WO2017130561A1 - 放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法 - Google Patents

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WO2017130561A1
WO2017130561A1 PCT/JP2016/085694 JP2016085694W WO2017130561A1 WO 2017130561 A1 WO2017130561 A1 WO 2017130561A1 JP 2016085694 W JP2016085694 W JP 2016085694W WO 2017130561 A1 WO2017130561 A1 WO 2017130561A1
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和彦 勝嶌
航 松下
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コニカミノルタ株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image capturing system and a confirmation combined image generation and display method, and more particularly, to a radiographic image capturing system capable of performing long image capturing and a confirmation combined image generation and display method.
  • the subject is imaged using a radiographic imaging device (Flat Panel Detector) in which a plurality of radiation detection elements that generate electric charges according to the dose of irradiated radiation are arranged in a two-dimensional form (matrix) At this time, if the imaging region is wide, such as the entire spine of the patient or all the lower limbs, the imaging region may not fit within the size of one radiographic imaging device.
  • a radiographic imaging device Felat Panel Detector
  • matrix two-dimensional form
  • the radiographic image capturing apparatus P is loaded in the holder 101 of the imaging stand 100, and the subject H is moved while moving the radiographic image capturing apparatus P from the upper side to the lower side.
  • a plurality of radiation images are captured by irradiating the imaging region of the patient with radiation from the radiation generator 102 a plurality of times.
  • a radiographic image p in which imaging sites such as the entire spine and all the lower limbs are imaged is shown.
  • FIGS. 15A and 15B all The case of the lower limb (right foot) is shown.) (See, for example, Patent Document 1).
  • an imaging region for example, the entire spinal column or all lower limbs
  • an imaging region for example, the entire spinal column or all lower limbs
  • these radiographic images are combined to obtain a radiographic image
  • a photographing method for generating (hereinafter referred to as a combined image) is referred to as long photographing.
  • long imaging performed by moving the radiation image capturing apparatus P may be referred to as mobile long imaging.
  • a partition 103 having an opening is arranged in front of the radiation generator 102, the opening 103 is moved by moving the partition 103 in the vertical direction, and the radiographic imaging apparatus P that moves in the vertical direction is used.
  • the case where long photographing was performed by changing the irradiation direction of the radiation so that the radiation was irradiated was shown.
  • the radiographic image capturing apparatus P that moves in the vertical direction is configured to perform long imaging while moving the radiation generating apparatus 102 in the vertical direction.
  • the radiation generator 102 is swung to change the irradiation direction of the radiation so that the radiation image capturing apparatus P moving in the vertical direction is irradiated. In some cases.
  • the radiographic images p1 to p3 are generated by the console based on the signal values read by the radiographic imaging apparatus P, and the generated radiographic images are generated.
  • the images are processed and then combined to generate a combined image p (see FIG. 15B), which is displayed on the display screen. It takes about tens of seconds until the image p is generated and displayed on the display screen, and it becomes very long.
  • an operator such as a radiologist waits for a long time until it becomes possible to determine the necessity of re-imaging or the like by looking at the combined image p displayed after the radiation is irradiated, and promptly performs the next imaging. (For example, the next patient is called) or the next process cannot be performed, and the work efficiency is lowered.
  • the patient who is the subject of the long imaging needs to wait for a long time until the operator determines that re-imaging is unnecessary and is released, which increases the patient's restraint time.
  • editing processing such as adjustment of density and contrast for the combined image p is possible only after the combined image p is generated as described above. Therefore, an operator such as a radiographer can edit the combined image p only after waiting for several tens of seconds from the irradiation of radiation for long imaging as described above until the combined image p is generated.
  • the time from when the shooting is performed until the combined image p is generated and the editing process is performed and the shooting is finished becomes very long. There was a problem.
  • An object of the present invention is to provide a radiographic imaging system and a method for generating and displaying a combined image for confirmation.
  • a portable radiographic imaging system reflecting one aspect of the present invention includes the following.
  • a radiographic imaging device that reads out a signal value corresponding to the dose of irradiated radiation from each of a plurality of radiation detection elements;
  • a display unit ;
  • An image generation unit that generates a plurality of radiographic images based on the signal values read by the radiographic imaging device, and generates a combined image by combining the generated radiographic images;
  • the image generation unit may simplify any one of the generation of the radiographic image, the image processing on the radiographic image, and the generation of the combined image for output before generating the combined image for output.
  • the radiographic imaging system which produces
  • a confirmation combined image generation and display method reflecting one aspect of the present invention includes the following. Further, the method for generating and displaying the combined image for confirmation of the present invention is as follows. A plurality of radiation images are generated based on signal values read from a plurality of radiation detection elements of the radiation image capturing apparatus, and the combined radiation images are generated and displayed. A method for generating and displaying a combined image for confirmation, Any one of the generation of the radiographic image, the image processing on the radiographic image, and the generation of the combined image is processed instead of the process simplified when generating the combined image for output. A method for generating and displaying a confirmation combined image, wherein the combined image for confirmation is generated and displayed.
  • the time from when the radiation is irradiated for the long image capturing until the combined image is displayed and the capturing time are accurately determined. It becomes possible to shorten to.
  • FIG. 1 It is a figure showing one structural example of the radiographic imaging system concerning this embodiment. It is a perspective view showing the external appearance of a radiographic imaging device. It is a block diagram showing the equivalent circuit of a radiographic imaging apparatus. It is an expanded sectional view showing the part with which a radiographic imaging apparatus overlaps back and forth within the holder of an imaging stand.
  • Fancy-through radiation image p1 is a diagram representing the streaks components C L and structures component C S.
  • Fancy-through radiation image p2 is a diagram representing the streaks components C L and structures component C S. It is a figure explaining an example of the method of extracting the signal value for confirmation. It is a figure showing an example of the display screen displayed on a display part.
  • the shooting table for long shooting may be a shooting table for supine shooting.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of a radiographic image capturing system 50 according to the present embodiment (that is, a configuration example when performing one-shot long imaging as described above).
  • an imaging stand 51 for 1-shot long imaging that can be loaded with a plurality of radiographic imaging devices P1 to P3 is arranged in the imaging room Ra to perform long imaging.
  • the imaging stand 51 can be loaded with a plurality of radiographic imaging devices P1 to P3 so as to be aligned in the vertical direction in the holder 51a.
  • the radiographic imaging apparatuses P1 to P3 are described without being distinguished from each other, or when a single radiographic imaging apparatus is represented, the radiographic imaging apparatus P is referred to.
  • a radiation generating device 52 is provided in the radiographing room Ra. As shown in FIG. 1, the radiation generating device 52 used for long imaging is loaded on the imaging table 52A through a patient who is the subject H. A plurality of radiographic imaging apparatuses P1 to P3 can be irradiated with radiation once to perform long imaging (that is, one shot long imaging).
  • a repeater 54 is provided for relaying communication and the like between each device in the photographing room Ra and each device outside the photographing room Ra.
  • the repeater 54 is provided with an access point 53 so that the radiographic imaging devices P1 to P3 can transmit and receive the signal value D and various signals in a wireless manner.
  • the repeater 54 is connected to the control unit (generator) 55 and the console C of the radiation generator 52.
  • the front room (also referred to as an operation room or the like) Rb is provided with an operation console 57 of a radiation generator 52, which is operated by an operator such as a radiologist.
  • An exposure switch 56 is provided for instructing the radiation generator 52 to start radiation irradiation.
  • a console C comprising a computer (not shown), a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface, etc. connected to the bus.
  • the console C is provided with a display unit Ca constituted by a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display) or the like, and is provided with input means such as a mouse and a keyboard (not shown).
  • the console C is connected to or has a built-in storage means Cb composed of an HDD (Hard Disk Drive) or the like.
  • the console C generates radiographic images p1 to p3 (see, for example, FIG. 15A) based on the signal values D transferred from the radiographic imaging devices P1 to P3, and combines the generated radiographic images p1 to p3.
  • a combined image p (see, for example, FIG. 15B) is generated. This point will be described in detail later.
  • FIG. 2 is a perspective view showing an appearance of the radiographic image capturing apparatus.
  • the radiographic imaging apparatus P is configured by housing a radiation detection element 7 and the like, which will be described later, in a housing 2, and a power switch 25 and a changeover switch 26 are provided on one side surface of the housing 2.
  • the connector 27, the indicator 28, etc. described above are arranged.
  • an antenna 29 (see FIG. 3 below) for performing wireless communication with the outside is provided on, for example, the opposite side surface of the housing 2.
  • FIG. 3 is a block diagram showing an equivalent circuit of the radiation image capturing apparatus.
  • a plurality of radiation detection elements 7 are arranged in a two-dimensional form (matrix) on a sensor substrate (not shown). Each radiation detection element 7 generates a charge according to the dose of the irradiated radiation.
  • a bias line 9 is connected to each radiation detection element 7, and the bias line 9 is connected to a connection 10.
  • the connection 10 is connected to a bias power supply 14 so that a reverse bias voltage is applied from the bias power supply 14 to each radiation detection element 7 via the bias line 9 and the like.
  • a thin film transistor (Thin Film Transistor, hereinafter referred to as TFT) 8 is connected to each radiation detection element 7 as a switching element, and the TFT 8 is connected to the signal line 6.
  • the scanning driving means 15 is adapted to switch the on voltage and the off voltage supplied from the power supply circuit 15a via the wiring 15c with the gate driver 15b and apply them to the lines L1 to Lx of the scanning line 5.
  • Each TFT 8 is turned off when a turn-off voltage is applied via the scanning line 5, and the conduction between the radiation detection element 7 and the signal line 6 is cut off.
  • a radiation voltage is applied to the radiographic imaging device P while each TFT 8 is in an off state by applying an off voltage to each TFT 8 through the scanning line 5 for a predetermined time.
  • the charges generated in the radiation detection element 7 are accumulated in the radiation detection element 7.
  • Each TFT 8 is turned on when an on-voltage is applied via the scanning line 5, and discharges the electric charge accumulated in the radiation detection element 7 to the signal line 6.
  • a plurality of readout circuits 17 are provided in the readout IC 16, and the signal lines 6 are connected to the readout circuits 17, respectively.
  • the correlated double sampling circuit (described as “CDS” in FIG. 3) 19 reads out and outputs the voltage value output from the amplifier circuit 18 as an analog signal value D.
  • the output signal value D is sequentially transmitted to the A / D converter 20 via the analog multiplexer 21, and is sequentially converted into a digital signal value D by the A / D converter 20 and output to the storage means 23. Are stored sequentially.
  • the control means 22 is constituted by a computer (not shown) such as a CPU, ROM, RAM, input / output interface connected to the bus, FPGA (Field Programmable Gate Array) or the like. It may be configured by a dedicated control circuit.
  • a computer such as a CPU, ROM, RAM, input / output interface connected to the bus, FPGA (Field Programmable Gate Array) or the like. It may be configured by a dedicated control circuit.
  • the control means 22 includes a storage means 23 composed of SRAM (Static RAM), SDRAM (Synchronous DRAM), NAND flash memory, etc., an antenna 29, a connector 27, etc. A communication unit 30 that performs communication is connected. Further, the control means 22 is connected to a built-in power source 24 such as a lithium ion capacitor.
  • SRAM Static RAM
  • SDRAM Synchronous DRAM
  • NAND flash memory etc.
  • a communication unit 30 that performs communication is connected.
  • the control means 22 is connected to a built-in power source 24 such as a lithium ion capacitor.
  • the control means 22 of the radiographic imaging device P turns off the TFTs 8 for a predetermined time in a state where the radiation imaging device P is not irradiated with radiation before or after imaging.
  • the charge accumulated in each radiation detection element 7 is read by the reading circuit 17 to obtain the offset data O resulting from the dark charge (also referred to as dark current). It is like that.
  • the console C is configured to function as an image generation unit
  • the following processing is performed, for example, by the control unit 22 ( As shown in FIG. 1, when there are a plurality of radiographic imaging devices P, for example, the control unit 22 of one radiographic imaging device P) performs the processing (that is, the generation unit 22 of the radiographic imaging device P). It can also be configured to function as an image generator. Further, the image generation unit can be configured as a separate device other than the generation unit 22 of the console C or the radiographic imaging device P.
  • the display unit Ca of the console C (see FIG. 1) is used as the display unit for displaying the combined image p and the like will be described.
  • the display unit is a display other than the display unit Ca of the console C. It can also be configured as a device or the like.
  • the image generation unit C performs image processing such as normalization processing, gain correction, and gradation processing according to the imaging region on the true signal value D * , so that the radiation images p1 to p3 (see, for example, FIG. 15A) Is generated. Then, noise removal, defective pixel correction, and the like are performed on the generated radiographic images p1 to p3, and when imaging is performed using a grid (not shown), so-called grid stripes are reflected in the radiographic images p1 to p3. Therefore, processing for removing grid stripes is performed.
  • image processing such as normalization processing, gain correction, and gradation processing according to the imaging region on the true signal value D * , so that the radiation images p1 to p3 (see, for example, FIG. 15A) Is generated. Then, noise removal, defective pixel correction, and the like are performed on the generated radiographic images p1 to p3, and when imaging is performed using a grid (not shown), so-called grid stripes are reflected in the radiographic images p1
  • the image generation unit C adjusts the density, position, magnification, etc. of the radiographic images p1 to p3 subjected to the image correction processing as described above, and then combines the radiographic images p1 to p3 for output.
  • a combined image p (see, for example, FIG. 15B) is generated.
  • the radiographic imaging devices p are front and back within the holder 51a of the imaging stand 51 (that is, before and after when viewed from the radiation generating device 52 side). ) Have overlapping parts.
  • the radiation image capturing apparatus Pa on the front side that is, the side close to the radiation generator 52 (not shown in FIG. 4)
  • Structures and the like inside the radiographic imaging device Pa such as the housing 2a and the sensor panel SPa (including the sensor substrate on which each of the radiation detection elements 7 (see FIG. 3) described above is arranged in a two-dimensional manner) It appears in the radiographic image captured by the radiographic image capturing device Pb on the side (that is, the side far from the radiation generating device 52).
  • the radiographic image p2 captured in FIG. 5A has a linear structure such as an edge portion of the internal structure of the housing 2 and sensor panel SP of the radiographic image capturing apparatuses P2 and P3 on the front side.
  • the horizontal streak-like streak component C L due to, and the structural component C S due to the structure inside the housing 2 of the front radiographic imaging devices P2 and P3 are reflected.
  • the image generation unit C when long shooting is performed by one shot long shooting, the image generation unit C generates a radiographic image p1 among the radiographic images p1 to p3 generated or corrected as described above. It is adapted to generate the streaking component C L and structures component C S bonds image p for output by combining the radiation image p1 ⁇ p3 processing performed such removing from in p2.
  • the removal of the streak component C L and the structure component C S is described in Japanese Patent Application No. 2015-082439, and details thereof should be referred to.
  • the image generation unit C is for an operator such as a radiologist to check and determine whether or not re-imaging is necessary before generating the output combined image p as described above.
  • a confirmation combined image ppre is generated and displayed on the display unit Ca (see FIG. 1).
  • the confirmation combined image ppre is generated in the same manner as the output combined image p, as described above, the confirmation combined image ppre is generated and displayed after radiation has been irradiated for long imaging. It takes about several tens of seconds until it is displayed on the part Ca, and the start of the confirmation work by the operator is delayed.
  • the image generation unit C generates the radiation images p1 to p3, performs image processing on the radiation images p1 to p3, and outputs them before generating the output combined image p as described above.
  • One of the processes of generating the combined image p is processed in place of the simplified process to generate the confirmation combined image ppre, and the confirmation combined image ppre is displayed on the display unit Ca. ing.
  • the image generation unit C generates the output combined image p when the confirmation combined image ppre displayed on the display unit Ca is approved by an operator such as a radiologist. It has become. Note that the image generation unit C may be configured to generate the output combined image p regardless of the operator's approval. Further, a case where the confirmation combined image ppre is not approved by the operator will be described later.
  • the above processing includes, for example, the above-described noise removal processing, defective pixel correction processing, processing for removing grid stripes, processing such as alignment of the radiographic images p1 to p3 at the time of combining, and radiographic images p1, p2
  • a process of removing the streak component C L and the structure component C S is included.
  • the simplified process is a process in which a result similar to the result of the original process can be obtained, but the process is completed in a time shorter than the time required for the original process.
  • the radiographic image p is image-analyzed using, for example, Fourier transform, etc., and the components of the grid stripes are extracted, and the components are extracted as radiation.
  • the process may be performed so as to be removed from the image p.
  • the image analysis of the radiation image p is not performed, and for example, a grid stripe component created in advance is removed from the radiation image p. It can be configured to perform the process.
  • any process in each process for generating the output combined image p as described above is replaced with a simplified process
  • any one process may be replaced with a simplified process. It is also possible to configure the plurality of processes to be simplified processes.
  • the image generation unit C generates the confirmation combined image before generating the output combined image p. ppre is generated and displayed on the display unit Ca. Then, when generating the confirmation combined image ppre, since the confirmation combined image ppre is generated instead of the simplified process as described above, radiation is irradiated for long-length imaging. Since the confirmation combined image ppre is generated and displayed on the display unit Ca after that, it takes about several seconds, and can be very shortened.
  • an operator such as a radiologist can determine whether or not re-imaging is necessary by looking at the confirmation combined image ppre displayed immediately after irradiation (that is, earlier than the conventional case). It becomes possible, and it becomes possible to move to the next photographing or the next processing promptly.
  • the patient who is the subject of the long-time shooting the time until the operator decides that re-shooting is unnecessary and is released is shortened, so the patient's restraint time is shortened and the burden on the patient is reduced. It becomes possible to reduce.
  • the radiation image capturing devices P1 to P3 read out as data that is the basis for generating the confirmation combined image ppre as described above.
  • processing using so-called thinned data Dpre extracted from the read signal values D is also included.
  • the present invention is not limited to this, and the above-described case is described.
  • any form can be used as long as one of the processes for generating the output combined image p is replaced with a simplified process and the confirmation combined image ppre is generated and displayed.
  • it is included in the present invention.
  • the control means 22 of the radiographic imaging apparatus P performs extraction processing of the thinned data Dpre from the signal value D, and the control means 22 applies radiation to the radiographic imaging apparatus P.
  • each signal value D is read from each radiation detection element 7 as described above.
  • the thinned data Dpre is extracted from the read signal value D at a predetermined ratio, and the extracted thinned data Dpre is transferred to the image generating unit C.
  • the image generation unit C can perform the extraction processing of the thinned data Dpre.
  • the control unit 22 of the radiographic image capturing apparatus P reads the signal value D as described above
  • the signal value D is transferred to the image generation unit C, and the image generation unit C receives the transferred signal value.
  • the thinned data Dpre is extracted from D at a predetermined rate.
  • the thinned data Dpre As a method of extracting the thinned data Dpre, for example, as shown in FIG. 6, for example, as shown in FIG. 6, a predetermined number (see FIG. The signal value D (n, m) read from each radiation detection element 7 connected to the designated scanning line 5 is extracted for every one scanning line 5 in the case of 6).
  • the thinned data Dpre can be configured.
  • L1, L2,... represent the lines L1, L2,... (See FIG. 3) of the scanning line 5
  • D (n, m) represents the radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional manner.
  • the signal value D read from the radiation detection element 7 (n, m) in the n-th row and the m-th column is represented.
  • the method of extracting the thinning data Dpre is not limited to this, and for example, the ratio of one out of the signal values D read from the radiation detection elements 7 such as 3 ⁇ 3 or 4 ⁇ 4 It is possible to extract the thinned-out data Dpre by extracting the signal value D.
  • the control means 22 of the radiographic image capturing apparatus P acquires the offset data O before or after long imaging.
  • the offset data O is extracted from the thinned data Dpre for each radiation detection element 7 according to the following equation (2) similar to the above equation (1).
  • Subtraction processing is performed to calculate offset-corrected thinning data Dpre_cor (hereinafter referred to as thinning correction data Dpre_cor), and the calculated thinning correction data Dpre_cor is transferred to the image generation unit C.
  • Dpre_cor Dpre_raw ⁇ O (2)
  • Dpre_raw represents raw data before offset correction (that is, thinned data Dpre extracted from each signal value D).
  • the thinning raw data Dpre_raw is hereinafter referred to.
  • the thinned raw data and the offset data O may be transferred from the radiation image capturing apparatus P to the image generation unit C, and the subtraction process of the above equation (2) may be performed by the image generation unit C.
  • the radiographic imaging apparatuses P1 to P3 when long imaging is performed and radiation is irradiated, the radiographic imaging apparatuses P1 to P3 (see FIG. 1) perform read processing of the signal value D and the above extraction processing to perform thinned raw data. Each Dpre_raw is transferred to the image generation unit C.
  • the offset data O acquisition process is performed after shooting, the offset data O acquisition process is performed, and then the thinning correction data Dpre_cor is transferred to the image generation unit C.
  • each of the radiographic imaging apparatuses P1 to P3 transfers two types of thinning data Dpre (thinning raw data Dpre_raw and thinning correction data Dpre_cor) having different processing methods to the image generation unit C. ing.
  • the remaining signal values D (that is, signal values D other than the thinning raw data Dpre_raw) are calculated according to the above equation (1).
  • the offset data O is subtracted for each radiation detection element 7, and the true signal value D * related to the calculated remaining signal value D is transferred to the image generation unit C.
  • the subtraction process may be performed by the image generation unit C by transferring the remaining signal value D and the corresponding offset data O from each of the radiographic imaging devices P1 to P3 to the image generation unit C.
  • a display screen H1 as shown in FIG. 7 is displayed on the display unit Ca.
  • the photographing preparation by such each of the radiation imaging apparatus P1 ⁇ P3 are loaded in the holder 51a of the image capturing base 51 are complete, as shown in Figure 7, can be "taken for example the main screen S M ”Or the like is displayed to notify an operator such as a radiologist that imaging is possible.
  • the image generation unit C generates the radiation images ppre_raw1 to ppre_raw3 (not shown) by performing each process including the process simplified as described above on the transferred thinned raw data Dpre_raw, and combines them.
  • a confirmation combined image ppre hereinafter referred to as a confirmation combined image ppre_raw
  • the image generating unit C on the main screen S M of the display screen H1 being displayed on the display unit Ca, and displays the generated confirmation combined image Ppre_raw. Also, to display a thumbnail image of the confirmation combined image ppre_raw on the sub-screen S R.
  • the thinned-out raw data Dpre_raw is data that has not been offset-corrected by the offset data O, and therefore the confirmation combined image ppre_raw generated based on the thinned raw data Dpre_raw is a relatively low-quality image.
  • an operator such as a radiologist looks at the confirmation combined image ppre_raw displayed on the display screen H1 and sees whether or not the imaging region of the patient is captured in the image (that is, nothing is reflected in the combined image). It is possible to determine whether or not the radiation field is appropriately set, whether or not the imaging region has been cut off (whether it is out of the image), or the like.
  • the image generation unit C is now similar to the above with respect to the transferred thinning correction data Dpre_cor.
  • the radiographic images ppre_cor1 to ppre_cor3 are generated by performing each processing including the simplified processing, and the combined images ppre for confirmation (hereinafter referred to as the confirmed combined image ppre_cor) are generated by combining them. .
  • the image generating unit C as shown in FIG. 9, so as to replace the main screen S M to the displayed for confirmation were combined image ppre_raw the display screen H1 (see FIG. 8) in the confirmation combined image Ppre_cor, The generated combined image for confirmation ppre_cor is displayed.
  • the image generation unit C generates a plurality of confirmation combined images ppre_raw and ppre_cor that are processed differently, and subsequently generates the confirmation combined image ppre_raw generated earlier.
  • a plurality of confirmation combined images ppre_raw and ppre_cor are displayed on the display unit Ca in the order of generation.
  • the confirmation combined image ppre_raw is displayed on the display unit Ca more promptly (earlier) after irradiation with radiation than when only one type of confirmation combined image ppre_cor is displayed. It becomes possible to display, and it becomes possible for an operator such as a radiologist to determine the necessity of re-imaging, etc. more quickly by looking at the confirmation combined image ppre_raw displayed earlier (earlier). It becomes possible to move to the next shooting or the next processing. In addition, the patient who is the subject of the long-time shooting takes less time until the operator decides that re-shooting is unnecessary and is released, so the patient's restraint time is shorter and the patient takes more time. The burden can be further reduced.
  • the image generating unit C converts the true signal value D * into the true signal value D * .
  • the original processing described above is executed to generate radiation images p1 to p3 (see FIG. 15A), and these are combined to generate a combined image p for output (see FIG. 15B).
  • the image generation unit C as shown in FIG. 10, the combined image p for outputting a main screen S M to the displayed for confirmation were combined image ppre_cor the display screen H1 (see FIG. 9) Thus, the generated combined image p for output is displayed. Note that the output combined image p is not necessarily displayed on the display unit Ca.
  • the intermediate process (that is, for example, radiation images ppre_raw1 to ppre_raw3) is displayed on the display screen H1 displayed on the display unit Ca.
  • the confirmation combined image ppre_raw is displayed on the display unit Ca.
  • the thinned-out raw data Dpre_raw is sequentially obtained from the radiographic imaging apparatuses P1 to P3 (that is, the radiographic imaging apparatus). May be forwarded (for every P). Also, in the case of mobile long imaging as shown in FIG. 14, the signal value D is read out every time radiation is emitted from the radiation generator 52 while the radiographic imaging device P is moving, and thinning is performed. The raw data Dpre_raw is sequentially transferred.
  • the image generating unit C is similar to the above.
  • the image generation unit C displays the generated radiographic images ppre_raw1 to ppre_raw3 on the display unit Ca until the radiographic images ppre_raw1 to ppre_raw3 necessary for generating the confirmation combined image ppre_raw are prepared. It can also be configured to display.
  • the generated radiographic images ppre_raw1 to ppre_raw3 (in FIG. 11, the case of the radiographic image ppre_raw2 is shown) is displayed. It is possible to sequentially configured will be displayed on the main screen S M of the display screen H1 of the Ca.
  • the image generation unit C combines the radiation images. It is also possible to configure to display on the display unit Ca. That is, in this case, for example, if the radiation image ppre_raw1 that can be combined is generated when the radiation image ppre_raw2 is generated, the image generation unit C combines the radiation images ppre_raw1 and ppre_raw2 as shown in FIG. to, it is possible to configure so as to display on the main screen S M of the display screen H1 of the display portion Ca.
  • an operator such as a radiographer does not wait until the confirmation combined image ppre_raw is generated, and at the stage where the respective radiographic images ppre_raw1 to ppre_raw3 are generated, It is possible to determine whether or not re-imaging is necessary by looking at ppre_raw1 to ppre_raw3 (in the case of FIGS. 11 and 12) and the combined radiation image (in the case of FIG. 13), and more quickly after the radiation is irradiated ( Furthermore, it becomes possible to determine whether or not re-photographing is necessary at an early stage.
  • Examples of the contents of image editing include the following contents.
  • image editing has been started after the output combined image p is generated.
  • Image editing can be started, and image editing on the combined image can be started earlier than when image editing is started after the output combined image p is generated.
  • the image generation unit C stores the contents of the image editing actually performed on the confirmation combined image ppre_cor as described above, and outputs the combined image for output as described above.
  • image editing performed on the confirmation combined image ppre_cor is applied to the generated output combined image p, so that the output combined image p is automatically edited. It has become.
  • the image editing unit C automatically performed on the output combined image p can be finely adjusted or changed by an operator such as a radiographer. Yes.
  • the image generation unit C generates a combined image p for output
  • the main screen S M the displayed for confirmation are combined image ppre_cor
  • the display screen H1 Is replaced with the combined image p for output.
  • the confirmation combined image ppre_cor is displayed when an operator such as a radiographer performs image editing on the confirmed combined image ppre_cor. If the combined image p for output is replaced, image editing becomes difficult.
  • the image generation unit C does not replace the image while an operator such as a radiologist is performing some image editing on the combined image for confirmation ppre_cor. It is possible to replace the confirmation combined image ppre_cor with the output combined image p when it is determined that the editing has been completed, or when the operator performs an operation indicating that the image editing has been completed. is there.
  • the image editing performed on the confirmation combined image ppre_cor is applied to the output combined image p.
  • the combined image p for output can be displayed.
  • the generated radiation images p1 to p3 are combined to generate an output combined image p (see FIG. 15B and FIG. 10). Even though the combined image p is not used and the combining process becomes unnecessary, when the image generating unit C performs the combining process, the image generating unit C performs processing for re-photographing and other processing. The start is delayed and eventually the shooting time is unnecessarily long.
  • the image generating unit C It is possible to configure such that the process of combining the plurality of generated radiation images p1 to p3 is not performed, and the process of generating the output combined image p is not performed.
  • the image generation unit C quickly performs processing for re-imaging and other processing without performing the combining processing of the generated radiation images p1 to p3.
  • the photographing time can be shortened accurately.
  • the confirmation combined image ppre obtained by the photographing before the re-photographing is better than the confirmation combined image ppre (or the output combined image p) obtained by the re-photographing. It can happen. In such a case, an operator such as a radiologist clicks on a predetermined button icon on the display screen H1 to perform an operation for canceling the previously performed failure processing.
  • the image generation unit C discards the plurality of generated radiographic images p1 to p3 at the time when the imaging process is performed at the time of imaging before reimaging, the result is as follows. After poor re-imaging, re-imaging must be performed again, which not only increases the imaging time, but also increases the burden on the patient and increases the patient's exposure dose. For this reason, the image generation unit C does not perform the combining process of the radiation images p1 to p3 as described above when the image loss process is performed, but stores the generated radiation images p1 to p3 in the memory. It is preferable to configure.
  • the image generation unit C reads out a plurality of radiation images p1 to p3 generated and stored at the time of imaging before re-imaging from the memory, It is possible to configure to generate a combined image p for output by resuming the process of combining them.
  • the confirmation combined image ppre obtained by the photographing before the re-shooting is better than the confirmation combined image ppre obtained by the re-shooting (or the output combined image p).
  • the loss canceling operation it is possible to generate a combined image p for output by combining a plurality of radiation images p1 to p3 generated at the time of imaging before re-imaging. Therefore, it is not necessary to perform re-imaging again after re-imaging, which has resulted in poor results, and it is possible to accurately prevent an increase in imaging time, and the burden on the patient and the patient's exposure dose can be reduced. It is possible to accurately prevent the increase.
  • the thinned data Dpre is transferred from one of the plurality of radiographic imaging apparatuses P1 to P3 to the image generating unit C, and another radiographic imaging apparatus A true signal value D * related to the signal value D, not the thinned data Dpre, may be transferred from P to the image generation unit C.
  • data is transferred from each radiographic image capturing device P or one radiographic image capturing device P in the case of mobile long imaging to the image generation unit C in a state where the thinned data Ppre and the true signal value D * are mixed. It is also possible to configure as described above.
  • the radiation image capturing apparatus P stores a predetermined thinning condition, and can be configured to extract the thinning data Dpre according to the thinning condition.
  • the thinning condition includes any one of a thinning rate, a thinning algorithm, and the number of data bits.
  • the thinning-out data Dpre thinning-out conditions are designated by being transmitted from the console C (or image generation unit; the same applies hereinafter) to the radiographic imaging apparatus P, and the radiographic imaging apparatus P receives the thinning-out conditions. It can be configured to store it.
  • the radiographic imaging apparatus P and the console C can communicate with each other by a wireless system or a wired system (see the communication unit 30, the connector 27, and the antenna 29 in FIG. 3). ).
  • the console C applies, for example, a first thinning-out condition (such as a thinning-out rate) when the transfer is performed in a wired manner, and the transfer is performed more thinly than the first thinning-out condition when the transfer is performed in a wireless manner. It is possible to apply the second thinning-out condition where the data amount of the data Dpre is small.
  • the console C monitors, for example, the transfer speed from the radiation image capturing apparatus P to the image generation unit C, and switches the thinning condition according to the transfer speed divided by one or more threshold conditions. And can be configured to be controlled.
  • the radiographic imaging device P can be configured to monitor the transfer speed to the image generation unit C.
  • the console C stores, for example, the configuration and transfer speed of the communication method (wireless method or wired method) from the radiographic image capturing device P to the image generation unit C, and is the same as the communication method in the current imaging. It is possible to adopt a thinning-out condition corresponding to the transfer rate in the communication method in the shooting.
  • the image generation unit C generates the confirmation combined image ppre using the thinned data Dpre extracted under different thinning conditions.
  • the thinned data Dpre is used Information such as whether it has been extracted is acquired from the console C, and appropriate processing based on the acquired thinning condition is performed on the thinned data Dpre to generate a confirmation combined image ppre, which is displayed on the display unit Ca (FIG. 1). (See) can be configured to be displayed above.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment and the like, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
  • It may be used in the field of radiographic imaging (especially in the medical field).
  • Radio means image generation unit
  • Control means image generation unit
  • Radiation imaging system C Console (image generator)
  • Ca display unit D signal value Dpre, Dpre_raw, Dpre_cor thinned data H subject P, P1 to P3 radiographic imaging device p combined image, output combined image p1 to p3 radiographic image ppre, ppre_raw, ppre_cor confirmation combined image ppre_cor later Generated confirmation combined image ppre_raw Confirmation combined image ppre_raw and ppre_cor generated in advance
  • a plurality of confirmation combined images having different processing methods

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Abstract

長尺撮影のために放射線を照射してから結合画像が表示されるまでの時間や撮影時間を的確に短縮することが可能な放射線画像撮影システムを提供する。　照射された放射線の線量に応じた信号値Ｄを複数の放射線検出素子７からそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３と、表示部Ｃａと、結合画像ｐを生成する画像生成部Ｃ、２２とを備える放射線画像撮影システム５０において、画像生成部Ｃ、２２は、出力用の結合画像ｐを生成する前に、放射線画像ｐ１～ｐ３の生成、放射線画像ｐ１～ｐ３に対する画像処理、および出力用の結合画像ｐの生成のうちいずれかの処理を簡略化された処理に替えて処理することで確認用結合画像ｐpre_raw、ｐpre_corを生成して、生成した確認用結合画像ｐpre_raw、ｐpre_corを表示部Ｃａに表示させる。

Description

放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法
　本発明は、放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法に係り、特に、長尺撮影を行うことが可能な放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法に関する。
　照射された放射線の線量に応じて電荷を発生させる複数の放射線検出素子が二次元状（マトリクス状）に配列されて構成された放射線画像撮影装置（Flat Panel Detector）を用いて被写体の撮影を行う際、撮影部位が患者の全脊柱や全下肢等のように撮影領域が広いと、撮影部位が１枚の放射線画像撮影装置のサイズに収まらない場合がある。
　従来、このような場合には、例えば図１４に示すように、撮影台１００のホルダー１０１内に放射線画像撮影装置Ｐを装填し、放射線画像撮影装置Ｐを例えば上方から下方に移動させながら被写体Ｈである患者の撮影部位に放射線発生装置１０２から放射線を複数回照射して複数の放射線画像を撮影する。そして、それらの放射線画像ｐ１～ｐ３（図１５Ａ参照）を結合することで、全脊柱や全下肢等の撮影部位が撮影された放射線画像ｐ（図１５Ｂ参照。なお、図１５Ａ、図１５Ｂでは全下肢（右足）の場合が示されている。）を生成していた（例えば特許文献１等参照）。
　なお、このように、１枚の放射線画像撮影装置のサイズに収まらない撮影部位（例えば全脊柱や全下肢等）を複数の放射線画像に分けて撮影し、それらの放射線画像を結合して放射線画像（以下、結合画像という。）を生成する撮影方法を、長尺撮影という。また、図１４に示したように放射線画像撮影装置Ｐを移動させて行われる長尺撮影を、移動式長尺撮影と言う場合がある。
　また、図１４では、放射線発生装置１０２の前に開口部を有する衝立１０３を配置し、衝立１０３を上下方向に移動させることで開口部を移動させ、上下方向に移動する放射線画像撮影装置Ｐに対して放射線が照射されるように放射線の照射方向を変えるようにして長尺撮影を行う場合を示した。
　しかし、図示を省略するが、この他にも、例えば、上下方向に移動する放射線画像撮影装置Ｐと同じように放射線発生装置１０２を上下方向に移動させながら長尺撮影を行うように構成される場合もあり、また、放射線発生装置１０２に首振り動作をさせて、上下方向に移動する放射線画像撮影装置Ｐに対して放射線が照射されるように放射線の照射方向を変えるようにして長尺撮影を行うように構成される場合もある。
　一方、近年、長尺撮影を行う方法として、例えば図１６に示すように、予め撮影台１００のホルダー１０１内に複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３を並べて装填しておき、放射線発生装置１０２から被写体Ｈである患者の撮影部位を介して複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３に放射線を１回だけ照射して（すなわち１ショットで）長尺撮影を行う方法が開発されている（例えば特許文献２、３等参照）。なお、以下、このような長尺撮影を１ショット長尺撮影と言う場合がある。
　また、従来の長尺撮影の場合（図１４参照）も同様であるが、図１６に示したように立位で長尺撮影を行う場合だけでなく、例えば図１７に示すように、ホルダー１０１内に複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３を水平方向に並ぶように装填し、その上方に配置された天板１０４上に被写体Ｈである患者を横臥させた状態（すなわち臥位の状態）で上方から放射線を照射して長尺撮影を行う場合もある。
特開２０１３－２２６２４３号公報 特開２０１１－２２４３３８号公報 特開２０１２－０４５１５９号公報
　ところで、単純撮影（すなわち１枚の放射線画像撮影装置Ｐの放射線を１回照射して１枚の放射線画像を撮影する撮影）を行う場合、放射線画像撮影装置Ｐの複数の放射線検出素子から読み出された各信号値をコンソールに転送し、コンソールで、各信号値に基づいて放射線画像を生成して表示画面上に表示し、表示された放射線画像を放射線技師等の操作者が見て、再撮影の要否等を判断するように構成される場合がある。
　しかし、これを上記の長尺撮影に適用すると、放射線画像撮影装置Ｐで読み出された各信号値に基づいてコンソールで各放射線画像ｐ１～ｐ３（図１５Ａ参照）を生成し、生成した各放射線画像に画像処理を施したうえでそれらを結合して結合画像ｐ（図１５Ｂ参照）を生成して表示画面上に表示することになるが、長尺撮影のために放射線が照射されてから結合画像ｐが生成され表示画面上に表示されるまでの時間が数十秒程度かかり非常に長くなる。
　そのため、放射線技師等の操作者は、放射線が照射されてから表示された結合画像ｐを見て再撮影の要否等を判断することができるようになるまで長く待たされ、速やかに次の撮影（例えば次の患者の呼び込み等）や次の処理に移ることができず、作業効率が低下してしまう。また、長尺撮影の撮影対象である患者は、操作者が再撮影は不要であると判断して解放されるまで長い時間待たなければならなくなり、患者の拘束時間が長くなってしまう。
　また、結合画像ｐに対する濃度やコントラストの調整等の編集処理は、上記のように結合画像ｐが生成された後で初めて可能になる。そのため、放射線技師等の操作者は、上記のように長尺撮影のために放射線が照射されてから結合画像ｐが生成されるまでに数十秒程度待たされた後でようやく結合画像ｐに対する編集処理を開始することが可能になるが、これでは、撮影が行われてから結合画像ｐが生成され編集処理を行って撮影が終了するまでの時間（すなわち撮影時間）が非常に長くなってしまうという問題があった。
　本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、長尺撮影のために放射線を照射してから結合画像が表示されるまでの時間や撮影時間を的確に短縮することが可能な放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法を提供することを目的とする。
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の一側面を反映した可搬型放射線画像撮影システムは、以下を有する。
　照射された放射線の線量に応じた信号値を複数の放射線検出素子からそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
　表示部と、
　前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいて複数の放射線画像を生成し、生成した前記複数の放射線画像を結合して結合画像を生成する画像生成部と、を有し、
　前記画像生成部は、出力用の前記結合画像を生成する前に、前記放射線画像の生成、前記放射線画像に対する画像処理、および前記出力用の結合画像の生成のうちいずれかの処理を簡略化された処理に替えて処理することで確認用結合画像を生成して、生成した前記確認用結合画像を前記表示部に表示させる放射線画像撮影システム。
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の一側面を反映した確認用結合画像の生成表示方法は、以下を有する。
　また、本発明の確認用結合画像の生成表示方法は、
　放射線画像撮影装置の複数の放射線検出素子からそれぞれ読み出された信号値に基づいて複数の放射線画像を生成し、生成した前記複数の放射線画像を結合して確認用結合画像を生成して表示する確認用結合画像の生成表示方法であって、
　前記放射線画像の生成、前記放射線画像に対する画像処理、および結合画像の生成のうちいずれかの処理を、前記出力用の結合画像を生成する際の処理よりも簡略化された処理に替えて処理して前記確認用結合画像を生成して表示する確認用結合画像の生成表示方法。
　本発明のような方式の放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法によれば、長尺撮影のために放射線を照射してから結合画像が表示されるまでの時間や撮影時間を的確に短縮することが可能となる。
本実施形態に係る放射線画像撮影システムの１つの構成例を表す図である。 放射線画像撮影装置の外観を表す斜視図である。 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。 撮影台のホルダー内で放射線画像撮影装置が前後に重なる部分を表す拡大断面図である。 放射線画像ｐ１に写り込んだスジ成分ＣＬや構造物成分ＣＳを表す図である。 放射線画像ｐ２に写り込んだスジ成分ＣＬや構造物成分ＣＳを表す図である。 確認用の信号値の抽出の仕方の一例を説明する図である。 表示部上に表示される表示画面の一例を表す図である。 表示部上に確認用結合画像ｐpre_rawが表示された状態を表す図である。 表示部上に確認用結合画像ｐpre_corが表示された状態を表す図である。 表示部上に出力用の結合画像が表示された状態を表す図である。 表示部上に生成された放射線画像が表示された状態を表す図である。 表示部上に生成された放射線画像が並べられて表示された状態を表す図である。 表示部上に生成された放射線画像が結合されて表示された状態を表す図である。 従来の移動式長尺撮影を説明する図である。 長尺撮影で撮影される各放射線画像の例を表す図である。 各放射線画像を結合して生成される結合画像の例を表す図である。 １ショット長尺撮影を説明する図である。 臥位の状態で１ショット長尺撮影を行う場合の構成例を表す図である。
　以下、本発明に係る放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法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、３枚の放射線画像撮影装置を長尺撮影用の撮影台のホルダーに並べて装填し、１ショット長尺撮影を行う場合について説明するが、本発明は、この場合に限定されず（放射線画像撮影装置が３枚の場合にも限定されず）、例えば移動式長尺撮影（図１４参照）の場合にも適用される。
　また、以下では、３枚の放射線画像撮影装置を装填する１ショット長尺撮影用の撮影台が立位撮影用の撮影台である場合について説明するが、図１７に示したように、１ショット長尺撮影用の撮影台は臥位撮影用の撮影台であってもよい。
［放射線画像撮影システムの構成例について］
　図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０の１つの構成例（すなわち上記のように１ショット長尺撮影を行う場合の構成例）を表す図である。図１に示すように、本実施形態では、撮影室Ｒａには、長尺撮影を行うために複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３を装填可能な１ショット長尺撮影用の撮影台５１が配置されている。そして、撮影台５１は、そのホルダー５１ａ内に縦方向に並ぶように複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３を装填することができるようになっている。なお、以下、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３を区別せずに説明する場合や１枚の放射線画像撮影装置を表す場合は、放射線画像撮影装置Ｐという。
　撮影室Ｒａには、放射線発生装置５２が設けられており、図１に示すように、長尺撮影に用いる放射線発生装置５２は、被写体Ｈである患者を介して、撮影台５２Ａに装填された複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３に放射線を１回照射して長尺撮影（すなわち１ショット長尺撮影）を行うことができるようになっている。
　また、撮影室Ｒａには、撮影室Ｒａ内の各装置等や撮影室Ｒａ外の各装置等の間の通信等を中継するための中継器５４が設けられている。そして、中継器５４には、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３が無線方式で信号値Ｄや各種の信号等の送受信を行うことができるように、アクセスポイント５３が設けられている。また、中継器５４は、放射線発生装置５２の制御部（ジェネレーター）５５やコンソールＣと接続されている。
　図１に示すように、前室（操作室等ともいう。）Ｒｂには、放射線発生装置５２の操作卓５７が設けられており、操作卓５７には、放射線技師等の操作者が操作して放射線発生装置５２に対して放射線の照射開始等を指示するための曝射スイッチ５６が設けられている。
　また、前室Ｒｂには、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、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ー等で構成されたコンソールＣが設けられている。コンソールＣには、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等で構成される表示部Ｃａが設けられており、また、図示しないマウスやキーボード等の入力手段を備えている。また、コンソールＣには、ＨＤＤ（Hard　Disk Drive）等で構成された記憶手段Ｃｂが接続され、或いは内蔵されている。
　本実施形態では、コンソールＣは、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から転送された信号値Ｄに基づいて放射線画像ｐ１～ｐ３（例えば図１５Ａ参照）を生成し、生成した放射線画像ｐ１～ｐ３を結合して結合画像ｐ（例えば図１５Ｂ参照）を生成するようになっている。なお、この点については後で詳しく説明する。
［放射線画像撮影装置について］
　次に、放射線画像撮影システムで用いられる放射線画像撮影装置Ｐについて説明する。図２は、放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。本実施形態では、放射線画像撮影装置Ｐは、後述する放射線検出素子７等が筐体２内に収納されて構成されており、筐体２の一方の側面には、電源スイッチ２５や切替スイッチ２６、前述したコネクター２７、インジケーター２８等が配置されている。また、図示を省略するが、本実施形態では、筐体２の例えば反対側の側面等に、外部と無線通信を行うためのアンテナ２９（下記の図３参照）が設けられている。
　図３は、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。図３に示すように、放射線画像撮影装置Ｐには、図示しないセンサー基板上に複数の放射線検出素子７が二次元状（マトリクス状）に配列されている。各放射線検出素子７は、照射された放射線の線量に応じた電荷を発生させるようになっている。
　各放射線検出素子７には、バイアス線９が接続されており、バイアス線９は結線１０に接続されている。そして、結線１０はバイアス電源１４に接続されており、バイアス電源１４からバイアス線９等を介して各放射線検出素子７に逆バイアス電圧が印加されるようになっている。
　また、各放射線検出素子７には、スイッチ素子として薄膜トランジスター（Thin Film Transistor。以下、ＴＦＴという。）８が接続されており、ＴＦＴ８は信号線６に接続されている。また、走査駆動手段１５は、配線１５ｃを介して電源回路１５ａから供給されたオン電圧とオフ電圧をゲートドライバー１５ｂで切り替えて走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加するようになっている。
　そして、各ＴＦＴ８は、走査線５を介してオフ電圧が印加されるとオフ状態になって、放射線検出素子７と信号線６との導通を遮断するようになっている。そして、撮影の際には、走査線５を介して各ＴＦＴ８に所定時間オフ電圧を印加して各ＴＦＴ８がオフ状態になっている間に放射線画像撮影装置Ｐに放射線が照射され、放射線の照射により放射線検出素子７内で発生した電荷が放射線検出素子７内に蓄積される。
　また、各ＴＦＴ８は、走査線５を介してオン電圧が印加されるとオン状態になって、放射線検出素子７内に蓄積された電荷を信号線６に放出させるようになっている。一方、読み出しＩＣ１６内には複数の読み出し回路１７が設けられており、読み出し回路１７にはそれぞれ信号線６が接続されている。
　そして、信号値Ｄの読み出し処理の際には、放射線検出素子７から電荷が放出されると、電荷は信号線６を介して読み出し回路１７に流れ込み、増幅回路１８では流れ込んだ電荷の量に応じた電圧値が出力される。そして、相関二重サンプリング回路（図３では「ＣＤＳ」と記載されている。）１９は、増幅回路１８から出力された電圧値をアナログ値の信号値Ｄとして読み出して出力する。そして、出力された信号値Ｄはアナログマルチプレクサー２１を介してＡ／Ｄ変換器２０に順次送信され、Ａ／Ｄ変換器２０でデジタル値の信号値Ｄに順次変換され、記憶手段２３に出力されて順次保存されるようになっている。
　制御手段２２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ーや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等で構成されている。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には、ＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）やＳＤＲＡＭ（Synchronous ＤＲＡＭ）、ＮＡＮＤ型フラッシュメモリー等で構成される記憶手段２３や、アンテナ２９やコネクター２７を介して外部と無線方式や有線方式で通信を行う通信部３０が接続されている。さらに、また制御手段２２には、リチウムイオンキャパシター等の内蔵電源２４等が接続されている。
　また、本実施形態では、放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２は、撮影の前または後に、放射線画像撮影装置Ｐに対して放射線が照射されない状態で各ＴＦＴ８を所定時間オフ状態とし、その後、上記の信号値Ｄの読み出し処理と同様に、各放射線検出素子７内に蓄積された電荷を読み出し回路１７で読み出すことで、暗電荷（暗電流等ともいう。）に起因するオフセットデータＯを取得するようになっている。
［画像生成部における出力用の結合画像の生成等について］
　次に、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０（図１参照）の画像生成部における、複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３（図１参照）で読み出された各信号値Ｄ等に基づく各放射線画像ｐ１～ｐ３の生成処理、およびそれらを結合した結合画像ｐ（すなわち最終的に画像生成部から外部システムに出力される出力用の結合画像ｐ）の生成処理について簡単に説明する。
　なお、以下では、コンソールＣが画像生成部として機能するように構成されている場合について説明し、画像生成部Ｃと記載するが、以下の処理を、例えば放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２（図１に示したように放射線画像撮影装置Ｐが複数存在する場合には例えばそのうちの１つの放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２）が行うように（すなわち放射線画像撮影装置Ｐの生成手段２２が画像生成部として機能するように）構成することも可能である。また、画像生成部を、コンソールＣや放射線画像撮影装置Ｐの生成手段２２以外の別体の装置として構成することも可能である。
　また、以下では、結合画像ｐ等を表示する表示部として、前述したコンソールＣの表示部Ｃａ（図１参照）を用いる場合について説明するが、表示部を、コンソールＣの表示部Ｃａ以外の表示装置等として構成することも可能である。
　上記のように、長尺撮影が行われると、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３で、下記（１）式に従って読み出された信号値ＤからオフセットデータＯが放射線検出素子７ごとに減算処理され、算出された真の信号値Ｄ＊（すなわち放射線の照射により発生した電荷に起因する信号値）が画像生成部Ｃに転送されてくる。なお、下記（１）式の減算処理を画像生成部Ｃで行ってもよい。
　　Ｄ＊＝Ｄ－Ｏ　　…（１）
　そして、画像生成部Ｃは、真の信号値Ｄ＊に対して正規化処理やゲイン補正、撮影部位に応じた階調処理等の画像処理を行って放射線画像ｐ１～ｐ３（例えば図１５Ａ参照）を生成する。そして、生成した放射線画像ｐ１～ｐ３に対してノイズ除去や欠陥画素補正等を行うとともに、図示しないグリッドを用いて撮影が行われた場合には各放射線画像ｐ１～ｐ３にいわゆるグリッド縞が写り込んでいるためグリッド縞を除去する処理等を行うようになっている。
　また、画像生成部Ｃは、上記のように画像補正処理を行った各放射線画像ｐ１～ｐ３の濃度や位置、拡大率等を調整した後、各放射線画像ｐ１～ｐ３を結合して出力用の結合画像ｐ（例えば図１５Ｂ参照）を生成するようになっている。
　その際、１ショット長尺撮影（図１参照）で長尺撮影を行う場合、撮影台５１のホルダー５１ａ内で放射線画像撮影装置ｐ同士が前後（すなわち放射線発生装置５２側から見た場合の前後）に重なり合う部分がある。
　そして、放射線発生装置５２から放射線が照射されると、図４の拡大断面図に示すように、前側（すなわち放射線発生装置５２（図４では図示省略）に近い側）の放射線画像撮影装置Ｐａの筐体２ａや、センサーパネルＳＰａ（前述した各放射線検出素子７（図３参照）が二次元状に配列されたセンサー基板を含む。）等の放射線画像撮影装置Ｐａ内部の構造物等が、後ろ側（すなわち放射線発生装置５２から遠い側）の放射線画像撮影装置Ｐｂで撮影される放射線画像中に写り込む。
　そのため、図１に示した放射線画像撮影装置Ｐ２の後ろ側に配置される放射線画像撮影装置Ｐ１で撮影される放射線画像ｐ１や、放射線画像撮影装置Ｐ３の後ろ側に配置される放射線画像撮影装置Ｐ２で撮影される放射線画像ｐ２には、図５Ａ、図５Ｂに示すように、前側の放射線画像撮影装置Ｐ２、Ｐ３の筐体２やセンサーパネルＳＰ等の内部構造のエッジ部分等の直線状の構造に起因する横スジ状のスジ成分ＣＬや、前方の放射線画像撮影装置Ｐ２、Ｐ３の筐体２の内部の構造物に起因する構造物成分ＣＳが写り込む。
　そのため、長尺撮影が１ショット長尺撮影で行われた場合には、画像生成部Ｃは、上記のようにして生成したり画像補正等を行った各放射線画像ｐ１～ｐ３のうち放射線画像ｐ１、ｐ２中からスジ成分ＣＬや構造物成分ＣＳを除去する等の処理を行って放射線画像ｐ１～ｐ３を結合して出力用の結合画像ｐを生成するようになっている。なお、スジ成分ＣＬや構造物成分ＣＳの除去等については特願２０１５－０８２４３９に記載されており、詳しくはそちらを参照されたい。
［画像生成部における確認用結合画像の生成、表示等について］
　次に、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０（図１参照）の画像生成部Ｃにおける確認用結合画像の生成処理や表示処理等および確認用結合画像の生成表示方法について説明する。また、本実施形態に係る放射線画像撮影システム５０および確認用結合画像の生成表示方法の作用についてもあわせて説明する。
　本実施形態では、画像生成部Ｃは、上記のような出力用の結合画像ｐを生成する前に、放射線技師等の操作者が見て確認して再撮影の要否等を判断するために確認用結合画像ｐpreを生成して、それを表示部Ｃａ（図１参照）上に表示させるようになっている。
　しかし、確認用結合画像ｐpreを上記の出力用の結合画像ｐと同じように生成するのでは、前述したように長尺撮影のために放射線が照射されてから確認用結合画像ｐpreが生成され表示部Ｃａ上に表示されるまでの時間が数十秒程度かかり非常に長くなり、操作者による確認作業の開始が遅くなる。
　そこで、本実施形態では、画像生成部Ｃは、上記のような出力用の結合画像ｐを生成する前に、放射線画像ｐ１～ｐ３の生成や、放射線画像ｐ１～ｐ３に対する画像処理や、出力用の結合画像ｐの生成のうちいずれかの処理を、簡略化された処理に替えて処理して確認用結合画像ｐpreを生成して、表示部Ｃａに確認用結合画像ｐpreを表示させるようになっている。
　そして、本実施形態では、画像生成部Ｃは、放射線技師等の操作者により表示部Ｃａ上に表示させた確認用結合画像ｐpreが承認された場合に、出力用の結合画像ｐを生成するようになっている。なお、画像生成部Ｃは操作者の承認に関係なく出力用の結合画像ｐを生成するように構成することも可能である。また、操作者により確認用結合画像ｐpreが承認されなかった場合については後で説明する。
　また、上記の処理には、例えば前述したノイズ除去処理や欠陥画素補正処理、グリッド縞を除去する処理、結合の際の各放射線画像ｐ１～ｐ３の位置合わせ等の処理、各放射線画像ｐ１、ｐ２からスジ成分ＣＬや構造物成分ＣＳを除去する処理等が含まれる。そして簡略化された処理とは、本来の処理の結果に似た結果を得られるが、本来の処理に要する時間よりも短い時間で処理が完了するような処理とされる。
　すなわち、例えば、放射線画像ｐからグリッド縞を除去する場合、本来の処理では、例えばフーリエ変換等を用いる等して放射線画像ｐを画像解析し、グリッド縞の成分を抽出して、その成分を放射線画像ｐから除去するように処理が行われる場合があるが、簡略化された処理では、放射線画像ｐの画像解析等は行わず、例えば予め作成されているグリッド縞の成分を放射線画像ｐから除去するように処理を行うように構成することができる。
　そして、上記のように出力用の結合画像ｐを生成するための各プロセスにおけるいずれかの処理を簡略化された処理に替える際、いずれか１つの処理を簡略化された処理に替えてもよく、また、複数の処理をそれぞれ簡略化された処理に替えるように構成することも可能である。
［効果］
　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および確認用結合画像の生成表示方法によれば、画像生成部Ｃで、出力用の結合画像ｐを生成する前に、確認用結合画像ｐpreを生成して表示部Ｃａ上に表示させる。そして、確認用結合画像ｐpreを生成する際、上記のように本来の処理を簡略化された処理に替えて確認用結合画像ｐpreを生成するように構成したため、長尺撮影のために放射線が照射されてから確認用結合画像ｐpreが生成され表示部Ｃａ上に表示されるまでの時間が数秒程度になり、非常に短くすることが可能となる。
　そのため、放射線技師等の操作者は、放射線が照射されてから速やかに（すなわち従来の場合よりも早期に）表示された確認用結合画像ｐpreを見て再撮影の要否等を判断することが可能となり、速やかに次の撮影や次の処理に移ることが可能となる。また、長尺撮影の撮影対象である患者は、操作者が再撮影は不要であると判断して解放されるまでの時間が短くなるため、患者の拘束時間が短くなり、患者にかかる負担を軽減することが可能となる。
［放射線画像撮影システムおよび確認用結合画像の生成表示方法の具体例］
　上記の簡略化された処理には、例えば、上記のような確認用結合画像ｐpreを生成する際の基となるデータとして、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３（図１参照）で読み出された全ての信号値Ｐを用いる代わりに、読み出した信号値Ｄの中から抽出された、いわゆる間引きデータＤpreを用いる処理も含まれる。
　以下では、このように信号値Ｄの代わりに間引きデータＤpreを抽出して確認用結合画像ｐpreを生成して表示させる場合について具体的に説明するが、本発明はこれに限定されず、上記のように、出力用の結合画像ｐを生成するための各プロセスにおけるいずれかの処理を簡略化された処理に替えて確認用結合画像ｐpreを生成して表示させるものであれば、どのような形態でも本発明に含まれる。
［間引きデータの抽出等について］
　本実施形態では、放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２が信号値Ｄからの間引きデータＤpreの抽出処理を行うようになっており、制御手段２２は、放射線画像撮影装置Ｐに放射線が照射されて長尺撮影が行われると、上記のようにして各放射線検出素子７から各信号値Ｄを読み出す。そして、読み出した信号値Ｄの中から所定の割合で間引きデータＤpreを抽出し、抽出した間引きデータＤpreを画像生成部Ｃに転送するようになっている。
　なお、この間引きデータＤpreの抽出処理を画像生成部Ｃで行うように構成することも可能である。その場合、放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２は、上記のようにして信号値Ｄを読み出すと、信号値Ｄを画像生成部Ｃに転送し、画像生成部Ｃが、転送されてきた信号値Ｄの中から所定の割合で間引きデータＤpreを抽出するように構成される。
　間引きデータＤpreの抽出の仕方としては、例えば、例えば図６に示すように、読み出した信号値Ｄ（ｎ，ｍ）の中から、図中に斜線を付して示すように、所定本数（図６の場合は４本）の走査線５ごとに１本の割合で指定された走査線５に接続されている各放射線検出素子７から読み出された信号値Ｄ（ｎ，ｍ）を抽出して、間引きデータＤpreとするように構成することが可能である。
　なお、図６において、Ｌ１、Ｌ２、…は走査線５のラインＬ１、Ｌ２、…（図３参照）を表し、Ｄ（ｎ，ｍ）は二次元状に配列された各放射線検出素子７のうちのｎ行、ｍ列目の放射線検出素子７（ｎ，ｍ）から読み出された信号値Ｄを表す。また、間引きデータＤpreの抽出の仕方は、これに限定されず、例えば、３×３個や４×４個等の放射線検出素子７から読み出された各信号値Ｄの中から１個の割合で信号値Ｄを抽出する等して間引きデータＤpreを抽出す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、前述したように、放射線画像撮影装置Ｐの制御手段２２は、長尺撮影の前または後にオフセットデータＯを取得するようになっている。そして、上記のように、各信号値Ｄの中から間引きデータＤpreを抽出すると、上記の（１）式と同様の下記（２）式に従って間引きデータＤpreからオフセットデータＯを放射線検出素子７ごとに減算処理して、オフセット補正された間引きデータＤpre_cor（以下、間引き補正データＤpre_corという。）を算出し、算出した間引き補正データＤpre_corを画像生成部Ｃに転送するようになっている。
　　Ｄpre_cor＝Ｄpre_raw－Ｏ　　…（２）
　なお、上記（２）式において、Ｄpre_rawはオフセット補正される前の生（raw）データ（すなわち各信号値Ｄから抽出された状態の間引きデータＤpre）を表す。間引き補正データＤpre_corと区別するために、以下、間引きrawデータＤpre_rawという。また、放射線画像撮影装置Ｐから画像生成部Ｃに間引きrawデータとオフセットデータＯとを転送して、画像生成部Ｃで上記（２）式の減算処理を行ってもよい。
　本実施形態では、長尺撮影が行われて放射線が照射されると、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３（図１参照）は、信号値Ｄの読み出し処理と上記の抽出処理を行って間引きrawデータＤpre_rawをそれぞれ画像生成部Ｃに転送する。そして、オフセットデータＯの取得処理を撮影後に行う場合にはオフセットデータＯの取得処理を行った後、間引き補正データＤpre_corを画像生成部Ｃに転送するようになっている。
　すなわち、本実施形態では、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３は、処理の仕方が異なる２種類の間引きデータＤpre（間引きrawデータＤpre_rawと間引き補正データＤpre_cor）を画像生成部Ｃに転送するようになっている。
　そして、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３は、間引き補正データＤpre_corを画像生成部Ｃに転送すると、上記（１）式に従って、残りの信号値Ｄ（すなわち間引きrawデータＤpre_raw以外の信号値Ｄ）からオフセットデータＯを放射線検出素子７ごとに減算処理して、算出した残りの信号値Ｄに関する真の信号値Ｄ＊を画像生成部Ｃに転送する。なお、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から画像生成部Ｃに、残りの信号値Ｄと対応するオフセットデータＯとを転送して、上記の減算処理を画像生成部Ｃで行ってもよい。
［表示部における表示例について］
　次に、画像生成部Ｃ（図１参照）における確認用結合画像ｐpre等の生成や表示部Ｃａ上への表示のさせ方等について、表示部Ｃａにおける表示例を示しながら説明する。
　本実施形態では、長尺撮影を行う際、表示部Ｃａ上には、例えば図７に示すような表示画面Ｈ１が表示されるようになっている。具体的には、表示画面Ｈ１の略中央には、主画面ＳＭが設けられており、向かって右側にはサブ画面ＳＲが設けられている。そして、例えば、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３が撮影台５１のホルダー５１ａに装填される等して撮影準備が整うと、図７に示すように、例えば主画面ＳＭ上に「撮影できます」等の表示を行わせて、放射線技師等の操作者に撮影可能であることを報知するようになっている。
　そして、放射線発生装置５２から放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３に放射線が照射されて長尺撮影が行われ、上記のように各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から間引きrawデータＤpre_rawが転送されてくると、画像生成部Ｃは、転送されてきた間引きrawデータＤpre_rawに対して上記のように簡略化された処理を含む各処理を行って放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３（図示省略）を生成し、それらを結合して確認用結合画像ｐpre（以下、確認用結合画像ｐpre_rawという。）を生成する。
　そして、画像生成部Ｃは、図８に示すように、表示部Ｃａ上に表示されている表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに、生成した確認用結合画像ｐpre_rawを表示させる。また、サブ画面ＳＲに確認用結合画像ｐpre_rawのサムネイル画像を表示させる。この場合、前述したように、間引きrawデータＤpre_rawは、オフセットデータＯによるオフセット補正がなされていないデータであるため、それに基づいて生成された確認用結合画像ｐpre_rawは比較的低画質の画像になる。
　しかし、放射線技師等の操作者は、表示画面Ｈ１上に表示された確認用結合画像ｐpre_rawを見て、画像中に患者の撮影部位が撮影されているか（すなわち結合画像中に何も写っていない状態ではないか）や、放射線の照射野が適切に設定されているか、撮影部位が切れてしまっていないか（画像からはみ出していないか）等を判断することができる。
　続いて、上記のように各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から間引き補正データＤpre_corが転送されてくると、画像生成部Ｃは、今度は、転送されてきた間引き補正データＤpre_corに対して上記と同様に簡略化された処理を含む各処理を行って放射線画像ｐpre_cor１～ｐpre_cor３（図示省略）を生成し、それらを結合して確認用結合画像ｐpre（以下、確認用結合画像ｐpre_corという。）を生成する。
　そして、画像生成部Ｃは、図９に示すように、表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに表示されていた確認用結合画像ｐpre_raw（図８参照）を確認用結合画像ｐpre_corで置き換えるようにして、生成した確認用結合画像ｐpre_corを表示させる。
　このように、本実施形態では、画像生成部Ｃは、処理の仕方が異なる複数の確認用結合画像ｐpre_raw、ｐpre_corをそれぞれ生成し、先に生成した確認用結合画像ｐpre_rawを後で生成した確認用結合画像ｐpre_corで置き換えるようにして、表示部Ｃａ上に複数の確認用結合画像ｐpre_raw、ｐpre_corを生成した順番に表示させるようになっている。
　このように構成することで、１種類の確認用結合画像ｐpre_corのみを表示させる場合に比べて、放射線が照射されてからより速やかに（より早期に）確認用結合画像ｐpre_rawを表示部Ｃａ上に表示させることが可能となり、放射線技師等の操作者がより速やかに（より早期に）表示された確認用結合画像ｐpre_rawを見て再撮影の要否等を判断することが可能となり、より速やかに次の撮影や次の処理に移ることが可能となる。また、長尺撮影の撮影対象である患者は、操作者が再撮影は不要であると判断して解放されるまでの時間がより短くなるため、患者の拘束時間がより短くなり、患者にかかる負担をさらに軽減することが可能となる。
　一方、画像生成部Ｃは、上記のようにして各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から残りの信号値Ｄに関する真の信号値Ｄ＊が転送されてくると、それらの真の信号値Ｄ＊に対して前述した本来の処理を実行して、放射線画像ｐ１～ｐ３（図１５Ａ参照）を生成し、それらを結合して出力用の結合画像ｐ（図１５Ｂ参照）を生成する。
　そして、本実施形態では、画像生成部Ｃは、図１０に示すように、表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに表示されていた確認用結合画像ｐpre_cor（図９参照）を出力用の結合画像ｐで置き換えるようにして、生成した出力用の結合画像ｐを表示させるようになっている。なお、必ずしも表示部Ｃａ上に出力用の結合画像ｐを表示させる必要はない。
　ところで、本実施形態では、画像生成部Ｃは、確認用結合画像ｐpre_rawを生成する際、表示部Ｃａ上に表示させた表示画面Ｈ１上にその途中経過（すなわち例えば放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３）を表示させず、図８に示したように、確認用結合画像ｐpre_rawを生成した時点でそれを表示部Ｃａ上に表示させるように構成されている。
　この場合、本実施形態のような１ショット長尺撮影の場合には、放射線発生装置５２から各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３に放射線が照射されて放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３で信号値Ｄの読み出し処理が行われると、各放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から画像生成部Ｃに一斉に間引きrawデータＤpre_rawが転送されてくることが想定されている。
　しかし、本実施形態のような１ショット長尺撮影の場合でも、無線通信の通信環境が悪いような場合には、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３から間引きrawデータＤpre_rawが順次（すなわち放射線画像撮影装置Ｐごとに）転送されてくる場合がある。また、図１４に示したような移動式長尺撮影の場合にも、放射線画像撮影装置Ｐが移動しながら放射線発生装置５２から放射線が照射されるごとに信号値Ｄが読み出されて、間引きrawデータＤpre_rawが順次転送される状態になる。
　そして、このように、放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３（或いは図１４の場合には放射線画像撮影装置Ｐ）から間引きrawデータＤpre_rawが順次転送されてくる場合でも、画像生成部Ｃは、上記と同様に、確認用結合画像ｐpre_rawを生成するまでは、表示部Ｃａ上に何も表示させないように構成することも可能である。
　しかし、このような場合に、画像生成部Ｃは、確認用結合画像ｐpre_rawを生成するために必要な放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３が揃うまでは、表示部Ｃａ上に、生成した放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３を表示させるように構成することも可能である。
　この場合、例えば図１１に示すように、生成した放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３を生成するごとに、生成した放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３（図１１では放射線画像ｐpre_raw２の場合が示されている。）を表示部Ｃａ上の表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに順次表示していくように構成することが可能である。
　また、例えば図１２に示すように、生成した放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３を生成するごとに、表示部Ｃａ上の表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに、生成した放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３を並べて表示させる（図１２では放射線画像ｐpre_raw２まで生成された場合が示されている。）ように構成することも可能である。
　さらに、画像生成部Ｃは、確認用結合画像ｐpre_rawを生成するために必要な放射線画像を生成した際に、結合可能な放射線画像が生成されている場合には、それらの放射線画像を結合して、表示部Ｃａ上に表示させるように構成することも可能である。すなわち、この場合、画像生成部Ｃは、例えば放射線画像ｐpre_raw２を生成した際に、結合可能な放射線画像ｐpre_raw１が生成されていれば、図１３に示すように、それらの放射線画像ｐpre_raw１、ｐpre_raw２を結合して、表示部Ｃａ上の表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに表示させるように構成することが可能である。
　そして、以上のように構成すれば、放射線技師等の操作者は、確認用結合画像ｐpre_rawが生成されるまで待たずに、各放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３が生成された段階で、生成された放射線画像ｐpre_raw１～ｐpre_raw３（図１１や図１２の場合）や結合された放射線画像（図１３の場合）を見て再撮影の要否を判断することが可能となり、放射線が照射されてからさらに速やかに（さらに早期に）再撮影の要否等を判断することが可能となる。
［確認用結合画像に対する画像編集等について］
　一方、本実施形態に係る画像生成部Ｃでは、放射線技師等の操作者が、上記のように表示部Ｃａに表示された確認用結合画像ｐpre_cor（図９参照）に対して画像編集を行うことができるようになっている。最終的に生成された出力用の結合画像ｐ（図１０参照）に対して画像編集を行うことは周知の事項であるが、本実施形態では、出力用の結合画像ｐよりも前の確認用結合画像ｐpre_corの段階で画像編集を行うことができるように構成されている。
　画像編集の内容としては、例えば、以下のような内容を挙げることができる。
（Ａ）空間変換
　拡大・縮小（拡大、縮小、フィット表示（幅方向や高さ方向等でフィット）、ピクセル等倍等）、パン、回転、反転等
（Ｂ）画質調整
　濃度・コントラスト、周波数強調、鮮鋭度強調、ノイズ低減、白黒反転等
（Ｃ）結合条件
　結合位置、角度、重なり（手前、奥）、拡大率補正、基準濃度調整、結合補正条件（基盤補正）等
（Ｄ）オーバーレイ
　マスキング、マーカー、アノテーション、スケール等
（Ｅ）画像切り出し（結合画像から自由な位置で画像を切り出して新たに撮影画像とする。）
　切り出し位置、切り出しサイズ等
（Ｆ）分割出力
　分割出力の枚数、個々の分割出力画像のサイズ、個々の分割出力画像の位置、解剖学的構造の認識による位置決め、過去に行った検査の情報の適用等
（Ｇ）出力領域
　トリミングサイズ、トリミング位置等
　従来は、出力用の結合画像ｐが生成されてから画像編集が開始されていたが、上記のように構成することで、出力用の結合画像ｐよりも前の確認用結合画像ｐpre_corの段階で画像編集を開始することが可能となり、出力用の結合画像ｐが生成されてから画像編集を開始する場合よりも早期に結合画像に対する画像編集を開始することが可能となる。
　そして、本実施形態では、画像生成部Ｃは、このようにして確認用結合画像ｐpre_corに対して実際に行われた画像編集の内容を記憶しておき、上記のようにして出力用の結合画像ｐを生成すると、生成した出力用の結合画像ｐに対して、確認用結合画像ｐpre_corに対して行われた画像編集を適用して、出力用の結合画像ｐを自動的に画像編集するようになっている。なお、このように画像生成部Ｃが出力用の結合画像ｐに対して自動的に行った画像編集を、放射線技師等の操作者が微調整したり変更したりすることもできるようになっている。
　このように構成することにより、放射線技師等の操作者が、確認用結合画像ｐpre_corに対して画像編集を行えば、出力用の結合画像ｐに対して改めて画像編集を行う必要がなく、また、画像生成部Ｃが出力用の結合画像ｐに対して自動的に行った画像編集を操作者が微調整したり変更したりするとしても短時間で済むため、出力用の結合画像ｐをより早期に（速やかに）生成させることが可能となる。
　なお、上記の実施形態（図１０参照）では、画像生成部Ｃが出力用の結合画像ｐを生成すると、表示画面Ｈ１の主画面ＳＭに表示されている確認用結合画像ｐpre_cor（図９参照）を出力用の結合画像ｐで置き換える場合について説明したが、上記のように、放射線技師等の操作者が確認用結合画像ｐpre_corに対して画像編集を行っている際に確認用結合画像ｐpre_corが出力用の結合画像ｐに置き換わると、画像編集をしづらくなる。
　そのため、画像生成部Ｃは、出力用の結合画像ｐを生成しても、放射線技師等の操作者が確認用結合画像ｐpre_corに対して何らかの画像編集を行っている間は画像を置き換えず、画像編集が一段落したと判断した時点、或いは操作者が画像編集を終了したことを示す操作を行った時点で、確認用結合画像ｐpre_corを出力用の結合画像ｐで置き換えるように構成することが可能である。
　そして、認用の結合画像ｐpre_corを出力用の結合画像ｐで置き換える際、上記のように、確認用結合画像ｐpre_corに対して行われた画像編集を出力用の結合画像ｐに対して適用して、出力用の結合画像ｐを表示させるように構成することが可能である。
［確認用結合画像が承認されなかった場合（写損の場合）の処理について］
　ところで、これまでは、画像生成部Ｃが表示部Ｃａ上に表示させた確認用結合画像ｐpre（すなわちｐpre_rawやｐpre_cor。以下同じ。）が放射線技師等の操作者により承認された場合（すなわち続いて出力用の結合画像ｐが生成される場合）について説明した。しかし、表示された確認用結合画像ｐpreを見た操作者が、再撮影が必要であると判断した場合には、表示画面Ｈ１上の所定のボタンアイコンをクリックする等して写損処理が行われる。
　そして、写損処理が行われた場合、生成された放射線画像ｐ１～ｐ３（図１５Ａ参照）を結合して出力用の結合画像ｐ（図１５Ｂ、図１０参照）を生成しても出力用の結合画像ｐが用いられることはなく結合処理が不要になるにもかかわらず、画像生成部Ｃが結合処理を行ってしまうと、画像生成部Ｃが再撮影に向けての処理やその他の処理を開始するのが遅延してしまい、結局、撮影時間が無駄に長くなってしまう。
　そのため、表示部Ｃａ上に表示させた確認用結合画像ｐpreを見た放射線技師等の操作者により確認用結合画像ｐpreが承認されず写損処理が行われた場合には、画像生成部Ｃは、生成した複数の放射線画像ｐ１～ｐ３を結合する処理を行わず、出力用の結合画像ｐを生成する処理を行わないように構成することが可能である。
　このように構成すれば、写損処理が行われた場合、画像生成部Ｃは、生成した放射線画像ｐ１～ｐ３の結合処理を行わずに、再撮影に向けての処理やその他の処理を速やかに開始することが可能となり、撮影時間を的確に短縮することが可能となる。
　しかし、再撮影を行ったが、再撮影で得られた確認用結合画像ｐpre（或いは出力用の結合画像ｐ）よりも、再撮影前の撮影で得られた確認用結合画像ｐpreの方が良いという場合も生じ得る。そして、このような場合、放射線技師等の操作者により、表示画面Ｈ１上の所定のボタンアイコンをクリックする等して、先に行った写損処理の取り消し操作が行われる。
　そして、このような場合に、再撮影前の撮影の際に写損処理が行われた時点で、画像生成部Ｃが、生成した複数の放射線画像ｐ１～ｐ３を破棄してしまうと、結果が良くなかった再撮影の後に、再度、再撮影を行わなければならなくなってしまい、撮影時間が長くなるだけでなく、患者にかかる負担が増え、患者の被曝線量が増大してしまう。そのため、画像生成部Ｃは、写損処理が行われた場合、上記のように放射線画像ｐ１～ｐ３の結合処理は行わないが、生成した放射線画像ｐ１～ｐ３をメモリーに保存しておくように構成することが好ましい。
　そして、画像生成部Ｃは、上記のように写損処理が取り消された場合には、再撮影前の撮影の際に生成して保存されている複数の放射線画像ｐ１～ｐ３をメモリーから読み出し、それらを結合する処理を再開して出力用の結合画像ｐを生成するように構成することが可能である。
　このように構成すれば、再撮影で得られた確認用結合画像ｐpre（或いは出力用の結合画像ｐ）よりも、再撮影前の撮影で得られた確認用結合画像ｐpreの方が良く、写損の取り消し操作が行われた場合に、再撮影前の撮影の際に生成した複数の放射線画像ｐ１～ｐ３を結合して出力用の結合画像ｐを生成することが可能となる。そのため、結果が良くなかった再撮影の後に、再度、再撮影を行う必要がなくなり、撮影時間が長くなることを的確に防止することが可能となるとともに、患者にかかる負担や患者の被曝線量が増大することを的確に防止することが可能となる。
［変形例］
　なお、上記の実施形態では、放射線画像撮影装置Ｐから画像生成部Ｃに間引きデータＤpre（Ｄpre_raw、Ｄpre_cor）を転送する際、１ショット長尺撮影における複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３（図１参照）から間引きデータＤpreを転送することを前提に説明した。また、移動式長尺撮影で放射線画像撮影装置Ｐ（図１４参照）を移動させながら放射線を複数回照射して撮影した各回の信号値Ｄについても放射線画像撮影装置Ｐからそれぞれ間引きデータＤpreを転送することを前提に説明した。
　しかし、例えば１ショット長尺撮影の場合に、複数の放射線画像撮影装置Ｐ１～Ｐ３のいずれかの放射線画像撮影装置Ｐからは間引きデータＤpreを画像生成部Ｃに転送し、他の放射線画像撮影装置Ｐからは間引きデータＤpreではなく信号値Ｄに関する真の信号値Ｄ＊を画像生成部Ｃに転送するように構成してもよい。また、各放射線画像撮影装置Ｐや移動式長尺撮影の場合の１つの放射線画像撮影装置Ｐから、間引きデータＰpreと真の信号値Ｄ＊とが混在する状態で画像生成部Ｃにデータ転送するように構成することも可能である。
　一方、放射線画像撮影装置Ｐは、所定の間引き条件を記憶しており、その間引き条件に従って間引きデータＤpreを抽出するように構成することが可能である。なお、間引き条件には、間引き率、間引きアルゴリズム、データのビット数のいずれかが含まれる。そして、この間引きデータＤpreの間引き条件は、コンソールＣ（或いは画像生成部。以下同じ。）から放射線画像撮影装置Ｐに送信して指定され、放射線画像撮影装置Ｐは間引き条件が送信されてくると、それを記憶するように構成することが可能である。
　また、上記のように、放射線画像撮影装置ＰとコンソールＣとの間では無線方式でも有線方式でも通信を行うことができるようになっている（図３の通信部３０やコネクター２７、アンテナ２９参照）。そして、コンソールＣは、例えば、転送が有線方式で行われる場合は第１の間引き条件（間引き率等）を適用し、転送が無線方式で行われる場合には、第１の間引き条件よりも間引きデータＤpreのデータ量が少ない第２の間引き条件を適用するように構成することが可能である。
　また、コンソールＣは、例えば、放射線画像撮影装置Ｐから画像生成部Ｃへの転送速度を監視し、１つ以上の閾値条件によって分割される転送速度に応じて、上記の間引き条件を切り替える等して制御するように構成することが可能である。なお、放射線画像撮影装置Ｐが画像生成部Ｃへの転送速度を監視するように構成することも可能である。
　さらに、コンソールＣは、例えば、放射線画像撮影装置Ｐから画像生成部Ｃへの通信方式（無線方式或いは有線方式）の構成と転送速度とを記憶し、今回の撮影における通信方式と同じである過去の撮影における通信方式における転送速度に対応する間引き条件を適用するように構成することが可能である。
　この場合、画像生成部Ｃは、異なる間引き条件で抽出された間引きデータＤpreを用いて確認用結合画像ｐpreを生成することになるが、その際、間引きデータＤpreがどのような間引き条件の下で抽出されたか等の情報をコンソールＣから取得し、間引きデータＤpreに対して、取得した間引き条件に基づく適切な処理を施して確認用結合画像ｐpreを生成して、それを表示部Ｃａ（図１参照）上に表示させるように構成することが可能である。
　なお、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。
　放射線画像撮影を行う分野（特に医療分野）において利用可能性がある。
７　放射線検出素子
２２　制御手段（画像生成部）
５０　放射線画像撮影システム
Ｃ　コンソール（画像生成部）
Ｃａ　表示部
Ｄ　信号値
Ｄpre、Ｄpre_raw、Ｄpre_cor　間引きデータ
Ｈ　被写体
Ｐ、Ｐ１～Ｐ３　放射線画像撮影装置
ｐ　結合画像、出力用の結合画像
ｐ１～ｐ３　放射線画像
ｐpre、ｐpre_raw、ｐpre_cor　確認用結合画像
ｐpre_cor　後で生成した確認用結合画像
ｐpre_raw　先に生成した確認用結合画像
ｐpre_raw、ｐpre_cor　処理の仕方が異なる複数の確認用結合画像

Claims (15)

  1. 　照射された放射線の線量に応じた信号値を複数の放射線検出素子からそれぞれ読み出す放射線画像撮影装置と、
    　表示部と、
    　前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値に基づいて複数の放射線画像を生成し、生成した前記複数の放射線画像を結合して結合画像を生成する画像生成部と、を有し、
    　前記画像生成部は、出力用の前記結合画像を生成する前に、前記放射線画像の生成、前記放射線画像に対する画像処理、および前記出力用の結合画像の生成のうちいずれかの処理を簡略化された処理に替えて処理することで確認用結合画像を生成して、生成した前記確認用結合画像を前記表示部に表示させる放射線画像撮影システム。
  2. 　前記結合画像は、被写体を複数に分割して撮影することにより得られた複数の放射線画像を結合して得られた結合画像である請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  3. 　前記簡略化された処理は、前記放射線画像撮影装置で読み出された前記信号値から抽出した間引きデータを用いて前記確認用結合画像を生成する処理である請求項１又は請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
  4. 　前記画像生成部は、
    　処理の仕方が異なる複数の前記確認用結合画像を生成し、
    　先に生成した前記確認用結合画像を後で生成した前記確認用結合画像で置き換えるようにして、前記複数の確認用結合画像を、前記表示部に生成した順番に表示させる請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  5. 　前記画像生成部は、前記確認用結合画像を生成するために必要な前記放射線画像が揃うまでは、前記表示部上に、生成した前記放射線画像を表示させる請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  6. 　前記画像生成部は、前記放射線画像を生成した際に、結合可能な前記放射線画像が生成されている場合には、それらの前記放射線画像を結合して、前記表示部上に表示させる請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  7. 　前記画像生成部は、前記確認用結合画像に対して画像編集を行うことができるように構成されている請求項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システム。
  8. 　前記画像生成部は、前記出力用の結合画像を生成すると、生成した当該出力用の結合画像に対して、前記確認用結合画像に対して行われた前記画像編集を適用する請求項７に記載の放射線画像撮影システム。
  9. 　前記画像生成部は、前記確認用結合画像に基づいて写損処理が行われた場合には、生成した前記複数の放射線画像を結合する処理を行わず、前記出力用の結合画像を生成する処理を行わない請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  10. 　前記画像生成部は、前記写損処理が取り消された場合には、生成した前記複数の放射線画像を結合する処理を再開して前記出力用の結合画像を生成する請求項９に記載の放射線画像撮影システム。
  11. 　前記画像生成部は、前記確認用結合画像が承認された場合に、出力用の前記結合画像を生成する請求項１から請求項１０のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  12. 　前記放射線画像撮影装置と、
    　前記表示部および前記画像生成部を備えるコンソールと、
    を備える請求項１から請求項１１のいずか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  13. 　前記放射線画像撮影装置は、前記信号値から抽出した間引きデータを前記画像生成部に送信し、
    　前記画像生成部は、受信した前記間引きデータを用いて前記確認用結合画像を生成する請求項１２に記載の放射線画像撮影システム。
  14. 　前記放射線画像撮影装置が前記画像生成部を備える請求項１から請求項１０のいずれか一項に記載の放射線画像撮影システム。
  15. 　放射線画像撮影装置の複数の放射線検出素子からそれぞれ読み出された信号値に基づいて複数の放射線画像を生成し、生成した前記複数の放射線画像を結合して確認用結合画像を生成して表示する確認用結合画像の生成表示方法であって、
    　前記放射線画像の生成、前記放射線画像に対する画像処理、および結合画像の生成のうちいずれかの処理を、前記出力用の結合画像を生成する際の処理よりも簡略化された処理に替えて処理して前記確認用結合画像を生成して表示する確認用結合画像の生成表示方法。
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