratio Rc is almost the same regardless of whether or not so-called unexposed portions where the radiation is directly applied to the surrounding portions such as the lumbar portion are eliminated or not. In other words, a high compression rate Rc is maintained.
  • the subject In the conventional compression processing for the image data D arranged in the scanning line direction and the difference data ⁇ D, as shown in e and f of FIG. 23 (bar graphs on the right side of e and f of FIG. 17), the subject is not interposed.
  • the compression rate Rc of the difference data ⁇ D decreased as the radiation dose directly applied to the radiation image capturing apparatus 1 increased. Then, under the imaging conditions in which the radiation missing part is photographed in the peripheral part of the subject, such as “cranial front” in b and “lumbar lateral side” in c in FIG. Thus, the influence of the reduction in the compression rate Rc is exerted on the entire image, and the compression rate Rc of the entire image is lowered.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 is irradiated with radiation so as to eliminate the aperture or reduce the number of omissions and perform imaging.
  • a marker such as “R” or “L” is placed on the blank portion in order to prevent the subject photographed in the image from being confused as to the right hand or left hand of the patient. May be photographed in the image together with the subject.
  • the missing part must be photographed in the image, but each image data D in the signal line direction according to the present invention and its difference
  • image processing on the data ⁇ D it is possible to compress the image data D and the difference data ⁇ D with a high compression rate Rc even when an unclear portion is captured in the image as described above.
  • the aperture is narrowed. It is possible and appropriate.
  • the image data D output from the plurality of radiation detection elements 7 connected to the line 6 and the difference data ⁇ D thereof are subjected to compression processing, and the compression processing is performed for each signal line 6.
  • each image data D read by the same readout circuit 17 and the difference data ⁇ D thereof are compressed, so that each image data D arranged in the conventional scanning line direction It is possible to prevent the compression ratio Rc from being lowered due to the distribution of the image data D and the difference data ⁇ D depending on the variation in the output characteristics of each readout circuit 17 as in the compression process for the difference data ⁇ D. It becomes possible, and it becomes possible to improve the compression rate Rc when compressing the image data D acquired by radiographic imaging and the difference data ⁇ D thereof.
  • each image data D read by the same readout circuit 17 and the difference data ⁇ D thereof are distributed in a normal distribution form, they are compressed even if the radiation dose to the radiographic imaging device 1 increases.
  • the image data D and the difference data ⁇ D that is, the Huffman code Hc in the present embodiment
  • a state in which a short code is assigned to data having a high appearance frequency F is maintained.
  • a high compression rate Rc can be maintained regardless of the dose of irradiated radiation. Therefore, it is possible to compress the image data D and the difference data ⁇ D at a high compression rate Rc even in a shooting environment in which a blank portion is captured in an image.
  • the image data D and the difference data ⁇ D can be compressed at a high compression rate Rc as in the present embodiment, the amount of data to be transferred is reduced and the transfer time is shortened. It can be reduced.
  • the radiographic imaging apparatus 1 is a battery built-in type as shown in the present embodiment, since the power consumption of the battery 41 is reduced, the radiographic imaging apparatus 1 is used for a longer time with one charge. Thus, the use efficiency of the radiation image capturing apparatus 1 can be improved.
  • each signal line 6 may be configured to include a Huffman code Hc table.
  • the detection unit P can be divided into a plurality of regions extending in the signal line direction, and a Huffman code Hc table can be provided for each division of the regions.
  • a table of a plurality of types of Huffman codes Hc is stored in advance in the ROM or the like of the radiation image capturing apparatus 1 for each type or imaging condition, and the control constituting the compression unit.
  • the means 22 compresses the image data D and the difference data ⁇ D by performing Huffman coding with reference to the table during the compression process.
  • a table of Huffman codes Hc is created based on the obtained image data D and difference data ⁇ D, and image data D and differences are created by referring to the created table. It is also possible to perform a data compression process by performing Huffman coding of the data ⁇ D.
  • control means 22 uses, for example, the method shown in FIGS. 12 to 14, and the image data D (n, 1) of the radiation detection elements 7 adjacent to the signal line direction connected to the same signal line 6; Difference data ⁇ D (n + 1,1), ⁇ D (n + 1,2),... Between D (n, 2),... And image data D (n + 1,1), D (n + 1,2),. At this time, each difference data ⁇ D is temporarily stored in the buffer memory 44c (see FIG. 12) without being compressed.
  • the control unit 22 Based on the distribution of the difference data ⁇ D, the control unit 22 assigns a Huffman code Hc to each value of the difference data ⁇ D so that data with a higher appearance frequency F is assigned a shorter Huffman code Hc. Create a table. Then, each differential data ⁇ D is read from the buffer memory 44c, a Huffman code Hc corresponding to each differential data ⁇ D is assigned, and each Huffman code Hc which is the compressed differential data ⁇ D is stored again in the buffer memory 44c and accumulated.
  • a plurality of buffer memories 44c for example, one for difference data ⁇ D and one for Huffman code Hc may be provided.
  • the Huffman code Hc table is created based on the obtained image data D and difference data ⁇ D, and the image is referred to.
  • Data compression processing can be performed by performing Huffman coding of data D and difference data ⁇ D.
  • a table of Huffman codes Hc is created for each signal line 6, or the detection unit P is divided into a plurality of areas extending in the signal line direction and the Huffman codes are divided for each of the areas. It is also possible to configure to create an Hc table.
  • the Huffman code Hc that is, the compressed image data D or the difference data ⁇ D
  • the information of the Huffman code Hc table created by the radiation image capturing apparatus 1 is also included. Transfer to an external device is required. Therefore, in this case, the information in the generated Huffman code Hc table is reversibly compressed and transmitted to the external device together with the Huffman code Hc.
  • FIG. 18 is a diagram showing an overall configuration of the radiographic image capturing system according to the present embodiment.
  • the radiographic imaging system 50 of the present embodiment is a system that assumes radiographic imaging performed in, for example, a hospital or a clinic, and can be employed as a system that captures medical diagnostic images as radiographic images. It is not necessarily limited to this.
  • the radiographic image capturing system 50 includes, for example, an imaging room R ⁇ b> 1 that irradiates radiation and images a subject (part of a patient to be imaged) that is a part of a patient, and an operator such as a radiographer.
  • an imaging room R ⁇ b> 1 that irradiates radiation and images a subject (part of a patient to be imaged) that is a part of a patient, and an operator such as a radiographer.
  • the radiographing room R1 includes a bucky device 51 that can be loaded with the above-described radiographic imaging device 1, a radiation generating device 52 that includes an X-ray tube (not shown) that generates radiation to be irradiated on the subject, and a radiographic image.
  • a base station 54 provided with a wireless antenna 53 that relays the communication when the photographing apparatus 1 and the console 58 perform wireless communication is provided.
  • the radiographic imaging device 1 is used by being loaded into the cassette holding portion 51a of the bucky device 51.
  • the radiographic imaging device 1 is used as the bucky device 51. Or may be formed integrally with a support base or the like.
  • the radiographic imaging device 1 and the base station 54 can be connected by a cable so that data can be transmitted by wired communication via the cable.
  • the anterior room R2 is equipped with a console 56 for controlling radiation irradiation, which includes a switch means 55 for instructing the radiation generating device 52 to start radiation irradiation, and the like, and the radiation imaging apparatus 1.
  • a tag reader 57 for detecting a tag to be described later is provided.
  • the console 58 that controls the entire radiographic imaging system 50 is provided outside the imaging room R1 and the front room R2.
  • the console 58 is provided in the front room R2. It is also possible to do.
  • the console 58 is connected to storage means 59 composed of a hard disk or the like.
  • the configuration of the radiographic image capturing apparatus 1 is as described above, but in the present embodiment, the radiographic image capturing apparatus 1 further has the following configuration. The following configuration is not essential.
  • a tag (not shown) is built in the radiation image capturing apparatus 1.
  • a tag called a so-called RFID (Radio Frequency IDentification) tag is used as the tag, and the tag stores a control circuit that controls each part of the tag and unique information of the radiographic imaging apparatus 1.
  • the part is built in compactly.
  • the unique information includes, for example, a cassette ID, scintillator type information, size information, resolution, and the like as identification information assigned to the radiation image capturing apparatus 1.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 may be used by being loaded into the bucky device 51 as described above, but it is not loaded into the bucky device 51 and can be used in a so-called state. .
  • the radiation image capturing apparatus 1 is disposed on the upper surface side in a single state, for example, on a bed provided in the imaging room R1 or a bucky apparatus 51B for lying position photographing as shown in FIG. (See FIG. 1)
  • the patient's hand which is the subject, can be placed on the top, or the patient's waist, legs, etc. lying on the bed can be inserted between the bed and the bed. It has become.
  • radiation image capturing is performed by irradiating the radiation image capturing apparatus 1 with radiation from a portable radiation generating device 52B or the like via a subject.
  • the console 58 is constituted by a computer or the like in which a CPU, a ROM, a RAM, an input / output interface and the like (not shown) are connected to a bus.
  • a predetermined program is stored in the ROM, and the console 58 reads out the necessary program, expands it in the work area of the RAM, executes various processes according to the program, and controls the entire radiographic imaging system 50 as described above. Is supposed to do.
  • the console 58 is connected to the above-described console 56, tag reader 57, storage means 59, and the like, and also includes a bucky device 51A for standing position shooting and lying position shooting via the base station 54 and the console 56. 51B etc. are connected.
  • the console 58 is provided with a display screen 58a such as a CRT (Cathode Ray Tube) or LCD (Liquid Crystal Display), and other input means such as a keyboard and a mouse are connected thereto.
  • CTR Cathode Ray Tube
  • LCD Liquid Crystal Display
  • the console 58 of the Huffman code Hc that is, the compressed image data D or the difference data ⁇ D
  • the console 58 of the Huffman code Hc that is, the compressed image data D or the difference data ⁇ D
  • the console 58 of the Huffman code Hc that is, the compressed image data D or the difference data ⁇ D
  • the image data D is restored based on them.
  • the console 58 is previously provided with a Huffman code Hc table common to the radiation image capturing apparatus 1.
  • the table of the Huffman code Hc is stored in advance in the ROM or the storage means 59 in the console 58, and the console 58 reads out the table from them and performs a restoration process.
  • the radiation image capturing apparatus 1 compresses each image data D as it is using the Huffman code Hc table without creating the difference data ⁇ D of each image data D
  • the radiation image capturing apparatus when the radiation image capturing apparatus 1 compresses each image data D as it is using the Huffman code Hc table without creating the difference data ⁇ D of each image data D, the radiation image capturing apparatus.
  • the Huffman code Hc which is the compressed image data D from 1, is transferred.
  • the console 58 refers to the table of the read Huffman code Hc, decompresses each Huffman code Hc, and restores the original Huffman code Hc. The image data is restored.
  • the console 58 refers to the table of the read Huffman code Hc and based on each Huffman code Hc.
  • the original image data D is restored based on the decompressed original difference data ⁇ D.
  • the above-described reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),... are stored in advance in the ROM, the storage means 59, etc. on the console 58 side.
  • the Huffman code Hc corresponding to each difference data ⁇ D (1,1), ⁇ D (1,2), ⁇ D (1,3), ⁇ D (1,4),.
  • the image data D (1,1) and D (1,2) arranged in the scanning line direction read from the radiation detecting elements 7 connected to the line L1 of the scanning line 5 shown in FIG. , D (1,3), D (1,4),...
  • the console 58 stores the restored image data D (1,1), D (1,2), D (1,3), D (1,4),.
  • the console 58 corresponds to each difference data ⁇ D (2,1), ⁇ D (2,2), ⁇ D (2,3), ⁇ D (2,4),... With reference to the Huffman code Hc table.
  • the original Huffman code Hc is decompressed to restore the original difference data ⁇ D (2,1), ⁇ D (2,2), ⁇ D (2,3), ⁇ D (2,4),.
  • the console 58 refers to the table of the Huffman code Hc, decompresses the Huffman code Hc corresponding to each difference data ⁇ D (n, m), and obtains the original difference data ⁇ D (n, m).
  • D (n ⁇ 1, m) that was restored and calculated earlier
  • the radiographic imaging apparatus 1 and the console 58 are provided with a plurality of types of Huffman code Hc tables in common, information on the table numbers used for the console 58 from the radiographic imaging apparatus 1 is provided.
  • the console 58 When the console 58 is configured to transfer, the console 58 reads the table specified by the transferred number information or the like from the ROM or the storage means 59 and performs decompression processing and restoration processing using the table. Configured as follows.
  • the imaging order information for specifying the imaging region and imaging direction of the patient's body, which is the subject is often created on the console 58 before imaging. Therefore, when imaging is performed based on the imaging order information, the radiographic imaging apparatus 1 side specifies imaging conditions including an imaging region and an imaging direction based on the imaging order information, and a Huffman code corresponding thereto Since the Hc table is selected, the console 58 side does not receive the transfer of the table number information and the like used from the radiographic image capturing apparatus 1, and uses the Huffman code Hc table to be used based on the imaging order information itself. It can also be configured to select.
  • the radiographic imaging apparatus 1 when the radiographic imaging apparatus 1 is configured to transmit the table of the Huffman code Hc suitable for the radiographic imaging conditions from the console 58 side which is an external apparatus every radiographic imaging.
  • the console 58 side transmits the same Huffman code Hc as that transmitted to the radiographic imaging apparatus 1. It is also possible to perform a decompression process and a restoration process by referring to the table.
  • the radiographic imaging apparatus 1 may be configured to create a table of Huffman codes Hc each time image data D and difference data ⁇ D are compressed.
  • the console 58 refers to the Huffman code Hc table transferred together with the Huffman code Hc from the radiographic image capturing apparatus 1 and restores the original difference data ⁇ D in the same manner as described above. The image data D is restored.
  • the reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),... are also subjected to the compression processing of the image data D and the difference data ⁇ D in the radiographic image capturing apparatus 1.
  • the console 58 restores the original difference data ⁇ D in the same manner as described above based on the reference data Dc transferred together with the Huffman code Hc table.
  • the image data D is configured to be restored.
  • the compressed image data D and the difference data ⁇ D transferred from the radiation image capturing apparatus 1 are converted into the original image data D and the original difference data. It is possible to restore the image data so as to completely match ⁇ D, and it is possible to reliably restore each image data D captured by the radiation image capturing apparatus 1.
  • the radiographic imaging apparatus 1 performs compression processing on each image data D and each differential data ⁇ D in the signal line direction.
  • ⁇ D can be compressed at a high compression rate Rc, and the data transfer time is shortened and the power consumption is reduced. Therefore, even when viewed as the entire system, it is possible to shorten the data transfer time and reduce power consumption.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 transfers thinned image data (hereinafter referred to as thinned data) to the console 58, and then automatically transfers the remaining image data D or all image data D to the console 58 side.
  • thinned data hereinafter referred to as thinned data
  • an operator such as a radiologist looks at the preview thinned image and confirms whether or not the subject is properly photographed in the image photographed by the radiation image photographing apparatus 1 (in the thinned image). It may be configured as follows. In this case, the operator confirms the thinned image, and if the subject is properly captured in the image, the operator transfers the entire image data D and the like from the radiation image capturing apparatus 1 again so that the subject is appropriately captured in the image. If not, the radiographic imaging device 1 is made to discard the image data D and perform another operation such as radiographic imaging.
  • Thinning-out data is created in such a manner that image data D arranged in the scanning line direction is extracted every predetermined number of lines from the image data D output from the radiation detection elements 7 connected to the lines L1 to Lx. A case (that is, a case of so-called line thinning) will be described.
  • the predetermined number of thinning out the image data D can be set to an appropriate number, and is not limited to the case of every two lines.
  • control means 22 of the radiographic image capturing apparatus 1 creates the difference data D for the image data D in the signal line direction by the same processing as the processing shown in FIG. 12 to FIG.
  • the means 22 reads only the image data D arranged in the directions of the lines L1, L4, L7,... Of the scanning line 5 from the storage means 40 of the radiographic image capturing apparatus 1.
  • control unit 22 firstly sets the image data D (1,1), D (1,2), D (1,3), D (1,4) arranged in the line L1 direction of the scanning line 5 from the storage unit 40. ),... And reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),... And their difference data ⁇ D (1,1), ⁇ D (1, 2), ⁇ D (1, 3), ⁇ D (1, 4),... Are created, and the difference data ⁇ D is compressed with reference to the table of the Huffman code Hc.
  • the control means 22 skips the image data D arranged in the direction of the lines L2 and L3 of the scanning line 5, and the image data D (4, 1), D arranged in the direction of the line L4 of the scanning line 5 from the storage means 40.
  • (4,2), D (4,3), D (4,4),... Are read and image data D (1,1), D (1,2), D arranged in the line L1 direction of the scanning line 5 are read.
  • Difference data ⁇ D (4,1), ⁇ D (4,2), ⁇ D (4,3), ⁇ D (4,4) between (1,3), D (1,4),. ),... Are created, and the difference data ⁇ D is compressed with reference to the table of the Huffman code Hc.
  • the console 58 refers to the Huffman code Hc table read from the ROM or the like and refers to each Huffman code. Decompress Hc to restore the original image data.
  • the console 58 uses the read Huffman code Hc table in the same manner as described above. Referring to each Huffman code Hc, the original difference data ⁇ D is decompressed, and the decompressed original data is used by using the reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),. The original image data D is restored based on the difference data ⁇ D.
  • the console 58 forms a thinned image based on the restored original image data D and displays it on the display screen 58a (see FIG. 18). At this time, all the data of the thinned image may be formed and displayed on the display screen 58a, and the image data D arranged in the direction of the lines L1, L4, L7,. It is also possible to configure the display screen 58a to sequentially display each time.
  • the console 58 inputs an instruction from the operator. Wait for.
  • the operator confirms the thinned image displayed on the display screen 58a and determines that the subject is not properly captured in the image
  • the operator applies the radiographic image capturing apparatus 1 via the console 58 or the like.
  • unnecessary image data D obtained by radiographic imaging is discarded and re-imaging is performed again, and it is determined that the subject is appropriately captured in the image
  • radiographic imaging is performed via the console 58.
  • a request signal is transmitted to the apparatus 1 so as to transfer other image data D obtained by the radiographic imaging.
  • the control unit 22 of the radiographic image capturing apparatus 1 receives a transfer request for other image data D from the console 58, the remaining lines L2, L3, L5, L6,. Only the image data D arranged in a row are read out. As described above, when all the image data D (or difference data ⁇ D) is automatically transferred after transferring the thinned data, the above-mentioned is automatically performed without waiting for a transfer request from the console 58. Only the image data D are read out.
  • control unit 22 firstly sets the image data D (2,1), D (2,2), D (2,3), D (2,4) arranged in the line L2 direction of the scanning line 5 from the storage unit 40. ),... And reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),... And their difference data ⁇ D (2, 1), ⁇ D (2, 2), ⁇ D (2, 3), ⁇ D (2, 4),... Are created, and the difference data ⁇ D is compressed with reference to the table of the Huffman code Hc.
  • control means 22 sends image data D (3, 1), D (3, 2), D (3, 3), D (3,4) from the storage means 40 in the direction of the line L3 of the scanning line 5. ,... And image data D (2,1), D (2,2), D (2,3), D (2,4),. Difference data ⁇ D (3,1), ⁇ D (3,2), ⁇ D (3,3), ⁇ D (3,4),... Are created and the difference between them is referred to the Huffman code Hc table. The data ⁇ D is compressed.
  • the console 58 refers to the Huffman code Hc table read from the ROM or the like and refers to each Huffman code. Decompress Hc to restore the original remaining image data.
  • the console 58 uses the read Huffman code Hc table in the same manner as described above. Referring to each Huffman code Hc, the original difference data ⁇ D is decompressed, and the decompressed original data is used by using the reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4),. The original remaining image data D is restored based on the difference data ⁇ D.
  • the console 58 combines the restored original remaining image data D and the image data D previously transferred and restored as a thinned image, and synthesizes the combined original image data shown in FIG. Data D is restored. Based on this, a complete radiographic image that is not a thinned image is formed.
  • the console 58 saves the restored original whole image data D in the storage unit 59, and performs the above-described gain correction on the restored original whole image data D in accordance with an instruction from the operator or automatically.
  • the image correction process is performed or displayed on the display screen 58a.
  • the original entire image data D may be restored and displayed on the display screen 58a, and the image data D arranged in the directions of the scanning lines 5 in the lines L1 to Lx may be restored. It is also possible to configure the display screen 58a to sequentially display each time it is performed.
  • the image data D arranged in the direction of the remaining lines L2, L3, L5, L6,... Of the scanning line 5 is converted into the lines L1, L4, L7,. ... It is also possible to perform a Huffman coding depending on the image data D arranged in the direction and restore it.
  • the reference data Dc (1), Dc (2), Dc (3), Dc (4) instead of creating the difference data ⁇ D from the image data D, as shown in FIG. 21, the respective image data D (1,1), D (1,2), D arranged in the direction of the line L1 of the scanning line 5 (1,3), D (1,4),..., And the image data D (2,1), D (2,2), D (2,3), D arranged in the direction of the line L2 of the scanning line 5.
  • the difference data ⁇ D is compressed by referring to them.
  • each image data D arranged in the direction of the line L3 of the scanning line 5
  • each image data D (2, 1), D (2, 2), D (2, 3) arranged in the direction of the line L2 of the scanning line 5 is used.
  • D (2, 4) ..., D (3, 1), ⁇ D (3, 2), ⁇ D (3, 3), ⁇ D (3, 4),.
  • the difference data ⁇ D is compressed with reference to the table.
  • the console 58 refers to the table of the Huffman code Hc and decompresses each Huffman code Hc, which is the compressed difference data ⁇ D, into the original difference data ⁇ D. Then, the image data D arranged in the direction of the lines L1, L4, L7, L10,... Of the scanning line 5 already restored as the thinned data, and the difference data ⁇ D (2, 1),. (5,1),..., .DELTA.D (8,1),..., .DELTA.D (11,1),..., Are added to each other, and are arranged in the lines L2, L5, L8, L11,. Each image data D is restored.
  • the original image data D arranged in the direction of the lines L2, L5, L8, L11,... Of the restored scanning line 5 and the difference data ⁇ D (3, 1),. ,..., .DELTA.D (9,1),..., .DELTA.D (12,1),... are added, and the original image data arranged in the direction of the lines L3, L6, L9, L12,. Restore D.
  • the thinned data is generated so that the data amount is reduced to 1/9 or 1/16 of the total image data D.
  • the control means 22 reads the image data D (1,1), D (1,4),... From the storage means 40, and the reference data Dc (1), Dc (4),. Difference data ⁇ D (1,1), ⁇ D (1,4),... Are created, and then image data D (4,1), D (4,4),. The process of creating the difference data ⁇ D (4,1), ⁇ D (4,4),... With the data D (1,1), D (1,4),. . Then, the difference data ⁇ D is compressed with reference to the Huffman code Hc table and transferred to the console 58 as described above.
  • the console 58 decompresses the Huffman code Hc, which is the compressed difference data ⁇ D transferred from the radiation image capturing apparatus 1, to the original difference data ⁇ D with reference to the Huffman code Hc table.
  • the original image data D is restored based on the decompressed original difference data ⁇ D by using the reference data Dc (1), Dc (4),.
  • the control unit 22 of the radiographic image capturing apparatus 1 receives the transfer request for other image data D from the console 58 or automatically transfers the thinned data, and then the same method as described above for the remaining image data D. Then, the difference data ⁇ D is created, compressed and transferred.
  • each difference data ⁇ D is created (that is, by the method shown in FIG. 20 or FIG. 21), and the other image data D (1,2), D (1,3), D (1,5), D For the image data D arranged downward from (1, 6),..., Each difference data ⁇ D is created in the manner of creating the difference data ⁇ D with respect to the normal image data D (see FIGS. 11 to 14). Compress.
  • the console 58 for the image data D arranged below the image data D (1,1), D (1,4),... In FIG.
  • the Huffman code Hc which is ⁇ D, is decompressed to the original difference data ⁇ D, and the original image data D is restored based on them.
  • image data D arranged below from image data D (1,2), D (1,3), D (1,5), D (1,6) for image data D arranged below from image data D (1,2), D (1,3), D (1,5), D (1,6),.
  • the Huffman code Hc which is the compressed difference data ⁇ D, is decompressed into the original difference data ⁇ D by decompressing and restoring the difference data ⁇ D with respect to D, and the original image data D is restored based on them.
  • the restored original remaining image data D and the image data D previously transferred and restored as a thinned image are combined and combined to completely restore the original whole image data D shown in FIG. .
  • the image data D (1, 1), D (1, 4),... are arranged downward (that is, arranged in the signal line direction) and the image data D (1, 2). ), D (1,3), D (1,5), D (1,6),...,
  • the processing for the image data D arranged downward is different, so that the difference data ⁇ D is created or compressed.
  • the configuration of the decompression process and the restoration process on the console 58 side may be complicated.
  • the method of creating and compressing all the image data D and the difference data ⁇ D transferred after transferring the thinned image is appropriately determined in consideration of the interface between the radiographic image capturing apparatus 1 and the console 58 and the like.
  • the thinned data when transferring the thinned data, the thinned data is not compressed, or the difference data ⁇ D is not created and compressed.
  • the raw thinned data that is not compressed is transferred to the console 58 side as it is. It may not take. That is, there is a case where there is not much difference in the time until the transfer is completed between the case where the difference data ⁇ D is created from the thinned data and compressed and transferred, and the case where the raw thinned data which is not compressed is transferred as it is. .
  • the radiographic image capturing apparatus 1 and the radiographic image capturing system 50 according to the present embodiment even when the compressed image data is compressed and transferred, the normal image data shown in the above embodiment is used.
  • the compression process for D and difference data ⁇ D it is possible to compress the data of the thinned image at a high compression rate Rc. For this reason, the data transfer time is shortened and the power consumption can be reduced.
  • the table of the Huffman code Hc is stored in the control means 22 of the radiation image capturing apparatus 1, the ROM of the console 58, etc.
  • the table is used by selecting from a plurality of types of tables or created on the radiation image capturing apparatus 1 side. It goes without saying that the table can be transferred to the console 58 side, or the table can be transmitted from the console 58 to the radiographic imaging apparatus 1 every radiographic imaging.

Abstract

　放射線画像撮影で取得された画像データを圧縮する際の圧縮率を向上させることが可能な放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。　放射線画像撮影装置１は、互いに交差するように配設された複数の走査線５および複数の信号線６と、複数の走査線５と複数の信号線６で区画された各領域ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７とを備える検出部Ｐと、放射線検出素子７から信号線６を通じて電荷を読み出し、放射線検出素子７ごとに電荷を電気信号に変換して画像データＤとして出力する読み出し回路１７と、放射線検出素子７ごとの画像データＤに関して圧縮処理を行う圧縮手段２２、４４とを備え、圧縮手段２２、４４は、同じ信号線６に接続された複数の放射線検出素子７から出力された各画像データＤについて、隣接する放射線検出素子７の画像データＤ同士の差分データΔＤを作成し、当該差分データΔＤに対して圧縮処理を行う。

Description

放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
　本発明は、放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムに係り、特に、画像データを圧縮して転送する放射線画像撮影装置およびそれを受信して元の画像データに復元する放射線画像撮影システムに関する。
　照射されたＸ線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が種々開発されている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。
　このタイプの放射線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来は支持台（或いはブッキー装置）と一体的に形成されていたが（例えば特許文献１参照）、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納した可搬型の放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている（例えば特許文献２、３参照）。
　ところで、このような放射線画像撮影装置では、複数の放射線検出素子が二次元状（マトリクス状）に配列されて検出部が形成されるが、その際、放射線検出素子の数（すなわち画素数）は、通常、数百万～数千万画素或いはそれ以上の画素数にのぼる。そのため、各放射線検出素子から読み出された画像データを外部装置に圧縮せずに転送すると、転送時間が長くなる。また、バッテリが内蔵された可搬型の放射線画像撮影装置では、画像データの転送時間が長くなると、転送の際に消費される電力が大きくなり、バッテリの消耗につながる。
　そこで、例えば特許文献４や特許文献５に記載されているように、読み出された画像データは、通常、可逆圧縮（ロスレス圧縮ともいう。）や非可逆圧縮（不可逆圧縮ともいう。）等のデータ圧縮方法で圧縮されて、コンソールやサーバ等の外部装置に転送される。
　そして、例えば、放射線画像撮影装置を、被写体として患者の頭部や胸部、手足等の身体の一部を撮影し、取得された放射線画像を医用画像として診断等に用いる医用画像の撮影装置として用いる場合には、画像データを圧縮するデータ圧縮方法としては、一般的には、圧縮により画像データが有する情報の一部が失われてしまう非可逆圧縮の方法よりも圧縮前の画像データと復元後の画像データとが完全に一致するように圧縮を行う可逆圧縮の方法が採用されることが好ましいと考えられている。
特開平９－７３１４４号公報 特開２００６－５８１２４号公報 特開平６－３４２０９９号公報 特開２０００－２７５３５０号公報 特開２００５－２８７９２７号公報
　ところで、放射線画像撮影後に各放射線検出素子から読み出された画像データのデータ圧縮方法に関する本願発明者らの研究によると、例えばハフマン符号化を用いた従来の画像データの可逆圧縮を行った場合、図２３のａ～ｃに示すように、撮影部位（胸部、頭蓋骨、腰椎等）やその撮影方向（正面、側面等）によって画像データの圧縮率（compression ratio）Ｒｃに比較的大きな差が生じる場合があることが分かった。
　また、図２３のｄに示す「絞りあり」は、同図ｃの「腰椎側面」の撮影において、患者の腰椎部分の周囲の部分に照射され、放射線画像撮影装置に直接照射される放射線の照射部分（いわゆる素抜け部）をなくす或いは少なくするために、放射線の照射範囲を絞って撮影した場合の圧縮率Ｒｃを表している。このように、絞りを入れると圧縮率Ｒｃが上がるという知見も得られている。
　さらに、図２３のｅ、ｆは、被写体が存在しない状態で装置に対して放射線を直接に一様に照射した場合の圧縮率Ｒｃを表しており、ｅは照射した放射線の線量が小さい場合、ｆは照射した放射線の線量をより大きくした場合が示されている。このように、放射線画像撮影装置に照射する放射線の線量が増大するほど、得られた画像データの圧縮率Ｒｃが悪化する場合があることが分かった。
　なお、図２３では、圧縮率Ｒｃは、圧縮前のデータ量から圧縮された後のデータ量を差し引いた値を圧縮前のデータ量で除算した値として計算されている。そのため、圧縮率Ｒｃが高いほど圧縮後のデータ量は少ない。また、図２３のａ～ｆの圧縮率Ｒｃの計算には、同じハフマンコードのテーブルが用いられている。
　本願発明者は、上記のように種々の撮影条件における圧縮率Ｒｃに差異が生じる原因等を詳しく解析した結果、放射線画像撮影装置で取得される画像データの圧縮率Ｒｃをより向上させることができる可逆的なデータ圧縮方法を見出すことができた。
　本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、放射線画像撮影で取得された画像データを圧縮する際の圧縮率を向上させることが可能な放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。
　前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像撮影装置は、
　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
　前記放射線検出素子ごとの画像データに関して圧縮処理を行う圧縮手段と、
　を備え、
　前記圧縮手段は、前記信号線ごとに、同じ前記信号線に接続された複数の前記放射線検出素子から出力された前記各画像データに対する圧縮処理を行うことを特徴とする。
　また、本発明の放射線画像撮影装置は、
　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
　前記放射線検出素子ごとの画像データに関して圧縮処理を行う圧縮手段と、
　を備え、
　前記圧縮手段は、同じ前記信号線に接続された複数の前記放射線検出素子から出力された前記各画像データについて、隣接する前記放射線検出素子の前記画像データ同士の差分を算出して差分データを作成し、当該差分データに対して圧縮処理を行うことを特徴とする。
　また、本発明の放射線画像撮影装置は、
　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
　前記画像データから走査線単位毎の画像データを間引き抽出して間引きデータを生成する間引きデータ生成手段と、
　前記間引きデータに対して圧縮処理を行う圧縮手段と、
　を備え、
　前記圧縮手段は、信号線方向に隣接する前記間引きデータに対して圧縮処理を行う又は、信号線方向に隣接する前記間引きデータに対して差分を算出して差分データを作成し当該差分データに対して圧縮処理を行うことを特徴とする。
　また、本発明の放射線画像撮影システムは、
　前記圧縮処理が施された前記画像データを転送する転送手段を備える放射線画像撮影装置と、
　前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記画像データを元の前記画像データに解凍して復元するコンソールと、
　を備えることを特徴とする。
　また、本発明の放射線画像撮影システムは、
　前記圧縮処理が施された前記差分データを転送する転送手段を備える放射線画像撮影装置と、
　前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記差分データを元の前記差分データに解凍し、解凍した前記元の差分データに基づいて元の前記画像データを復元するコンソールと、
　を備えることを特徴とする。
　本発明のような方式の放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムによれば、従来のように走査線方向ではなく、それに直交する信号線方向の各画像データや各差分データ、すなわち同じ信号線に接続された複数の放射線検出素子から出力された各画像データやそれらの差分データに対して圧縮処理を行うように構成したため、同一の読み出し回路で読み出された各画像データやそれらの差分データに対して圧縮処理が行われる。
　そのため、従来の走査線方向に並ぶ各画像データやそれらの差分データに対する圧縮処理のように各読み出し回路の出力特性のばらつきに依存して画像データや差分データの分布が広がって圧縮率が低下してしまうことを防止することが可能となり、放射線画像撮影で取得された画像データやそれらの差分データを圧縮する際の圧縮率を的確に向上させることが可能となる。
　また、同一の読み出し回路で読み出された各画像データやそれらの差分データは正規分布状に分布するため、放射線画像撮影装置に照射する放射線の線量が大きくなっても、圧縮された画像データや差分データにおいて、出現頻度が高いデータに短いコードが割り当てられる状態が維持される。そのため、照射される放射線の線量に関わらず高い圧縮率を維持することが可能となる。また、そのため、画像中に素抜け部が撮影される撮影環境においても、画像データや差分データを高い圧縮率で圧縮することが可能となる。
　さらに、画像データや差分データを高い圧縮率で圧縮することが可能となることで、転送するデータ量が軽減され、転送時間も短縮されるため、放射線画像撮影装置や放射線画像撮影システム全体の消費電力を低減させることが可能となる。
本実施形態に係る放射線画像撮影装置を示す斜視図である。 図１におけるＡ－Ａ線に沿う断面図である。 放射線画像撮影装置の基板の構成を示す平面図である。 図３の基板上の小領域に形成された放射線検出素子とＴＦＴ等の構成を示す拡大図である。 図４におけるＸ－Ｘ線に沿う断面図である。 ＣＯＦやＰＣＢ基板等が取り付けられた基板を説明する側面図である。 放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。 検出部を構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。 各読み出しＩＣで放射線検出素子から一斉に読み出された画像データがバッファメモリに蓄積された後並べ替えられて記憶手段に送信される状態を説明する図である。 従来の画像データの圧縮処理で走査線方向に並ぶ各画像データごとに圧縮処理が行われる状態を説明する図である。 本発明の画像データの圧縮処理で信号線方向の各画像データごとに圧縮処理が行われる状態を説明する図である。 レジスタ部の構成、および本実施形態における同じ信号線に接続された信号線方向に隣接する画像データ同士の差分データの作成の仕方を説明する図である。 走査線のラインＬ１に接続された各放射線検出素子から読み出された各画像データについては基準データとの差分データが算出されることを説明する図である。 図１４（Ａ）～図１４（Ｃ）１つのバッファレジスタを用いて同じ信号線に接続された信号線方向に隣接する画像データ同士の差分データを作成する仕方を説明する図である。 図１５（Ａ）装置に一様に放射線を照射した場合に同じ走査線に接続された各放射線検出素子から出力された画像データの差分データの分布を示すグラフであり、図１５（Ｂ）は図１５（Ａ）において放射線の線量を大きくした場合の差分データの分布を示すグラフである。 図１６（Ａ）装置に一様に放射線を照射した場合に同じ信号線に接続された各放射線検出素子から出力された画像データの差分データの分布を示すグラフであり、図１６（Ｂ）は図１６（Ａ）において放射線の線量を大きくした場合の差分データの分布を示すグラフである。 ａ～ｆの左側の棒グラフは各条件で信号線方向の画像データについて差分データを圧縮処理した場合の各圧縮率を表し、右側の棒グラフは各条件で走査線方向に並ぶ画像データについて差分データを圧縮処理した場合の各圧縮率を表す。 本実施形態に係る放射線画像撮影システムの全体構成を示す図である。 （Ａ）間引きデータを作成するために抽出される各画像データの例を示す図であり、（Ｂ）抽出した間引きデータを集めた状態を表す図である。 残りの画像データを抽出して集めた状態を表す図である。 残りの画像データについての差分データを間引きデータに基づいて作成することを説明する図である。 間引きデータを作成するために抽出される各画像データの別の例を示す図である。 ａ～ｆの各条件で走査線方向に並ぶ画像データについて差分データを圧縮処理する従来の圧縮処理における各圧縮率を表すグラフである。
　以下、本発明に係る放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。
　なお、以下では、放射線画像撮影装置が、シンチレータ等を備え、照射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置である場合について説明するが、本発明は、直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することが可能である。また、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、支持台等と一体的に形成された放射線画像撮影装置に対しても適用される。
［放射線画像撮影装置］
　図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図２は、図１のＡ－Ａ線に沿う断面図である。本実施形態に係る放射線画像撮影装置１は、図１や図２に示すように、筐体２内にシンチレータ３や基板４等が収納されて構成されている。
　筐体２は、少なくとも放射線入射面Ｒが放射線を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。なお、図１や図２では、筐体２がフレーム板２Ａとバック板２Ｂとで形成された、いわゆる弁当箱型である場合が示されているが、筐体２を一体的に角筒状に形成した、いわゆるモノコック型とすることも可能である。
　また、図１に示すように、筐体２の側面部分には、電源スイッチ３６や、ＬＥＤ等で構成されたインジケータ３７、図示しないバッテリ４１（後述する図７参照）の交換等のために開閉可能とされた蓋部材３８等が配置されている。また、本実施形態では、蓋部材３８の側面部には、画像データ等を、後述するコンソール５８（図１８参照）等の外部装置に無線で転送するための転送手段であるアンテナ装置３９が埋め込まれている。なお、画像データ等を外部装置に有線方式で転送するように構成することも可能であり、その場合は、例えば、転送手段として、ケーブル等を差し込むなどして接続するための接続端子等が放射線画像撮影装置１の側面部等に設けられる。
　また、図２に示すように、筐体２の内部には、基板４の下方側に図示しない鉛の薄板等を介して基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４等が取り付けられている。なお、本実施形態では、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒには、それらを保護するためのガラス基板３５が配設されている。
　シンチレータ３は、基板４の後述する検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。シンチレータ３は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００～８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。
　基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各小領域ｒには、放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。
　このように、走査線５と信号線６で区画された各小領域ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた領域ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。
　本実施形態では、放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、図３や図４の拡大図に示すように、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。
　そして、ＴＦＴ８は、後述する走査駆動手段１５により、接続された走査線５にオン電圧が印加され、ゲート電極８ｇにオン電圧が印加されるとオン状態となり、放射線検出素子７内で発生し蓄積されている電荷を信号線６に放出させるようになっている。また、ＴＦＴ８は、接続された走査線５にオフ電圧が印加され、ゲート電極８ｇにオフ電圧が印加されるとオフ状態となり、放射線検出素子７から信号線６への電荷の放出を停止して、放射線検出素子７内で発生した電荷を放射線検出素子７内に保持して蓄積させるようになっている。
　ここで、本実施形態における放射線検出素子７やＴＦＴ８の構造について、図５に示す断面図を用いて簡単に説明する。図５は、図４におけるＸ－Ｘ線に沿う断面図である。
　基板４の面４ａ上に、ＡｌやＣｒ等からなるＴＦＴ８のゲート電極８ｇが走査線５と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極８ｇ上および面４ａ上に積層された窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層８１上のゲート電極８ｇの上方部分に、水素化アモルファスシリコン（ａ－Ｓｉ）等からなる半導体層８２を介して、放射線検出素子７の第１電極７４と接続されたソース電極８ｓと、信号線６と一体的に形成されるドレイン電極８ｄとが積層されて形成されている。
　ソース電極８ｓとドレイン電極８ｄとは、窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第１パッシベーション層８３によって分割されており、さらに第１パッシベーション層８３は両電極８ｓ、８ｄを上側から被覆している。また、半導体層８２とソース電極８ｓやドレイン電極８ｄとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたオーミックコンタクト層８４ａ、８４ｂがそれぞれ積層されている。以上のようにしてＴＦＴ８が形成されている。
　また、放射線検出素子７の部分では、基板４の面４ａ上に前記ゲート絶縁層８１と一体的に形成される絶縁層７１の上にＡｌやＣｒ等が積層されて補助電極７２が形成されており、補助電極７２上に前記第１パッシベーション層８３と一体的に形成される絶縁層７３を挟んでＡｌやＣｒ、Ｍｏ等からなる第１電極７４が積層されている。第１電極７４は、第１パッシベーション層８３に形成されたホールＨを介してＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。
　第１電極７４の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてｎ型に形成されたｎ層７５、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるｉ層７６、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてｐ型に形成されたｐ層７７が下方から順に積層されて形成されている。
　放射線画像撮影装置１の筐体２の放射線入射面Ｒから放射線が入射し、シンチレータ３で可視光等の電磁波に変換され、変換された電磁波が図中上方から照射されると、電磁波は放射線検出素子７のｉ層７６に到達して、ｉ層７６内で電子正孔対が発生する。放射線検出素子７は、このようにして、シンチレータ３から照射された電磁波を電荷に変換するようになっている。
　また、ｐ層７７の上には、ＩＴＯ等の透明電極とされた第２電極７８が積層されて形成されており、照射された電磁波がｉ層７６等に到達するように構成されている。本実施形態では、以上のようにして放射線検出素子７が形成されている。なお、ｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の積層の順番は上下逆であってもよい。また、本実施形態では、放射線検出素子７として、上記のようにｐ層７７、ｉ層７６、ｎ層７５の順に積層されて形成されたいわゆるｐｉｎ型の放射線検出素子を用いる場合が説明されているが、これに限定されない。
　放射線検出素子７の第２電極７８の上面には、第２電極７８を介して放射線検出素子７にバイアス電圧を印加するバイアス線９が接続されている。なお、放射線検出素子７の第２電極７８やバイアス線９、ＴＦＴ８側に延出された第１電極７４、ＴＦＴ８の第１パッシベーション層８３等、すなわち放射線検出素子７とＴＦＴ８の上面部分は、その上方側から窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる第２パッシベーション層７９で被覆されている。
　図３や図４に示すように、本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、基板４の検出部Ｐの外側の位置で結線１０に結束されている。
　本実施形態では、図３に示すように、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう）１１に接続されている。各入出力端子１１には、図６に示すように、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂを構成するゲートＩＣ１２ａ等のチップが組み込まれたＣＯＦ（Chip On Film）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。
　また、ＣＯＦ１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置１の基板４部分が形成されている。なお、図６では、電子部品３２等の図示が省略されている。
　ここで、放射線画像撮影装置１の回路構成について説明する。図７は本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の等価回路を表すブロック図であり、図８は検出部Ｐを構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。
　前述したように、基板４の検出部Ｐの各放射線検出素子７は、その第２電極７８にそれぞれバイアス線９が接続されており、各バイアス線９は結線１０に結束されてバイアス電源１４に接続されている。バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の第２電極７８にそれぞれバイアス電圧を印加するようになっている。また、バイアス電源１４は、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２は、バイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を制御するようになっている。
　本実施形態では、バイアス線９の結線１０に、結線１０（バイアス線９）を流れる電流の電流量を検出する電流検出手段４３が設けられている。そして、前述したように、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されると各放射線検出素子７のｉ層７６（図５参照）内で電子正孔対が発生し、それがバイアス線９や結線１０に流れ出して結線１０等に電流が流れるが、電流検出手段４３は、その結線１０を流れる電流の増減を検出して放射線の照射の開始や終了を検出できるようになっている。なお、本発明においては、電流検出手段４３は必ずしも設けられなくてもよい。
　図７や図８に示すように、本実施形態では、放射線検出素子７のｐ層７７側（図５参照）に第２電極７８を介してバイアス線９が接続されていることからも分かるように、バイアス電源１４からは、放射線検出素子７の第２電極７８にバイアス線９を介してバイアス電圧として放射線検出素子７の第１電極７４側にかかる電圧以下の電圧（すなわちいわゆる逆バイアス電圧）が印加されるようになっている。
　各放射線検出素子７の第１電極７４はＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図７、図８中ではＳと表記されている。）に接続されており、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇ（図７、図８中ではＧと表記されている。）は、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから延びる走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄ（図７、図８中ではＤと表記されている。）は各信号線６にそれぞれ接続されている。
　走査駆動手段１５は、本実施形態では、ゲートドライバ１５ｂにオン電圧とオフ電圧を供給する電源回路１５ａと、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧の間で切り替えて各ＴＦＴ８のオン状態とオフ状態とを切り替えるゲートドライバ１５ｂとを備えている。本実施形態では、ゲートドライバ１５ｂは、前述したゲートＩＣ１２ａが複数並設されて形成されている。
　各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。なお、読み出しＩＣ１６には１本の信号線６に１個ずつ読み出し回路１７が設けられている。
　読み出し回路１７は、増幅回路１８と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路１９と、アナログマルチプレクサ２１と、Ａ／Ｄ変換器２０とで構成されている。なお、図７や図８中では、相関二重サンプリング回路１９はＣＤＳと表記されている。また、図８中では、アナログマルチプレクサ２１は省略されている。
　本実施形態では、増幅回路１８はチャージアンプ回路で構成されており、オペアンプ１８ａと、オペアンプ１８ａにそれぞれ並列にコンデンサ１８ｂおよび電荷リセット用スイッチ１８ｃが接続されて構成されている。また、増幅回路１８には、増幅回路１８に電力を供給するための電源供給部１８ｄが接続されている。
　また、増幅回路１８のオペアンプ１８ａの入力側の反転入力端子には信号線６が接続されており、増幅回路１８の入力側の非反転入力端子には基準電位Ｖ０が印加されるようになっている。なお、基準電位Ｖ０は適宜の値に設定され、本実施形態では、例えば０［Ｖ］が印加されるようになっている。
　また、増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃは、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２によりオン／オフが制御されるようになっている。各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理時に、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオフの状態で放射線検出素子７のＴＦＴ８がオン状態とされると（すなわち、ＴＦＴ８のゲート電極８ｇに走査線５を介して信号読み出し用のオン電圧が印加されると）、当該放射線検出素子７から放出された電荷がコンデンサ１８ｂに流入して蓄積され、蓄積された電荷量に応じた電圧値がオペアンプ１８ａの出力側から出力されるようになっている。
　増幅回路１８は、このようにして、各放射線検出素子７から出力された電荷量に応じて電圧値を出力して電荷電圧変換するようになっている。また、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオン状態とされると、増幅回路１８の入力側と出力側とが短絡されてコンデンサ１８ｂに蓄積された電荷が放電されて増幅回路１８がリセットされるようになっている。なお、増幅回路１８を、放射線検出素子７から出力された電荷に応じて電流を出力するように構成することも可能である。
　各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理時に、各放射線検出素子７から電荷が読み出され、増幅回路１８で電荷電圧変換されて出力された電圧値は、相関二重サンプリング回路１９でサンプリング処理されて画像データとして下流側に出力される。そして、相関二重サンプリング回路１９から出力された各放射線検出素子７の画像データは、アナログマルチプレクサ２１（図７参照）に送信され、アナログマルチプレクサ２１から順次Ａ／Ｄ変換器２０に送信される。そして、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値の画像データに変換されて記憶手段４０に出力されて順次保存されるようになっている。
　なお、本実施形態では、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理の際には、オン電圧が印加される走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘが順次切り替えられながら、上記のような各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理が行われるようになっている。
　本実施形態では、例えば１２８本の信号線６を１つの読み出しＩＣ１６で処理するように構成されている。すなわち、１つの読み出しＩＣ１６は、各信号線６に対応して１２８個の読み出し回路１７（すなわち増幅回路１８や相関二重サンプリング回路１９等）と、１つのアナログマルチプレクサ２１と、１つのＡ／Ｄ変換器２０等で形成されるようになっている。
　そして、信号線６の本数が例えば２０４８本であるとすると、２０４８÷１２８＝１６個の読み出しＩＣ１６が並設されて読み出し部が形成されるようになっている。なお、以下、１つの読み出しＩＣ１６内に形成された読み出し回路１７の数、すなわち１つの読み出しＩＣ１６に接続される信号線６の本数が１２８であり、信号線６の総本数が２０４８本であることを前提に説明するが、本発明がこの場合に限定されないことは言うまでもない。
　図９に示すように、画像データの読み出し処理の際に、例えば走査線５のラインＬ１にオン電圧が印加されると、走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子（１，１）～（１，２０４８）から一斉に画像データが読み出されてパラレルに各読み出しＩＣ１６に送られる。
　そして、各読み出しＩＣ１６の各読み出し回路１７（図９では図示省略）で電荷電圧変換等が行われ、パラレルに送信されてきた各１２８個の画像データを、各読み出しＩＣ１６中の各アナログマルチプレクサ２１（図示省略）でＡ／Ｄ変換器２０（図示省略）に順次シリアル転送し、デジタル化された画像データがＡ／Ｄ変換器２０から一旦バッファメモリ４５に蓄積されるようになっている。
　すなわち、各放射線検出素子（ｘ，ｙ）に対応する画像データをＤ（ｘ，ｙ）と表すと、各読み出しＩＣ１６から、まず、Ｄ（１，１）、Ｄ（１，１２９）、Ｄ（１，２５７）、…、Ｄ（１，１９２１）の各画像データが送信されてバッファメモリ４５に蓄積され、続いて、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，１３０）、Ｄ（１，２５８）、…、Ｄ（１，１９２２）の各画像データＤが送信されてバッファメモリ４５に蓄積される。
　そして、バッファメモリ４５に、走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子（１，１）～（１，２０４８）からの各画像データＤ（１，１）～Ｄ（１，２０４８）が蓄積されると、各画像データＤが画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…の順に並べ替えられて記憶手段４０に順次送信されて保存されるようになっている。
　また、走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子（１，１）～（１，２０４８）からの各画像データＤ（１，１）～Ｄ（１，２０４８）の読み出し処理が終了すると、続いて、オン電圧が印加される走査線５のラインがＬ２に切り替えられる。そして、同様にして各画像データＤ（２，１）～Ｄ（２，２０４８）が各読み出しＩＣ１６ごとにバッファメモリ４５に送信されて並べ替えられた後、記憶手段４０に順次送信されて保存される。
　そして、この読み出し処理と記憶手段４０への保存処理とが走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとに順次繰り返されて、全ての放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し処理が行われるようになっている。
　なお、この画像データＤの並べ替えの処理は、画像データＤを転送する図示しない外部装置がどのような装置であっても、通常、画像データＤをＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…の順番で転送すれば対応することができるため、画像データＤの記憶手段４０への保存の段階で、汎用的に画像データＤを上記の順番に並べ替えて保存するための処理である。
　従って、予め放射線画像撮影装置１から外部装置に各画像データＤを転送する順番等を取り決めておくことができる場合には、その取り決めに従って画像データＤを並べ替えるように構成することが可能である。
　また、予め放射線画像撮影装置１から外部装置に各画像データＤを、例えば各読み出しＩＣ１６から出力される順にＤ（１，１）、Ｄ（１，１２９）、…、Ｄ（１，１９２１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，１３０）、…、Ｄ（１，１９２２）、…の順番で転送するように取り決めておけば、各読み出しＩＣ１６から出力された画像データＤを、バッファメモリ４５を介さずに直接記憶手段４０に順次送信して保存することも可能となる。
　さらに、上記のような画像データＤの並べ替えを行う場合、各画像データＤの記憶手段４０への保存の際ではなく、各画像データＤを記憶手段４０から読み出す際に画像データＤの並べ替えを行うように構成することも可能である。
　なお、本実施形態では、上記のように各放射線検出素子７から読み出した各画像データＤを一旦記憶手段４０に保存した後、放射線画像撮影装置１から図示しない外部装置に転送する際に各画像データＤに対する圧縮処理を行う場合について説明するが、各放射線検出素子７から読み出された各画像データＤを、記憶手段４０に保存せずに、或いは記憶手段４０への保存と並行して別処理として各画像データＤに対して圧縮処理を施して直接転送するように構成することも可能である。
　制御手段２２は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read OnlyMemory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等により構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。そして、制御手段２２は、放射線画像撮影装置１の各部材の動作等を制御するようになっている。また、図７等に示すように、制御手段２２には、ＤＲＡＭ（Dynamic　ＲＡＭ）等で構成される記憶手段４０が接続されている。
　また、本実施形態では、制御手段２２には、前述したアンテナ装置３９が接続されており、さらに、検出部Ｐや走査駆動手段１５、読み出し回路１７、記憶手段４０、バイアス電源１４等の各部材に電力を供給するためのバッテリ４１が接続されている。また、バッテリ４１には、クレードル等の図示しない充電装置からバッテリ４１に電力を供給してバッテリ４１を充電する際の接続端子４２が取り付けられている。
　前述したように、制御手段２２は、バイアス電源１４を制御してバイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を設定したり、読み出し回路１７の増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃのオン／オフを制御したり、相関二重サンプリング回路１９にパルス信号を送信して、そのサンプルホールド機能のオン／オフを制御する等の各種の処理を実行するようになっている。
　また、制御手段２２は、各放射線検出素子７のリセット処理時や放射線画像撮影後の各放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し時に、走査駆動手段１５に対して、走査駆動手段１５から各走査線５を介して各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えさせるためのパルス信号を送信するようになっている。
　また、本実施形態では、制御手段２２には、少なくとも２つのバッファレジスタを備えたレジスタ部４４が接続されており、制御手段２２とレジスタ部４４とで本発明の圧縮手段、間引きデータ生成手段が形成されている。
　なお、本実施形態では、レジスタ部４４は制御手段２２を構成するＦＰＧＡに一体的に設けられている。また、制御手段２２がＣＰＵ等からなるコンピュータで構成されている場合には、コンピュータに既設のレジスタをレジスタ部４４として用いるように構成することも可能である。さらに、本実施形態では、レジスタ部４４には２つのバッファレジスタが設けられているが、後述するように１つのバッファレジスタを設けるように構成することも可能であり、３つ以上のバッファレジスタを設けるように構成してもよい。
　以下、圧縮手段としての制御手段２２による本発明に係る画像データＤの圧縮処理について説明する。
　なお、本実施形態では、後述するように、記憶手段４０から読み出された画像データＤの差分データΔＤに圧縮処理を施した後、そのまま記憶手段４０に保存せずにアンテナ装置３９から無線方式で外部装置に転送する場合について説明するが、圧縮された差分データΔＤを放射線画像撮影装置７の記憶手段４０に保存するように構成することも可能である。
　ここで、本発明に係る画像データＤの圧縮処理の特徴について説明する。
　上記のように、各画像データＤが、走査線５の各ラインＬｎごとにＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…の順番で記憶手段４０に保存されるように構成されている場合、記憶手段４０からの各画像データの読み出しの際には、同じ順番で読み出すように構成すれば各画像データを容易に読み出すことができる。
　そこで、従来の画像データＤの圧縮処理では、一般的に、図１０に示すように、記憶手段４０から走査線５の各ラインＬｎの画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…を読み出すごとに各画像データＤが圧縮される。つまり、画像データＤの圧縮処理は走査線方向に並ぶ各画像データＤ（すなわち同じ走査線５に接続された各放射線検出素子７から出力された各画像データＤ）に対して圧縮処理が行われ、しかも、この画像データＤの圧縮処理が走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとに行われる。なお、図１０における各画像データＤの下方の矢印は、圧縮処理を行う方向、すなわちこの場合は走査線方向を表す。
　それに対して、本発明の画像データＤの圧縮処理では、図１１に示すように、記憶手段４０から走査線５の各ラインＬｎの画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…を、走査線５に直交するように配置された信号線方向の各画像データＤ、すなわち同じ信号線６に接続された各放射線検出素子から出力された各画像データＤに対して圧縮処理が行われ、この画像データＤの圧縮処理が信号線６ごとに行われるように構成されている。なお、図１１における各画像データＤ上の縦方向の矢印は、圧縮処理を行う方向、すなわちこの場合は信号線方向を表す。
　また、画像データＤの圧縮処理では、信号線方向の各画像データＤをそのまま圧縮するように構成することも可能である。しかし、本実施形態の画像データＤは、旧来の銀塩フィルムを用いたアナログ画像に匹敵する程度に細かく階調区分されているため、各画像データＤがとり得るデータ値のダイナミックレンジ（dynamic range）が非常に大きくなる。
　例えば、画像データＤを３万階調とした場合、画像データＤは０～３００００の間の各データ値をとり得る。そのため、例えば後述するようにハフマン符号化等の画像データＤの圧縮方法を用いた場合、画像データＤの圧縮率Ｒｃが必ずしも良好な値にならない可能性がある。
　一方、放射線画像の場合、互いに隣接する画像データＤ同士の差分を算出すると、差分の分布は比較的狭い範囲の分布になることが知られている。そこで、従来から、記憶手段４０から読み出されたり各放射線検出素子７から読み出されたりした走査線５の各ラインＬｎごとの画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…（図１０参照）に対して、隣接する画像データＤ同士の差分を算出して差分データを作成し、その差分データに対して圧縮処理を行うことが一般的に行われている。
　本実施形態の放射線画像撮影装置１においても、この隣接する画像データＤ同士の差分を算出して作成された差分データに対する圧縮処理の手法が採用されるが、前述したように、本実施形態では、信号線方向の各画像データＤ、すなわち同じ信号線６に接続された各放射線検出素子から出力された各画像データＤ（１，ｍ）、Ｄ（２，ｍ）、Ｄ（３，ｍ）、Ｄ（４，ｍ）、…（図１１参照）に対して、隣接する画像データＤ同士の差分を算出して差分データΔＤを作成し、その差分データΔＤに対して圧縮処理を行うように構成されている。
　具体的には、本実施形態では、レジスタ部４４は、図１２に示すように、少なくとも２つのバッファレジスタ４４ａ、４４ｂが設けられており、また、圧縮された各差分データΔＤを、アンテナ装置３９を介して外部装置に転送する前に一時的に格納するバッファメモリ４４ｃが設けられている。
　そして、制御手段２２は、画像データＤ（差分データΔＤ）の圧縮処理時には、記憶手段４０から、隣接する走査線５の各ラインＬｎ、Ｌｎ＋１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…、Ｄ（ｎ＋１，１）、Ｄ（ｎ＋１，２）、Ｄ（ｎ＋１，３）、Ｄ（ｎ＋１，４）、…をそれぞれ読み出してバッファレジスタ４４ａ，４４ｂにそれぞれ一時的に蓄積させる。
　そして、バッファレジスタの４４ａ，４４ｂの同じ番地の画像データＤ同士は、同じ信号線６に接続された各放射線検出素子から出力された画像データＤであるので、同じ番地の画像データ同士の差分ΔＤ（すなわちΔＤ（ｎ＋１，１）、ΔＤ（ｎ＋１，２）、ΔＤ（ｎ＋１，３）、ΔＤ（ｎ＋１，４）、…）を算出することで、同じ信号線６に接続された信号線方向に隣接する放射線検出素子７の画像データＤ同士の差分データΔＤを作成するようになっている。
　その際、差分データΔＤを作成するために、記憶手段４０から毎回隣接する２ライン分の走査線方向に並ぶ各画像データＤを読み出すように構成すると読み出し制御が面倒なものとなる。
　そのため、本実施形態では、制御手段２２は、隣接する走査線５の各ラインＬｎ、Ｌｎ＋１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤ同士の差分データΔＤを算出すると、各画像データＤ（ｎ＋１，１）、Ｄ（ｎ＋１，２）、Ｄ（ｎ＋１，３）、Ｄ（ｎ＋１，４）、…をバッファレジスタ４４ｂからバッファレジスタ４４ａに移し、空になったバッファレジスタ４４ｂに次に隣接する走査線５のラインＬｎ＋２の走査線方向に並ぶ各画像データＤ（ｎ＋２，１）、Ｄ（ｎ＋２，２）、Ｄ（ｎ＋２，３）、Ｄ（ｎ＋２，４）、…を蓄積させる。
　そして、差分データΔＤ（ｎ＋２，１）、ΔＤ（ｎ＋２，２）、…を算出すると、各画像データＤ（ｎ＋２，１）、Ｄ（ｎ＋２，２）、…をバッファレジスタ４４ｂからバッファレジスタ４４ａに移し、バッファレジスタ４４ｂに各画像データＤ（ｎ＋３，１）、Ｄ（ｎ＋３，２）、…を蓄積させる。このようにして、各画像データＤをバッファレジスタ４４ｂからバッファレジスタ４４ａに移し替えながらバッファレジスタ４４ａ、４４ｂの同じ番地の画像データＤ同士の差分ΔＤを算出する処理を繰り返して差分データΔＤを順次作成していくようになっている。
　上記のように構成する場合、最初の走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…の差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、ΔＤ（１，３）、ΔＤ（１，４）、…を算出するための基準となるデータが必要となる。そのため、本実施形態では、予め設定された基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…がＲＯＭ等のメモリに予め保存されている。
　そして、制御手段２２は、各差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、ΔＤ（１，３）、ΔＤ（１，４）、…を算出する際には、図１３に示すように、メモリから読み出した基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、…をバッファレジスタ４４ａに蓄積させ、記憶手段４０から読み出した走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、…をバッファレジスタ４４ｂに蓄積させて、その差分ΔＤを差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、…として算出するようになっている。
　その際、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、…の各値は、同一の値に設定されてもよく、また、互いに異なる値に設定することも可能であり、予め適宜設定される。
　なお、レジスタ部４４にバッファレジスタ４４ａが１つしか設けられていない場合でも上記と同様の信号線方向に隣接する画像データＤ同士の差分を算出して差分データΔＤを作成するように構成することが可能である。
　図１４（Ａ）～（Ｃ）に示すように、隣接する走査線５の各ラインＬｎ、Ｌｎ＋１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤのうち、走査線５のラインＬｎの走査線方向に並ぶ各画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…がバッファレジスタ４４ａに蓄積されているものとする。
　この状態で、制御手段２２は、隣接する走査線５のラインＬｎ＋１の走査線方向に並ぶ各画像データＤ（ｎ＋１，１）、Ｄ（ｎ＋１，２）、Ｄ（ｎ＋１，３）、Ｄ（ｎ＋１，４）、…を記憶手段４０から順次読み出してきて、それぞれ対応する各画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…と順次置換しながらバッファレジスタ４４ａに蓄積するが、その際、対応する画像データＤ同士の差分データΔＤを算出してから置換するように構成する。
　このように構成すれば、バッファレジスタ４４ａが１つしか設けられていない場合でも、上記と同様にして、同じ信号線６に接続された隣接する放射線検出素子７から出力された画像データＤ同士の差分データΔＤを作成することが可能となる。
　また、このようにして差分データΔＤが作成され置換されながらバッファレジスタ４４ａに蓄積された各画像データＤ（ｎ＋１，１）、Ｄ（ｎ＋１，２）、Ｄ（ｎ＋１，３）、Ｄ（ｎ＋１，４）、…が、今度は、続いて記憶手段４０から順次読み出された各画像データＤ（ｎ＋２，１）、Ｄ（ｎ＋２，２）、Ｄ（ｎ＋２，３）、Ｄ（ｎ＋２，４）、…に順次差分データΔＤが作成されながら置換される。そのため、バッファレジスタ４４ａが１つしか設けられていない場合でも、各差分データΔＤの作成処理を連続して容易に行うことが可能となる。
　一方、本実施形態では、前述したように、このようにして作成された差分データΔＤに対して圧縮処理を行うように構成されている。
　前述したように、放射線画像撮影装置を、被写体として患者の身体の一部を撮影し、取得された放射線画像を医用画像として診断等に用いる医用画像の撮影装置として用いる場合等には、圧縮方法としては、圧縮前の差分データΔＤ（または画像データＤ）と復元後の差分データΔＤ（または画像データＤ）とが完全に一致するように圧縮を行う可逆圧縮の方法が採用されることが好ましい。
　本実施形態では、可逆圧縮の方法として、ハフマン符号化の方法が採用されている。なお、以下では、ハフマン符号化の方法により差分データΔＤ（または画像データＤ）の圧縮処理を行う場合について説明するが、圧縮方法は必ずしもハフマン符号化による必要はなく、他の可逆圧縮の方法或いは不可逆圧縮の方法を用いて差分データΔＤ（または画像データＤ）の圧縮処理を行うように構成することも可能である。
　本実施形態では、ハフマン符号化の方法により差分データΔＤの圧縮処理を行うために、予めＲＯＭ等のメモリに圧縮処理のために予め作成されたハフマンコードのテーブルが格納されており、圧縮手段を構成する制御手段２２は、圧縮処理の際にはこのテーブルを参照して差分データΔＤのハフマン符号化を行うように構成されている。
　本実施形態では、制御手段２２は、上記のようにして差分データΔＤを作成するごとにハフマンコードのテーブルを参照して、当該差分データΔＤに対して対応するハフマンコードＨｃを割り当てるようになっている。すなわち、各ハフマンコードＨｃが、圧縮された各差分データΔＤに相当する。なお、ハフマン符号化によるデータ圧縮では、よく知られているように、出現頻度が高いデータほど短いハフマンコードＨｃが割り当てられるようになっている。
　そして、制御手段２２は、各差分データΔＤに割り当てた各ハフマンコードＨｃをバッファメモリ４４ｃ（図１２参照）に一時的に格納し、アンテナ装置３９を介して外部装置に順次転送するようになっている。
　なお、この場合、放射線画像撮影装置１から差分データΔＤを転送される先の外部装置も同じハフマンコードＨｃのテーブルを備えており、外部装置では、解凍処理の際に、テーブルを参照して、転送されてきた圧縮された差分データΔＤを解凍するように構成される。また、前述したように、差分データΔＤを作成せず、信号線方向の各画像データＤをそのまま圧縮するように構成することも可能であるが、そのように構成する場合には、放射線画像撮影装置１と外部装置にそれぞれ共通の画像データＤの圧縮・解凍用のハフマンコードＨｃのテーブルを備えるように構成される。
　また、ハフマンコードＨｃのテーブルとして、一種類のテーブルのみを備えるように構成することも可能であるが、複数の種類のテーブルを備えるように構成し、制御手段２２でテーブルを選択して参照するように構成することも可能である。例えば、上記のように放射線画像撮影装置１を医用画像の撮影装置として用いる場合、被写体である患者の身体の撮影部位（胸部、頭蓋骨、腰椎等）やその撮影方向（正面、側面等）によって、照射する放射線の線量や照射時間等の撮影条件が変えられる場合も多い。
　そのため、被写体である患者の身体の撮影部位や撮影方向等を含む撮影条件ごとに圧縮処理のためのハフマンコードＨｃのテーブルを予め複数種類備えておき、制御手段２２が、設定された撮影条件に応じてテーブルを選択し、選択したテーブルを参照して差分データΔＤ（または画像データＤ）のハフマン符号化を行って差分データΔＤ（または画像データＤ）の圧縮処理を行うように構成すれば、撮影条件に即して差分データΔＤ（または画像データＤ）の圧縮率Ｒｃをより向上させることが可能となる。
　なお、放射線画像撮影装置１を用いて医用画像を撮影する場合、予め被写体である患者の身体の撮影部位や撮影方向等を特定する撮影オーダー情報が作成される場合が多く、例えば、この撮影オーダー情報や撮影部位や撮影方向等を含む撮影条件の情報を外部装置から放射線画像撮影装置１に転送したり、放射線技師等の操作者が放射線画像撮影装置１に撮影オーダー情報や撮影条件の情報を入力することで、放射線画像撮影装置１に対して撮影条件が設定される。
　また、撮影条件とハフマンコードＨｃのテーブルとの対応付けを予め放射線画像撮影装置１と外部装置とで共通に行っておき、作成された撮影オーダー情報に基づいて、放射線画像撮影装置１と外部装置とがともに当該撮影オーダー情報中の撮影部位や撮影方向等から使用するテーブルを特定して共通のテーブルを用いるように構成することが可能である。また、圧縮された差分データΔＤとしてのハフマンコードＨｃを放射線画像撮影装置１から外部装置に転送する際に、使用したテーブルの番号の情報等をあわせて転送し、外部装置で番号の情報等で指定されたテーブルを用いて解凍するように構成することも可能である。
　さらに、放射線画像撮影ごとに外部装置から当該放射線画像撮影の撮影条件に適したハフマンコードＨｃのテーブルを放射線画像撮影装置１に送信して保存させ、或いは書き換えさせ、制御手段２２は、送信されてきた当該ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して画像データＤや差分データΔＤのハフマン符号化を行って圧縮処理を行うように構成することも可能である。
　次に、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の作用について説明する。
　前述したように、従来、一般的に行われてきた画像データＤや差分データΔＤの圧縮処理では、図１０に示したように、同じ走査線５のラインＬｎに接続された各放射線検出素子７から出力された画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…、すなわち走査線方向に並ぶ各画像データＤ或いはそれらの走査線方向に隣接する各画像データＤ同士の差分データΔＤに対して圧縮処理が行われた。
　そして、このようにして圧縮処理が行われる場合、例えば図２３に示したように、被写体である患者の撮影部位（胸部、頭蓋骨、腰椎等）やその撮影方向（正面、側面等）、或いは絞りの有無や、被写体なしの場合に一様に照射する放射線の線量の大小等によって画像データＤや差分データΔＤの圧縮率Ｒｃに比較的大きな差が生じる場合があることが分かった。
　このように画像データＤや差分データΔＤの圧縮率Ｒｃがばらつき、撮影部位等の撮影条件によっては圧縮率Ｒｃが大きく低下する場合があることの原因を明らかにするために、放射線画像撮影装置１に一様に放射線を照射した場合に同じ走査線５のラインＬｎに接続された各放射線検出素子（ｎ，１）、（ｎ，２）、（ｎ，３）、（ｎ，４）、…から出力された画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…の各差分データΔＤを算出したところ、図１５（Ａ）に示すような差分データΔＤの分布が得られた。なお、図１５（Ａ）や後述する図１５（Ｂ）、図１６（Ａ）、（Ｂ）において、縦軸はその差分データΔＤの出現頻度Ｆを表す。
　図１５（Ａ）に示すように、同じ走査線５のラインＬｎに接続された各放射線検出素子（ｎ，１）、（ｎ，２）、（ｎ，３）、（ｎ，４）、…は同じ線量の放射線の照射を受けているにも関わらず、或いは同じ線量の放射線の照射を受けたシンチレータ３で変換された同じ強度の電磁波の照射を受けているにも関わらず、それらから出力された画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、Ｄ（ｎ，３）、Ｄ（ｎ，４）、…の各差分データΔＤは、比較的広い範囲に分布することが分かる。
　差分データΔＤの分布が広くなる原因が、図５に示したように各層が積層されて形成される各放射線検出素０子７の製造ばらつきによるものとするには、分布の広がり方が大き過ぎる。また、各放射線検出素子７の製造ばらつきによるとすれば、ΔＤ＝０を中心とする正規分布状の分布になるはずであるが、図１５（Ａ）に示す分布を見る限り、そのような分布にはなっておらず、寧ろ台形状とも言い得る分布になっている。
　本願発明者らの研究によると、このように同じ走査線５のラインＬｎに接続された各放射線検出素子７から出力された画像データＤの各差分データΔＤの分布が図１５（Ａ）に示したような分布になる主な原因は、各放射線検出素子７から画像データＤを読み出す読み出し回路１７の出力特性が各読み出し回路１７ごとに異なり、各読み出し回路１７の出力特性にばらつきがあるためであると考えられている。
　すなわち、本実施形態では、図９に示したように、各読み出しＩＣ１６内に形成された計２０４８個の各読み出し回路１７において、増幅回路１８の電荷電圧変換特性や相関二重サンプリング回路１９のサンプリング特性等が総合された読み出し回路１７の出力特性がそれぞれ異なる。そのため、各放射線検出素子７から各読み出し回路１７に送られる画像データが同じ値であっても、各読み出し回路１７で電荷電圧変換されて出力される画像データＤは異なる値になると考えられている。
　なお、この各読み出し回路１７の出力特性が異なることにより画像データＤに生じる差異は、例えば、外部装置に転送された後、画像補正処理の際に画像データＤ（正確には画像データＤからオフセット分を差し引いた値）に乗算する各読み出し回路１７ごとのゲイン補正値を調整することにより解消され、或いは軽減される。
　図１５（Ａ）に示したような台形状の分布では、最も出現頻度Ｆが高く最短のハフマンコードＨｃが割り当てられるΔＤ＝±α（α≠０）の部分の差分データΔＤ以外の差分データΔＤでも出現頻度Ｆが比較的大きい。
　そのため、図１５（Ａ）に示したような分布を有する各差分データΔＤにハフマンコードＨｃを割り当てると、さほど短くないハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数が多くなる。そのため、差分データΔＤの圧縮率がさほど高くならないと考えられる（例えば図２３のｅ参照）。
　また、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量が大きくなるほど、また、照射する放射線の線量が大きくなりシンチレータ３で変換されて各放射線検出素子７に照射される電磁波の強度が強くなるほど、画像データＤ自体の値が大きくなり、差分データΔＤの値も大きくなる。
　そのため、もともと図１５（Ａ）のようであった分布は、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量を大きくすると、図１５（Ｂ）に示すように、プラス側およびマイナス側に広がった分布となる。そのため、最短のハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤ以外の差分データΔＤであって出現頻度Ｆが比較的大きい差分データΔＤの分布の範囲が広がり、より長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数が増加するため、差分データΔＤの圧縮率がさらに悪化すると考えられる。
　これは、例えば被写体が存在しない状態で放射線画像撮影装置１に対して弱い放射線を直接に一様に照射した場合の圧縮率Ｒｃを表す図２３のｆに比べて、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量を増大させて照射した図２３のｅの場合の方が、圧縮率Ｒｃが一段と悪化していることからも分かる。
　また、図２３のａの「胸部正面」やｄの「絞りあり」のように、強い放射線が放射線画像撮影装置１に直接照射されるいわゆる素抜け部がなく或いは少なく、放射線画像撮影装置１の検出部Ｐには被写体を透過した比較的弱い放射線しか到達しないため、圧縮率Ｒｃが比較的高くなっているのに対し、図２３のｂの「頭蓋骨正面」やｃの「腰椎側面」のように素抜け部が比較的多い場合には圧縮率Ｒｃが悪化していることからも分かる。
　一方、それに対して、同じ走査線５の各ラインＬｎではなく、それらに直交するように配置された同じ信号線６に接続された各放射線検出素子（１，ｍ）、（２，ｍ）、（３，ｍ）、（４，ｍ）、…に着目すると、それらの各放射線検出素子７に同じ線量の放射線を照射し、或いはシンチレータ３で変換された同じ強度の電磁波を照射した場合、それらの各放射線検出素子７から出力された画像データＤ（１，ｍ）、Ｄ（２，ｍ）、Ｄ（３，ｍ）、Ｄ（４，ｍ）、…の各差分データΔＤは、図１６（Ａ）に示すようにΔＤ＝０を中心とする正規分布状の分布になる。
　図７に示した構成を見れば分かるように、同じ信号線６に接続された各放射線検出素子（１，ｍ）、（２，ｍ）、（３，ｍ）、（４，ｍ）、…から出力された画像データＤ（１，ｍ）、Ｄ（２，ｍ）、Ｄ（３，ｍ）、Ｄ（４，ｍ）、…は同一の読み出し回路１７により電荷電圧変換等がなされるため、差分データΔＤの分布には上記のような各読み出し回路１７の出力特性のばらつきの影響は現れない。従って、この場合は、まさに各放射線検出素子７の製造ばらつきによる影響のみが反映されて、差分データΔＤの分布が図１６（Ａ）に示したような正規分布状の分布になると考えられる。
　図１６（Ａ）に示した正規分布状の分布では、最短のハフマンコードＨｃが割り当てられるΔＤ＝０の差分データΔＤの出現頻度Ｆが非常に大きく、それ以外のより長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの出現頻度Ｆが小さくなる。そのため、図１６（Ａ）に示したような分布を有する各差分データΔＤにハフマンコードＨｃを割り当てると、短いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数が多くなり、差分データΔＤの圧縮率Ｒｃが向上する。
　また、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量を大きくすると、画像データＤ自体の値が大きくなり、差分データΔＤの値も大きくなり、もともと図１６（Ａ）のようであった分布が図１６（Ｂ）に示すように、プラス側およびマイナス側に多少広がった正規分布状の分布となったとしても、やはり最短のハフマンコードＨｃが割り当てられるΔＤ＝０の差分データΔＤの出現頻度Ｆが大きく、それ以外のより長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの出現頻度Ｆはそれより格段に小さくなることは変わらない。
　そのため、図１６（Ｂ）に示したような分布を有する各差分データΔＤにハフマンコードＨｃを割り当てると、短いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数が多くなり、差分データΔＤの圧縮率が高くなり、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量を大きくした場合でも、差分データΔＤの圧縮率Ｒｃが高い状態が維持されると考えられる。
　上記のように、本発明の画像データＤや差分データΔＤの圧縮処理、すなわち信号線方向の各画像データＤ（すなわち同じ信号線６に接続された各放射線検出素子から出力された各画像データＤ）やその差分データΔＤに対して圧縮処理を行う図１１～図１４に示した圧縮処理は、これを実現するための処理である。
　そして、実際、図２３のａ～ｆに示した撮影条件と全く同じ撮影条件で信号線方向の各画像データＤに対してその差分データΔＤの圧縮処理を行うと、図１７のａ～ｆの各場合の左側の棒グラフに示すように、各圧縮率Ｒｃが図２３のａ～ｆの各場合の圧縮率Ｒｃに比べて軒並み向上される。なお、図１７のａ～ｆの各場合の右側の棒グラフは、図２３のａ～ｆの各場合の圧縮率Ｒｃの棒グラフと同じグラフである。
　図１７のａ～ｆの各場合の左側の棒グラフに示した本発明に係る各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理の結果は、各場合の右側に結果を示した従来の走査線方向に並ぶ各画像データＤやその差分データΔＤに対する圧縮処理で用いられたハフマンコードＨｃのテーブルと同じテーブルを用いた実験結果である。
　このように、本発明に係る信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理を用いれば、同じハフマンコードＨｃのテーブルを用いた場合でも、各読み出し回路１７の出力特性のばらつきの影響を排除して、放射線画像撮影で取得された各画像データＤやその差分データΔＤを圧縮する際の圧縮率Ｒｃを的確に向上させることが可能となる。
　また、従来の圧縮処理で用いられるハフマンコードＨｃのテーブルではなく、本発明のような信号線方向の各画像データＤやその差分データΔＤに対する圧縮処理を行うのに適したハフマンコードＨｃのテーブルを適切に作成し、それを用いて圧縮処理を行えば、さらに圧縮率Ｒｃを向上することが可能となる。その際、被写体である患者の身体の撮影部位や撮影方向等を含む撮影条件ごとにハフマンコードＨｃのテーブルをそれぞれ適切に作成すれば、各撮影条件において、それぞれ圧縮率Ｒｃがより向上されることが期待できる。
　図１７に示した結果から分かるように本発明に係る各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理の特徴は、前述したように、図１７のａ～ｆのいずれの場合においても、本発明に係る信号線方向の各画像データＤやその差分データΔＤの圧縮処理の方が、従来の走査線方向に並ぶ各画像データＤやその差分データΔＤに対する圧縮処理よりも圧縮率Ｒｃが向上する点にある。
　そして、さらに詳しく見ると、図１７のａ、ｄ、ｅを見て分かるように、放射線画像撮影装置１に被写体を透過した弱い放射線しか照射されない場合（同図ａ、ｄ参照）や、放射線画像撮影装置１に弱い放射線が照射された場合（同図ｅ参照）には、従来の各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理においても、図１５（Ａ）に示したように差分データΔＤの分布の範囲が比較的狭くなるため、長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数が少なくなり圧縮率Ｒｃが高くなるが、本発明に係る信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理では、さらにそれより圧縮率Ｒｃが高くなっている。
　そして、まさにこの点に、本発明に係る信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理では、各読み出し回路１７の出力特性のばらつきの影響が反映されず、各放射線検出素子７の製造ばらつきの影響のみが反映される効果が現れていると考えられる。
　すなわち、従来の走査線方向に並ぶ各画像データＤや各差分データΔＤに対する圧縮処理では各放射線検出素子７の製造ばらつきの影響のほかに各読み出し回路１７の出力特性のばらつきの影響が反映されるのに対し（図１５（Ａ）参照）、本発明に係る信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理では、前述したように各読み出し回路１７の出力特性のばらつきには影響されず、各放射線検出素子７の製造ばらつきの影響のみが反映される（図１６（Ａ）参照）。
　そして、図１５（Ａ）と図１６（Ａ）とを比較して分かるように、本発明に係る各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理では、各読み出し回路１７の出力特性のばらつきに影響されない分、差分データΔＤの範囲が狭まり、長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数がより少なくなるため、圧縮率Ｒｃが高くなっていると考えられる。
　本発明に係る各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理のもう１つの特徴は、図１７のｅ、ｆの結果に端的に現れているように、放射線画像撮影装置１に照射される放射線の線量が大きくなっても、圧縮率Ｒｃが高い状態で維持されるという点である。すなわち、本発明に係る各画像データＤや各差分データΔＤの圧縮処理では、照射される放射線の線量に関わらず、或いは、放射線の線量に依存せずに、高い圧縮率Ｒｃが維持される。
　これは、図１６（Ａ）、（Ｂ）に示したように、照射される放射線の線量が大きくなって、差分データΔＤの正規分布状の分布がプラス側およびマイナス側に多少広がっても、最短のハフマンコードＨｃが割り当てられるΔＤ＝０の差分データΔＤの出現頻度Ｆが大きく、それ以外のより長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの出現頻度Ｆがそれより格段に小さくなる状態が維持されるため、長いハフマンコードＨｃが割り当てられる差分データΔＤの数がさほど増加しないためであると考えられる。
　また、それに伴う重要な効果は、例えば図１７のｃ、ｄに示されるように、腰椎側面等の撮影のように、放射線の照射範囲に絞りをいれても（図１７のｄ参照）いれなくても（図１７のｃ参照）、すなわち腰椎部分等の周囲の部分に放射線が直接照射されるいわゆる素抜け部をなくすように或いは少なくするようにしてもしなくても、圧縮率Ｒｃがほとんど変わらず、高い圧縮率Ｒｃが維持される点である。
　従来の走査線方向に並ぶ各画像データＤやその差分データΔＤに対する圧縮処理では、図２３のｅ、ｆ（図１７のｅ、ｆの右側の棒グラフ）に示されるように、被写体を介さずに放射線画像撮影装置１に直接照射される放射線の線量が大きくなるほど差分データΔＤの圧縮率Ｒｃが低下した。そして、同図のｂの「頭蓋骨正面」やｃの「腰椎側面」のように、被写体の周囲の部分に放射線の素抜け部が撮影される撮影条件では、素抜け部に強い放射線が直接照射されて圧縮率Ｒｃが低下する影響が画像全体に及び、画像全体の圧縮率Ｒｃの低下を招いていた。
　そして、そのため、同図のｄに示すように、絞りをいれて素抜け部をなくし或いは少なくするようにして放射線画像撮影装置１に放射線を照射して撮影を行うことが行われていた。
　しかし、本発明の信号線方向の各画像データＤやその差分データΔＤに対する画像処理では、図１７のｅ、ｆの左側の棒グラフに示されるように、もともと照射される放射線の線量に関わらず、或いは放射線の線量に依存せずに高い圧縮率Ｒｃが維持されるため、同図のｂ、ｃのように被写体の周囲の部分に放射線の素抜け部が撮影される撮影条件においても、素抜け部での圧縮率Ｒｃが高く、また、被写体が撮影された部分でも圧縮率Ｒｃが高くなるため、画像全体での圧縮率Ｒｃが高くなる。
　そのため、画像データＤや差分データΔＤの圧縮率Ｒｃを向上させることを目的としてわざわざ絞りをいれる必要がなくなるという効果がある。また、絞りをいれないで撮影した場合でも画像データＤや差分データΔＤの圧縮率Ｒｃを高くすることができるという効果がある。
　例えば、被写体として患者の手を撮影する場合、画像中に撮影された被写体が患者の右手か左手かが分からなくなることを防止するために、素抜け部に「Ｒ」や「Ｌ」等のマーカを載置する等して被写体とともに画像中に撮影する場合がある。このように、素抜け部に被写体の情報を写し込むような場合には、画像中に素抜け部が撮影されざるを得なくなるが、本発明に係る信号線方向の各画像データＤやその差分データΔＤに対する画像処理を用いれば、このように画像中に素抜け部が撮影される場合でも、画像データＤや差分データΔＤを高い圧縮率Ｒｃで圧縮することが可能となる。
　なお、本発明に係る信号線方向の各画像データＤやその差分データΔＤに対する画像処理を用いる場合でも、転送する画像データＤや差分データΔＤのデータ量を減らすために素抜け部に絞りをいれることは可能であり、適宜行われる。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、従来のように走査線方向ではなく、それに直交する信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤ、すなわち、同じ信号線６に接続された複数の放射線検出素子７から出力された各画像データＤやそれらの差分データΔＤに対して圧縮処理を行い、圧縮処理を信号線６ごとに行うように構成した。
　このように構成することで、同一の読み出し回路１７で読み出された各画像データＤやそれらの差分データΔＤに対して圧縮処理が行われるため、従来の走査線方向に並ぶ各画像データＤやそれらの差分データΔＤに対する圧縮処理のように各読み出し回路１７の出力特性のばらつきに依存して画像データＤや差分データΔＤの分布が広がって圧縮率Ｒｃが低下してしまうことを防止することが可能となり、放射線画像撮影で取得された画像データＤやそれらの差分データΔＤを圧縮する際の圧縮率Ｒｃを的確に向上させることが可能となる。
　また、同一の読み出し回路１７で読み出された各画像データＤやそれらの差分データΔＤは正規分布状に分布するため、放射線画像撮影装置１に照射する放射線の線量が大きくなっても、圧縮された画像データＤや差分データΔＤ（すなわち本実施形態ではハフマンコードＨｃ）において、出現頻度Ｆが高いデータに短いコードが割り当てられる状態が維持される。
　そのため、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、照射される放射線の線量に関わらず高い圧縮率Ｒｃを維持することができる。また、そのため、画像中に素抜け部が撮影される撮影環境においても、画像データＤや差分データΔＤを高い圧縮率Ｒｃで圧縮することが可能となる。
　さらに、本実施形態のように画像データＤや差分データΔＤを高い圧縮率Ｒｃで圧縮することが可能となることで、転送するデータ量が軽減され、転送時間も短縮されるため、消費電力を低減させることが可能となる。特に、本実施形態に示したように放射線画像撮影装置１がバッテリ内蔵型である場合、バッテリ４１の電力消費が低減されるため、１回の充電で放射線画像撮影装置１をより長時間使用することが可能となり、放射線画像撮影装置１の使用効率を向上させることが可能となる。
　なお、本実施形態では、ハフマンコードＨｃのテーブルとして、全信号線６について共通の１つのテーブルを備え、差分データΔＤにハフマンコードＨｃを割り当てる際にはこの共通のテーブルが参照されるが、この他にも、例えば、各信号線６ごとにハフマンコードＨｃのテーブルを備えるように構成することも可能である。また、例えば、検出部Ｐを信号線方向に延在する複数の領域に区分して、領域の各区分ごとにハフマンコードＨｃのテーブルを備えるように構成することも可能である。
　また、本実施形態では、上記のように、放射線画像撮影装置１のＲＯＭ等に予め１種類或いは撮影条件等ごとに複数種類のハフマンコードＨｃのテーブルが格納されており、圧縮手段を構成する制御手段２２が、圧縮処理の際に、テーブルを参照して画像データＤや差分データΔＤのハフマン符号化を行うことでそれらのデータを圧縮する場合について説明した。
　しかし、予めハフマンコードＨｃのテーブルを作成しておく代わりに、得られた画像データＤや差分データΔＤに基づいてハフマンコードＨｃのテーブルを作成し、作成したテーブルを参照して画像データＤや差分データΔＤのハフマン符号化を行ってデータの圧縮処理を行うように構成することも可能である。
　具体的には、制御手段２２は、例えば図１２～図１４に示した方法で、同じ信号線６に接続された信号線方向に隣接する放射線検出素子７の画像データＤ（ｎ，１）、Ｄ（ｎ，２）、…と画像データＤ（ｎ＋１，１）、Ｄ（ｎ＋１，２）、…との差分データΔＤ（ｎ＋１，１）、ΔＤ（ｎ＋１，２）、…を作成するが、その際、各差分データΔＤを圧縮せずにそのまま一旦バッファメモリ４４ｃ（図１２参照）に格納する。
　そして、作成した差分データΔＤをバッファメモリ４４ｃに格納する段階で、例えば、その差分データΔＤの値をヒストグラムに投票していくことで、作成された全ての差分データΔＤがバッファメモリ４４ｃに格納された段階で、ヒストグラム上に図１６（Ａ）や図１６（Ｂ）に示したような差分データΔＤの分布が完成する。
　制御手段２２は、この差分データΔＤの分布に基づいて、出現頻度Ｆが高いデータほど短いハフマンコードＨｃが割り当てられるようにして差分データΔＤの各値にハフマンコードＨｃを割り当てて、ハフマンコードＨｃのテーブルを作成する。そして、バッファメモリ４４ｃから各差分データΔＤを読み出し、各差分データΔＤにそれぞれ対応するハフマンコードＨｃを割り当てて、圧縮された差分データΔＤである各ハフマンコードＨｃを再度バッファメモリ４４ｃに格納して蓄積させる。なお、この場合、バッファメモリ４４ｃを、例えば差分データΔＤ用のものとハフマンコードＨｃ用のものとの複数設けてもよい。
　このように構成すれば、予めハフマンコードＨｃのテーブルを作成しておかなくても、得られた画像データＤや差分データΔＤに基づいてハフマンコードＨｃのテーブルを作成し、それを参照して画像データＤや差分データΔＤのハフマン符号化を行ってデータの圧縮処理を行うことが可能となる。
　なお、この場合も、各信号線６ごとにハフマンコードＨｃのテーブルを作成したり、また、検出部Ｐを信号線方向に延在する複数の領域に区分して領域の各区分ごとにハフマンコードＨｃのテーブルを作成するように構成することも可能である。
　また、この場合、放射線画像撮影装置１からハフマンコードＨｃすなわち圧縮された画像データＤや差分データΔＤを外部装置に転送する際に、放射線画像撮影装置１で作成したハフマンコードＨｃのテーブルの情報も外部装置に転送することが必要となる。そのため、この場合、ハフマンコードＨｃとあわせて、作成されたハフマンコードＨｃのテーブルの情報が可逆圧縮される等して、外部装置に送信される。
［放射線画像撮影システム］
　ここで、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１から圧縮された画像データＤや差分データΔＤ（すなわちハフマンコードＨｃ）の転送を受けた外部装置側での画像データＤの復元について説明する。以下、まず、放射線画像撮影システムの構成について説明する。
　図１８は、本実施形態に係る放射線画像撮影システムの全体構成を示す図である。本実施形態の放射線画像撮影システム５０は、例えば、病院や医院内で行われる放射線画像撮影を想定したシステムであり、放射線画像として医療用の診断画像を撮影するシステムとして採用することができるが、必ずしもこれに限定されない。
　放射線画像撮影システム５０は、図１８に示すように、例えば、放射線を照射して患者の一部である被写体（患者の撮影対象部位）の撮影を行う撮影室Ｒ１と、放射線技師等の操作者が被写体に照射する放射線の制御等の種々の操作を行う前室Ｒ２、およびそれらの外部に配置される。
　本実施形態では、撮影室Ｒ１には、前述した放射線画像撮影装置１を装填可能なブッキー装置５１や、被写体に照射する放射線を発生させる図示しないＸ線管球を備える放射線発生装置５２、放射線画像撮影装置１とコンソール５８とが無線通信する際にこれらの通信を中継する無線アンテナ５３を備えた基地局５４等が設けられている。
　なお、図１８では、可搬型の放射線画像撮影装置１をブッキー装置５１のカセッテ保持部５１ａに装填して用いる場合が示されているが、前述したように、放射線画像撮影装置１はブッキー装置５１や支持台等と一体的に形成されたものであってもよい。また、図１８に示したように、放射線画像撮影装置１と基地局５４とをケーブルで接続し、ケーブルを介して有線通信でデータを送信することができるように構成することも可能である。
　前室Ｒ２には、放射線発生装置５２に対して放射線の照射開始等を指示するためのスイッチ手段５５等を備えた放射線の照射を制御する操作卓５６や、放射線画像撮影装置１に内蔵された後述するタグを検出するタグリーダ５７が設けられている。
　また、本実施形態では、放射線画像撮影システム５０全体の制御を行うコンソール５８が、撮影室Ｒ１や前室Ｒ２の外側に設けられているが、例えば、コンソール５８を前室Ｒ２に設けるように構成することも可能である。また、コンソール５８には、ハードディスク等で構成された記憶手段５９が接続されている。
　放射線画像撮影装置１の構成については前述したとおりであるが、本実施形態では、放射線画像撮影装置１は、さらに下記の構成を有している。なお、以下の構成は必須のものではない。
　具体的には、放射線画像撮影装置１内には、図示しないタグが内蔵されている。本実施形態では、タグとして、いわゆるＲＦＩＤ（Radio Frequency IDentification）タグと呼ばれるタグが用いられており、タグには、タグの各部を制御する制御回路や放射線画像撮影装置１の固有情報を記憶する記憶部がコンパクトに内蔵されている。なお、固有情報には、例えば当該放射線画像撮影装置１に割り当てられた識別情報としてのカセッテＩＤやシンチレータの種類情報、サイズ情報、解像度等が含まれている。
　また、放射線画像撮影装置１は、上記のようにブッキー装置５１に装填されて用いられる場合もあるが、ブッキー装置５１には装填されず、いわば単独の状態で用いることもできるようになっている。
　すなわち、放射線画像撮影装置１を単独の状態で例えば撮影室Ｒ１内に設けられたベッドや図１８に示すように臥位撮影用のブッキー装置５１Ｂ等に上面側に配置してその放射線入射面Ｒ（図１参照）上に被写体である患者の手等を載置したり、或いは、例えばベッドの上に横臥した患者の腰や足等とベッドとの間に差し込んだりして用いることもできるようになっている。この場合、例えばポータブルの放射線発生装置５２Ｂ等から、被写体を介して放射線画像撮影装置１に放射線を照射して放射線画像撮影が行われる。
　コンソール５８は、図示しないＣＰＵやＲＯＭ、ＲＡＭ、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータ等で構成されている。ＲＯＭには所定のプログラムが格納されており、コンソール５８は、必要なプログラムを読み出してＲＡＭの作業領域に展開してプログラムに従って各種処理を実行し、前述したように放射線画像撮影システム５０全体の制御を行うようになっている。
　コンソール５８には、前述した操作卓５６やタグリーダ５７、記憶手段５９等が接続されており、また、基地局５４や操作卓５６を介して立位撮影用および臥位撮影用のブッキー装置５１Ａ、５１Ｂ等が接続されている。また、コンソール５８には、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等からなる表示画面５８ａが設けられており、その他、キーボードやマウス等の図示しない入力手段が接続されている。
　以下、コンソール５８における画像データＤの復元処理について説明するとともに、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０の作用について説明する。
　コンソール５８は、放射線画像撮影装置１からアンテナ装置３９やケーブルを介し、基地局５４等を経由してハフマンコードＨｃすなわち圧縮された画像データＤや差分データΔＤのコンソール５８が転送されてくると、それらを一旦記憶手段５９に保存した後、それらに基づいて画像データＤを復元するようになっている。
　まず、コンソール５８が放射線画像撮影装置１と共通のハフマンコードＨｃのテーブルを予め備えている場合について説明する。この場合、ハフマンコードＨｃのテーブルは、コンソール５８中のＲＯＭや記憶手段５９に予め格納されており、コンソール５８はそれらからテーブルを読み出して復元処理を行うようになっている。
　前述したように、放射線画像撮影装置１で、各画像データＤの差分データΔＤを作成せずに各画像データＤをそのままハフマンコードＨｃのテーブルを用いて圧縮処理する場合には、放射線画像撮影装置１から圧縮された画像データＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくるが、この場合には、コンソール５８は、読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを解凍して元の前記画像データを復元する。
　また、放射線画像撮影装置１から圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくる場合には、コンソール５８は、読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍し、解凍した元の差分データΔＤに基づいて元の画像データＤを復元する。
　この場合、コンソール５８側でも前述した基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…が予めＲＯＭや記憶手段５９等に保存されており、コンソール５８は、まず、これらの基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…を読み出す。
　そして、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、ΔＤ（１，３）、ΔＤ（１，４）、…に対応するハフマンコードＨｃを解凍して元の差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、ΔＤ（１，３）、ΔＤ（１，４）、…を復元し、
　　Ｄｃ（ｍ）＋ΔＤ（１，ｍ）→Ｄ（１，ｍ）　　…（１）
を演算して、走査線方向に並ぶ元の画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…を復元する。この処理は、図１３に示した走査線５のラインＬ１に接続された各放射線検出素子７から読み出された走査線方向に並ぶ各画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…に対する処理の逆の処理に相当する。
　コンソール５８は、復元した画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…を記憶手段５９に保存する。
　また、コンソール５８は、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各差分データΔＤ（２，１）、ΔＤ（２，２）、ΔＤ（２，３）、ΔＤ（２，４）、…に対応するハフマンコードＨｃを解凍して元の差分データΔＤ（２，１）、ΔＤ（２，２）、ΔＤ（２，３）、ΔＤ（２，４）、…を復元する。
　そして、先に復元した画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…を用いて、
　　Ｄ（１，ｍ）＋ΔＤ（２，ｍ）→Ｄ（２，ｍ）　　…（２）
を演算して、走査線方向に並ぶ元の画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…を復元し、復元した画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…を記憶手段５９に保存する。
　このようにして、コンソール５８は、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各差分データΔＤ（ｎ，ｍ）に対応するハフマンコードＨｃを解凍して元の差分データΔＤ（ｎ，ｍ）…を復元し、先に算出した画像データＤ（ｎ－１，ｍ）を用いて、
　　Ｄ（ｎ－１，ｍ）＋ΔＤ（ｎ，ｍ）→Ｄ（ｎ，ｍ）　　…（３）
を演算していくことで、全ての画像データＤ（ｎ，ｍ）を順次復元するようになっている。
　なお、前述したように、放射線画像撮影装置１とコンソール５８とが複数種類のハフマンコードＨｃのテーブルを共通に備える場合において、放射線画像撮影装置１からコンソール５８に使用したテーブルの番号の情報等を転送するように構成されている場合には、コンソール５８は転送されてきた番号の情報等で指定されたテーブルをＲＯＭや記憶手段５９等から読み出し、そのテーブルを用いて解凍処理や復元処理を行うように構成される。
　また、上記のような放射線画像撮影システム５０においては、撮影前に、コンソール５８で、被写体である患者の身体の撮影部位や撮影方向等を特定する前述した撮影オーダー情報を作成する場合が多い。そのため、この撮影オーダー情報に基づいて撮影が行われる場合には、放射線画像撮影装置１側ではその撮影オーダー情報に基づいて撮影部位や撮影方向等を含む撮影条件が特定され、それに応じたハフマンコードＨｃのテーブルが選択されるため、コンソール５８側でも、放射線画像撮影装置１から使用したテーブルの番号の情報等の転送を受けずに、撮影オーダー情報自体に基づいて、用いるハフマンコードＨｃのテーブルを選択するように構成することも可能である。
　さらに、前述したように、放射線画像撮影ごとに外部装置であるコンソール５８側から当該放射線画像撮影の撮影条件に適したハフマンコードＨｃのテーブルを放射線画像撮影装置１に送信するように構成する場合には、放射線画像撮影装置１から当該テーブルを参照して圧縮された画像データＤや差分データΔＤが送信されてくると、コンソール５８側では、放射線画像撮影装置１に送信したものと同じハフマンコードＨｃのテーブルを参照して解凍処理や復元処理を行うように構成することも可能である。
　一方、前述したように、放射線画像撮影装置１で画像データＤや差分データΔＤの圧縮処理を行うごとにハフマンコードＨｃのテーブルを作成するように構成することも可能である。そして、この場合には、コンソール５８は、放射線画像撮影装置１からハフマンコードＨｃとともに転送されてきたハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、上記と同様にして元の差分データΔＤを復元する等して画像データＤを復元するように構成される。
　なお、この場合、上記の基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…も放射線画像撮影装置１で画像データＤや差分データΔＤの圧縮処理を行うごとに作成するように構成してもよく、その場合には、コンソール５８は、ハフマンコードＨｃのテーブルとともに転送されてきた基準データＤｃに基づいて、上記と同様にして元の差分データΔＤを復元する等して画像データＤを復元するように構成される。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０によれば、放射線画像撮影装置１から転送されてきた圧縮された画像データＤや差分データΔＤを元の画像データＤや元の差分データΔＤと完全に一致するように復元することが可能となり、放射線画像撮影装置１で撮影された各画像データＤを確実に復元することが可能となる。
　また、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０においても、放射線画像撮影装置１で信号線方向の各画像データＤや各差分データΔＤに対して圧縮処理が行われるため、画像データＤや差分データΔＤを高い圧縮率Ｒｃで圧縮することが可能となり、データの転送時間が短縮され、消費電力が低減されるといった効果が得られる。そのため、システム全体として見た場合にも、データの転送時間を短縮することが可能となり、消費電力を低減させることが可能となる。
［間引き画像を転送する場合］
　放射線画像撮影システム５０のコンソール５８の表示画面５８ａに、放射線画像撮影装置１で撮影した放射線画像の全画像データＤを表示するのに先立って、画像データＤから所定の割合で画素を間引いた、いわゆる間引き画像をプレビュー用に表示するように構成される場合もある。
　この場合、放射線画像撮影装置１は間引き画像のデータ（以下、間引きデータという。）をコンソール５８に転送した後、自動的に残りの画像データＤ或いは全画像データＤをコンソール５８側に転送する。
　また、放射線技師等の操作者が、プレビュー用の間引き画像を見て、放射線画像撮影装置１で撮影された画像中（間引き画像中）に被写体が適切に撮影されているか否か等を確認するように構成される場合もある。この場合、操作者は間引き画像を確認して、画像中に被写体が適切に撮影されていれば改めて放射線画像撮影装置１から全画像データＤ等を転送させ、被写体が画像中に適切に撮影されていなければ放射線画像撮影装置１に当該画像データＤを破棄させて、改めて放射線画像撮影を行う等の作業を行う。
　放射線画像撮影装置１における間引きデータ生成手段としての制御手段２２による間引きデータの作成の仕方としては、種々の手法を採用し得るが、まず、図１９（Ａ）に示すように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに接続された各放射線検出素子７から出力された各画像データＤのうち、所定本数のラインおきに走査線方向に並ぶ各画像データＤを抽出する形で間引きデータを作成する場合（すなわち、いわゆるライン間引きの場合）について説明する。
　なお、図１９や後述する図２０～図２２では、図９～図１１の場合と同様に、横方向が走査線方向であり、縦方向が信号線方向である。また、図１９の場合、斜線を付した２ラインおきの走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…に接続された各放射線検出素子７から出力された各画像データＤを間引きデータとして作成する場合が示されているが、画像データＤを間引く上記の所定本数は適宜の本数に設定することが可能であり、２ラインおきの場合に限定されない。
　この場合、放射線画像撮影装置１の制御手段２２は、図１２～図１４等に示した処理と同様の処理により、信号線方向の画像データＤについて差分データＤを作成するが、その際、制御手段２２は、放射線画像撮影装置１の記憶手段４０から走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ画像データＤのみを読み出す。
　すなわち、制御手段２２は、まず、記憶手段４０から走査線５のラインＬ１方向に並ぶ画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…を読み出し、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…とそれらの画像データＤとの差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，２）、ΔＤ（１，３）、ΔＤ（１，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　続いて、制御手段２２は、走査線５のラインＬ２、Ｌ３方向に並ぶ各画像データＤは飛ばして、記憶手段４０から走査線５のラインＬ４方向に並ぶ画像データＤ（４，１）、Ｄ（４，２）、Ｄ（４，３）、Ｄ（４，４）、…を読み出し、走査線５のラインＬ１方向に並ぶ画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…とそれらの画像データＤとの差分データΔＤ（４，１）、ΔＤ（４，２）、ΔＤ（４，３）、ΔＤ（４，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　このようにして、以下、走査線５のラインＬ７、Ｌ１０、…に並ぶ画像データＤについてもそれぞれ差分データΔＤを作成して圧縮する同様の処理を繰り返す。この処理は、図１９（Ｂ）に示すように、間引きデータとして走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ画像データＤを抽出し、それについて上記の実施形態と同様に圧縮処理を行うことに相当する。
　なお、各画像データＤの差分データΔＤを作成せず、記憶手段４０から読み出した走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ各画像データＤをそのまま圧縮するように構成することが可能であることは前述したとおりである。
　一方、コンソール５８は、放射線画像撮影装置１から圧縮された画像データＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくる場合には、ＲＯＭ等から読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを解凍して元の画像データを復元する。
　また、上記のように放射線画像撮影装置１から圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくる場合には、コンソール５８は、上記と同様にして、読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍し、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…を用いる等して、解凍した元の差分データΔＤに基づいて元の画像データＤを復元する。
　そして、コンソール５８は、復元した元の画像データＤに基づいて間引き画像を形成して表示画面５８ａ（図１８参照）に表示する。その際、間引き画像の全データを形成した後に表示画面５８ａに表示するように構成してもよく、また、走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ各画像データＤが復元されるごとに表示画面５８ａに順次表示していくように構成することも可能である。
　そして、前述したように、操作者が間引き画像を確認した後で全画像データＤ（或いは全差分データΔＤ）を転送するように構成されている場合には、コンソール５８は操作者からの指示入力を待つ。操作者は、表示画面５８ａに表示された間引き画像を確認して、被写体が画像中に適切に撮影されていないと判断した場合等には、コンソール５８等を介して放射線画像撮影装置１に当該放射線画像撮影で得られた不要な画像データＤを破棄させて、改めて再撮影を行い、被写体が画像中に適切に撮影されていると判断した場合等には、コンソール５８を介して放射線画像撮影装置１に当該放射線画像撮影で得られた他の画像データＤを転送するように要求信号を送信する。
　放射線画像撮影装置１の制御手段２２は、コンソール５８から他の画像データＤの転送要求を受信すると、今度は、記憶手段４０から走査線５の残りのラインＬ２、Ｌ３、Ｌ５、Ｌ６、…方向に並ぶ各画像データＤのみを読み出す。前述したように、間引きデータを転送後に自動的に全画像データＤ（或いは差分データΔＤ）を転送するように構成されている場合には、コンソール５８からの転送要求を待たずに自動的に上記の各画像データＤのみを読み出す。
　すなわち、制御手段２２は、まず、記憶手段４０から走査線５のラインＬ２方向に並ぶ画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…を読み出し、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…とそれらの画像データＤとの差分データΔＤ（２，１）、ΔＤ（２，２）、ΔＤ（２，３）、ΔＤ（２，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　続いて、制御手段２２は、記憶手段４０から走査線５のラインＬ３方向に並ぶ画像データＤ（３，１）、Ｄ（３，２）、Ｄ（３，３）、Ｄ（３，４）、…を読み出し、走査線５のラインＬ２方向に並ぶ画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…とそれらの画像データＤとの差分データΔＤ（３，１）、ΔＤ（３，２）、ΔＤ（３，３）、ΔＤ（３，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　このようにして、以下、走査線５のラインＬ５、Ｌ６、Ｌ８、…に並ぶ画像データＤについてもそれぞれ差分データΔＤを作成して圧縮する同様の処理を繰り返す。この処理は、図２０に示すように、走査線５のラインＬ２、Ｌ３、Ｌ５、Ｌ６、…方向に並ぶ画像データＤを抽出し、それについて上記の実施形態と同様に圧縮処理を行うことに相当する。
　コンソール５８は、放射線画像撮影装置１から圧縮された残りの画像データＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくる場合には、ＲＯＭ等から読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを解凍して元の残りの画像データを復元する。
　また、上記のように放射線画像撮影装置１から圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃが転送されてくる場合には、コンソール５８は、上記と同様にして、読み出したハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、各ハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍し、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…を用いる等して、解凍した元の差分データΔＤに基づいて元の残り画像データＤを復元する。
　そして、コンソール５８は、復元した元の残りの画像データＤと、間引き画像として先に転送され復元された画像データＤとを組み合わせて合成し、図１９（Ａ）に示した元の全体の画像データＤを復元する。そして、それに基づいて間引き画像ではない完全な放射線画像を形成する。
　コンソール５８は、復元した元の全体の画像データＤを記憶手段５９に保存するとともに、操作者の指示に従って、或いは自動的に、復元した元の全体の画像データＤに対して前述したゲイン補正等の画像補正処理を行ったり、表示画面５８ａに表示させたりする。なお、この場合も、元の全体の画像データＤを復元した後に表示画面５８ａに表示するように構成してもよく、また、走査線５のラインＬ１～Ｌｘ方向に並ぶ各画像データＤが復元されるごとに表示画面５８ａに順次表示していくように構成することも可能である。
　なお、上記の実施形態では、間引きデータに相当する走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ画像データＤと、その残りの走査線５のラインＬ２、Ｌ３、Ｌ５、Ｌ６、…方向に並ぶ各画像データＤとをそれぞれ独立にハフマン符号化し、独立に復元させる場合について説明した。しかし、この他にも、例えば、走査線５の残りのラインＬ２、Ｌ３、Ｌ５、Ｌ６、…方向に並ぶ各画像データＤを、間引きデータに相当する走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…方向に並ぶ画像データＤに依存させてハフマン符号化し、復元させるように構成することも可能である。
　具体的には、例えば、走査線５のラインＬ２方向に並ぶ各画像データＤについて、上記のように基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（２）、Ｄｃ（３）、Ｄｃ（４）、…とそれらの画像データＤとの差分データΔＤを作成する代わりに、図２１に示すように、走査線５のラインＬ１方向に並ぶ各画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，４）、…と、走査線５のラインＬ２方向に並ぶ各画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…との差分データΔＤ（２，１）、ΔＤ（２，２）、ΔＤ（２，３）、ΔＤ（２，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　また、走査線５のラインＬ３方向に並ぶ各画像データＤについては、走査線５のラインＬ２方向に並ぶ各画像データＤ（２，１）、Ｄ（２，２）、Ｄ（２，３）、Ｄ（２，４）、…との差分データΔＤ（３，１）、ΔＤ（３，２）、ΔＤ（３，３）、ΔＤ（３，４）、…を作成し、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照してそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　また、走査線５のラインＬ５、Ｌ８、Ｌ１１、…方向に並ぶ各画像データＤについては、走査線５のラインＬ４、Ｌ７、Ｌ１０、…方向に並ぶ各画像データＤとの差分データΔＤを作成し、走査線５のラインＬ６、Ｌ９、Ｌ１２、…方向に並ぶ各画像データＤについては、走査線５のラインＬ５、Ｌ８、Ｌ１１、…方向に並ぶ各画像データＤとの差分データΔＤを作成して、それぞれそれらの差分データΔＤを圧縮する。
　コンソール５８は、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して、圧縮された各差分データΔＤである各ハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍する。そして、間引きデータとして既に復元している走査線５のラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、Ｌ１０、…方向に並ぶ各画像データＤと、解凍して復元した差分データΔＤ（２，１）、…、ΔＤ（５，１）、…、ΔＤ（８，１）、…、ΔＤ（１１，１）、…とをそれぞれ加算して、走査線５のラインＬ２、Ｌ５、Ｌ８、Ｌ１１、…方向に並ぶ元の各画像データＤを復元する。
　また、復元した走査線５のラインＬ２、Ｌ５、Ｌ８、Ｌ１１、…方向に並ぶ元の各画像データＤと、解凍して復元した差分データΔＤ（３，１）、…、ΔＤ（６，１）、…、ΔＤ（９，１）、…、ΔＤ（１２，１）、…とをそれぞれ加算して、走査線５のラインＬ３、Ｌ６、Ｌ９、Ｌ１２、…方向に並ぶ元の各画像データＤを復元する。
　このようにして、残りの元の画像データＤを復元して、先に転送され復元された画像データＤと組み合わせて合成し、図１９（Ａ）に示した元の全体の画像データＤを復元して完全な放射線画像を形成するように構成することも可能である。
　また、放射線画像撮影装置１における間引きデータの作成の仕方として、図２２に示すように、例えば走査線方向と信号線方向にそれぞれ所定個数の放射線検出素子７おきに画像データＤを抽出することで、データ量が全画像データＤの１／９や１／１６等になるように減少させるようにして間引きデータが作成される場合もある。
　このような場合には、制御手段２２は、記憶手段４０から画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，４）、…を読み出して基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（４）、…との差分データΔＤ（１，１）、ΔＤ（１，４）、…を作成し、続いて、記憶手段４０から画像データＤ（４，１）、Ｄ（４，４）、…を読み出して画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，４）、…との差分データΔＤ（４，１）、ΔＤ（４，４）、…を作成する処理を繰り返して、各差分データΔＤを作成する。そして、上記と同様にハフマンコードＨｃのテーブルを参照して差分データΔＤを圧縮してコンソール５８に転送する。
　コンソール５８は、上記と同様にして、放射線画像撮影装置１から転送されてきた圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃを、ハフマンコードＨｃのテーブルを参照して元の差分データΔＤに解凍し、基準データＤｃ（１）、Ｄｃ（４）、…を用いる等して、解凍した元の差分データΔＤに基づいて元の画像データＤを復元する。
　また、放射線画像撮影装置１の制御手段２２は、コンソール５８から他の画像データＤの転送要求を受信すると、或いは間引きデータの転送後、自動的に、残りの画像データＤについて上記と同様の方法で差分データΔＤを作成して圧縮して転送する。
　すなわち、図２２で画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，４）、…からそれぞれ下方に並ぶ（すなわち信号線方向に並ぶ）画像データＤに対しては、上記のライン間引きの場合と同様にして（すなわち図２０または図２１に示した手法で）各差分データΔＤを作成し、その他の画像データＤ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，５）、Ｄ（１，６）、…からそれぞれ下方に並ぶ画像データＤに対しては、通常の画像データＤに対する差分データΔＤの作成の仕方（図１１～図１４参照）で各差分データΔＤを作成して圧縮する。
　コンソール５８では、図２２で画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，４）、…からそれぞれ下方に並ぶ画像データＤについては、上記のライン間引きの場合と同様にして圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍し、それらに基づいて元の画像データＤを復元する。また、画像データＤ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，５）、Ｄ（１，６）、…からそれぞれ下方に並ぶ画像データＤに対しては、通常の画像データＤに対する差分データΔＤの解凍、復元の仕方で、圧縮された差分データΔＤであるハフマンコードＨｃを元の差分データΔＤに解凍し、それらに基づいて元の画像データＤを復元する。
　そして、復元した元の残りの画像データＤと、間引き画像として先に転送され復元された画像データＤとを組み合わせて合成し、図２２に示した元の全体の画像データＤを完全に復元する。
　なお、この場合、図２２で画像データＤ（１，１）、Ｄ（１，４）、…からそれぞれ下方に並ぶ（すなわち信号線方向に並ぶ）画像データＤと、画像データＤ（１，２）、Ｄ（１，３）、Ｄ（１，５）、Ｄ（１，６）、…からそれぞれ下方に並ぶ画像データＤに対する処理が異なるものとなるため、差分データΔＤの作成処理や圧縮処理、或いはコンソール５８側での解凍処理や復元処理の構成が煩雑になる可能性がある。
　そのため、図２２に示したような間引きデータの間引きデータの作成の仕方を採用する場合には、間引き画像の転送後に転送する全画像データＤや差分データΔＤを作成、圧縮する際には、図２０や図２１に示したようにコンソール５８側に既に転送した間引き画像を利用して残りの画像データＤを復元する代わりに、図１１～図１４等に示した方法を用いて改めて全画像データＤに対する通常の処理を行うように構成した方が、各処理の構成が簡便になる場合もある。
　このように、間引き画像の転送後に転送する全画像データＤや差分データΔＤに対する作成や圧縮処理の仕方は、放射線画像撮影装置１とコンソール５８とのインターフェース等も考慮されて、適宜決められる。
　また、間引きデータを転送する際、間引きデータを圧縮したり、その差分データΔＤを作成して圧縮したりせず、圧縮しないいわば生の間引きデータをそのままコンソール５８側に転送してもさほど転送時間がかからない場合もある。すなわち、間引きデータから差分データΔＤを作成して圧縮して転送する場合と、圧縮しない生の間引きデータをそのまま転送する場合とで、転送が完了するまでの時間にさほど差が生じない場合もある。
　そのような場合には、間引きデータをそのまま転送するか、間引きデータから差分データΔＤを作成して圧縮して転送するかを、操作者が選択できるように構成することも可能である。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１および放射線画像撮影システム５０によれば、間引き画像のデータを圧縮して転送する場合にも、上記の実施形態で示した通常の画像データＤや差分データΔＤに対する圧縮処理と同様の圧縮処理を行うことで、間引き画像のデータを高い圧縮率Ｒｃで圧縮することが可能となる。また、そのため、データの転送時間が短縮され、消費電力を低減することが可能となる。
　なお、上記の間引き画像のデータの放射線画像撮影装置１側での圧縮処理やコンソール５８側での解凍処理では、ハフマンコードＨｃのテーブルを放射線画像撮影装置１の制御手段２２やコンソール５８のＲＯＭ等から読み出して参照して行う場合について説明したが、間引き画像のデータの圧縮処理や解凍処理においても、複数種類備えられたテーブルの中から選択して用いたり、放射線画像撮影装置１側で作成したテーブルをコンソール５８側に転送したり、或いは、放射線画像撮影ごとにコンソール５８から放射線画像撮影装置１にテーブルを送信するように構成することも可能であることは言うまでもない。
　１　放射線画像撮影装置
　５、Ｌ１～Ｌｘ、Ｌｎ　走査線
　６　信号線
　７、（ｎ，ｍ）　放射線検出素子
　８　ＴＦＴ（スイッチ手段）
　１７　読み出し回路
　２２　制御手段（圧縮手段、間引きデータ生成手段）
　３９　アンテナ装置（転送手段）
　４０　記憶手段
　４４　レジスタ部（圧縮手段、間引きデータ生成手段）
　４４ａ、４４ｂ　バッファレジスタ
　５０　放射線画像撮影システム
　５８　コンソール
　Ｄ、Ｄ（ｎ，ｍ）　画像データ
　Ｄｃ（１）、Ｄｃ（２）　基準データ
　Ｈｃ　ハフマンコード
　Ｐ　検出部
　ｒ　領域
　ΔＤ、ΔＤ（ｎ，ｍ）　差分、差分データ

Claims (16)

  1. 　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
    　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
    　前記放射線検出素子ごとの画像データに関して圧縮処理を行う圧縮手段と、
    　を備え、
    　前記圧縮手段は、前記信号線ごとに、同じ前記信号線に接続された複数の前記放射線検出素子から出力された前記各画像データに対する圧縮処理を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。
  2. 　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
    　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
    　前記放射線検出素子ごとの画像データに関して圧縮処理を行う圧縮手段と、
    　を備え、
    　前記圧縮手段は、同じ前記信号線に接続された複数の前記放射線検出素子から出力された前記各画像データについて、隣接する前記放射線検出素子の前記画像データ同士の差分を算出して差分データを作成し、当該差分データに対して圧縮処理を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。
  3. 　前記走査線を介してスイッチ手段がオン状態とされて前記各放射線検出素子から出力された走査線方向に並ぶ前記各画像データ、または記憶手段から読み出された前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを一時的に蓄積する少なくとも２つのバッファレジスタを備え、
    　前記圧縮手段は、隣接する前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを前記２つのバッファレジスタに一時的に蓄積させ、前記２つのバッファレジスタの同じ番地の前記画像データ同士の差分を算出することで、同じ前記信号線に接続された隣接する前記放射線検出素子の前記画像データ同士の前記差分データを作成することを特徴とする請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　前記圧縮手段は、前記隣接する走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データ同士の差分を算出すると、一方の前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを現在蓄積されている前記バッファレジスタから他方の前記バッファレジスタに移し、空になった前記バッファレジスタに前記一方の走査線に隣接する前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを蓄積させて、前記２つのバッファレジスタの同じ番地の前記画像データ同士の差分を算出する処理を繰り返すことで前記差分データを作成することを特徴とする請求項３に記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記走査線を介してスイッチ手段がオン状態とされて前記各放射線検出素子から出力された走査線方向に並ぶ前記各画像データ、または記憶手段から読み出された前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを一時的に蓄積する少なくとも１つのバッファレジスタを備え、
    　前記圧縮手段は、隣接する前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データのうち、一方の前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データを前記１つのバッファレジスタに一時的に蓄積させ、他方の前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データをそれぞれ対応する前記一方の走査線の前記各画像データと置換して蓄積する際に、前記画像データ同士の差分を算出することで、同じ前記信号線に接続された隣接する前記放射線検出素子の前記画像データ同士の前記差分データを作成することを特徴とする請求項２に記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記圧縮手段が最初の前記走査線の前記走査線方向に並ぶ前記各画像データの差分を算出する際の基準となる基準データを備えることを特徴とする請求項３から請求項５のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  7. 　前記圧縮処理のためのハフマンコードのテーブルを予め備え、
    　前記圧縮手段は、前記テーブルを参照して前記画像データまたは前記差分データのハフマン符号化を行って前記放射線検出素子ごとの前記画像データまたは前記差分データに関して圧縮処理を行うことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  8. 　被写体である患者の身体の撮影部位を含む撮影条件ごとに前記圧縮処理のためのハフマンコードのテーブルを予め備え、
    　前記圧縮手段は、設定された前記撮影条件に応じて前記テーブルを選択し、選択した前記テーブルを参照して前記画像データまたは前記差分データのハフマン符号化を行って前記放射線検出素子ごとの前記画像データまたは前記差分データに関して圧縮処理を行うことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  9. 　前記圧縮手段は、前記画像データまたは前記差分データの圧縮処理時に、前記画像データまたは前記差分データに基づいて前記圧縮処理のためのハフマンコードのテーブルを作成し、前記テーブルを参照して前記画像データまたは前記差分データのハフマン符号化を行って前記放射線検出素子ごとの画像データに関して圧縮処理を行うことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  10. 　前記圧縮手段は、放射線画像撮影ごとに送信されてくる前記圧縮処理のためのハフマンコードのテーブルを参照して前記画像データまたは前記差分データのハフマン符号化を行って前記放射線検出素子ごとの前記画像データまたは前記差分データに関して圧縮処理を行うことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。
  11. 　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線と、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域に二次元状に配列された複数の放射線検出素子とを備える検出部と、
    　前記放射線検出素子から前記信号線を通じて電荷を読み出し、前記放射線検出素子ごとに前記電荷を電気信号に変換して画像データとして出力する読み出し回路と、
    　前記画像データから走査線単位毎の画像データを間引き抽出して間引きデータを生成する間引きデータ生成手段と、
    　前記間引きデータに対して圧縮処理を行う圧縮手段と、
    　を備え、
    　前記圧縮手段は、信号線方向に隣接する前記間引きデータに対して圧縮処理を行う又は、信号線方向に隣接する前記間引きデータに対して差分を算出して差分データを作成し当該差分データに対して圧縮処理を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。
  12. 　前記間引きデータ生成手段は、信号線単位毎の画像データを間引き抽出することを特徴とする請求項１１に記載の放射線画像撮影装置。
  13. 　前記圧縮処理が施された前記画像データを転送する転送手段を備える請求項１に記載の放射線画像撮影装置と、
    　前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記画像データを元の前記画像データに解凍して復元するコンソールと、
    　を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
  14. 　前記圧縮処理が施された前記差分データを転送する転送手段を備える請求項２から請求項６のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置と、
    　前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記差分データを元の前記差分データに解凍し、解凍した前記元の差分データに基づいて元の前記画像データを復元するコンソールと、
    　を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
  15. 　前記圧縮処理が施された前記画像データまたは前記差分データを転送する転送手段を備える請求項１０に記載の放射線画像撮影装置と、
    　放射線画像撮影ごとに前記圧縮処理のためのハフマンコードのテーブルを送信するコンソールと、
    　を備え、
    　前記コンソールは、前記放射線画像撮影装置に送信した前記テーブルを参照して前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記差分データを元の前記差分データに解凍し、解凍した前記元の差分データに基づいて元の前記画像データを復元することを特徴とする放射線画像撮影システム。
  16. 　前記圧縮処理が施された前記所定の画像データまたは前記圧縮処理が施された前記差分データを転送する転送手段を備える請求項１１又は１２に記載の放射線画像撮影装置と、
    　前記放射線画像撮影装置から転送されてきた前記圧縮処理が施された前記間引きデータまたは前記圧縮処理が施された前記差分データに基づいて元の前記所定の画像データを復元して間引き画像を形成するコンソールと、
    　を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
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