JP2004295040A - Radiographic image reader and radiographic image reading method - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To efficiently obtain a radiographic image having high image quality and provided with sharpness and an SN ratio suitable for individual diagnostic imaging in a short period of time. <P>SOLUTION: The radiographic image reader is equipped with a light beam scanning means for irradiating and scanning an image conversion panel from which radiographic image information can be read by the irradiation of the stimulating light with the beam of stimulating light and freely changing the diameter of the beam of the stimulating light on the image conversion panel, a photoelectric conversion means for converting fluorescence emitted by the image conversion panel when scanning the image conversion panel with the beam of the stimulating light into an electrical signal and outputting the signal, and an image forming means for generating radiographic image data based on the electrical signal outputted from the photoelectric conversion means. The light beam scanning means scans the image conversion panel on which radiation has been made incident with the beam of the stimulating light several times, and also changes the diameter of the stimulating light so that the diameter thereof may be larger in the first scanning than in the second and succeeding scanning when scanning with the beam of the stimulating light several times. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線画像読取装置及び放射線画像読方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線画像読取装置は、放射線画像読取の際、画像変換パネルに担持された被検者の放射線画像情報を読み取る。画像変換パネルは、輝尽性蛍光体で形成された板状体もしくはシート状体であり、被検体である被検者の身体を透過した放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、中性子線、電子線、紫外線等）による照射を受けて励起されることにより、被検者の放射線画像を記憶する。放射線読取装置による画像読取は、この画像変換パネルを励起光のビーム等の励起光で走査した際、照射された放射線の量に比例して発光される光を光検知手段で検知することにより行われる。
【０００３】
画像変換パネルに記憶された放射線画像の情報を最大限に活用し、高い画質を有し、画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を得る手段として、例えば画像変換パネルの励起光のビームが入射するのと同じ側（表側）と励起光のビームが入射するのと反対の側（裏側）とに光検知手段を設置し、励起光のビームで画像変換パネルの表側を走査した際に発する蛍光を画像変換パネルの表側と裏側とでそれぞれ検知して得られた画像データを積算するという画像読取方法がある。
【０００４】
励起光のビーム走査で画像変換パネルに記憶された放射線画像情報を画像変換パネルの表側と裏側とで収集した場合、裏側で検知される蛍光は励起光のビームが画像変換パネル内で拡散するのに伴なって、上記励起光のビームの断面よりも広い領域から発するために、画像変換パネルの裏側で得られる画像データはＳ／Ｎ比が高く、鮮鋭度が低いという特性がある。一方、表側で得られた画像データはＳ／Ｎ比が低い代わりに鮮鋭度が高いという特性がある。
【０００５】
このようにして得られた画像データを適切に重ね合わせることにより、画像診断の目的に適した鮮鋭度もしくはＳ／Ｎ比を放射線画像に付与する技術は、例えば特許文献１に記載されている。
【０００６】
【特許文献１】
特開平７−１５９９１０号公報
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上述のように、放射線画像読取装置において、画像変換パネルの表側と裏側とに光検知手段を設置する場合、光検知手段を２組備えることで放射線画像読取装置が高価になるという問題がある。また、光検知手段を画像変換パネルの表側と裏側とに備えることで、放射線画像読取装置の形態に制約が加えられるという問題もある。
【０００８】
具体的には、光検知手段を画像変換パネルの表側と裏側とに備えることで、放射線画像読取装置をコンパクトに形成することが困難となり、医療機関に設置することが困難となる。また、胸部Ｘ線撮影に用いられるような画像変換パネルと一体に形成された放射線画像読取装置には、上述の技術を適用することは構造上困難であった。
【０００９】
上記課題を解決するため、本発明は、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率良く迅速に得られる放射線画像読取装置を形状に制約を受けることなく安価に提供するとともに、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率良く迅速に得られる放射線画像読取装置を形状に制約を受けることなく安価に作成できる放射線画像読取方法を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
請求項１記載の発明は、
被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対し、励起光のビームを照射して放射線画像情報を読み取る放射線画像読取装置であって、
前記励起光のビームを径変更自在に照射するとともに、前記励起光のビームで前記画像変換パネル上を走査する光ビーム走査手段と、
前記画像変換パネルが発する蛍光を電気信号に変換して出力する光電変換手段と、
前記光電変換手段から出力される電気信号に基づいて放射線画像データを作成する画像作成手段とを備え、
前記光ビーム走査手段は、放射線を入射した後の前記画像変換パネルに対して前記励起光のビームを複数回走査するとともに、複数回の前記励起光ビームの走査に際し、１回目の走査のほうが２回目以降の走査よりも前記励起光のビームの径が大きくなるように、前記励起光のビームの径を変更することを特徴としている。
【００１１】
請求項１記載の発明によれば、光ビーム走査手段は、放射線を入射した後の画像変換パネルに対して励起光のビームを複数回走査するとともに、複数回の励起光のビームの走査に際し、１回目の走査のほうが２回目以降の走査よりも励起光のビームの径が大きくなるように、励起光のビームの径を変更するので、１回目の走査には、２回目以降の走査よりも径の大きい励起光のビームが用いられる。
【００１２】
一般に、輝尽性蛍光体に蓄積された放射線のエネルギーは時間経過に伴って減少する。このため、輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに励起光のビームを複数回照射すると、１回目の走査で発する蛍光の発光量が最も大きく、この走査によって得られる情報量も多い。そして、２回目以降の走査は数を重ねる毎に発光量が小さくなり、得られる情報量も少なくなる。すなわち、複数の走査によって得られた複数の画像データを積算して、放射線画像を作成すると、１つの画像データによって得られた放射線画像よりも、画質の高い放射線画像を得ることができるが、１回目の走査で得られた画像データとそれ以降の走査で得られた画像データとの発光量の差異によって、改良幅に不均一が生じることとなる。
特に、異なる径の励起光のビームで走査した場合においては、改良幅の不均一が顕著に現れ、例えば、１回目の走査時における励起光のビームの径を小さくすると、高周波域のほうが低周波域よりも改良され、高周波域の改良幅のほうが、低周波域の改良幅よりも大きくなる。一方、１回目の走査時における励起光のビームの径を大きくすると、低周波域のほうが高周波域よりも改良され、低周波域の改良幅のほうが、高周波域の改良幅よりも大きくなる。
【００１３】
ここで、通常、妊婦を撮影する場合は、線量の小さい放射線を照射して母胎に与える放射線の影響を小さくしているので、被検者を介して画像変換パネルに入射される放射線の線量は少ない。また、腹部撮影の場合は、多くの放射線が腹部に吸収されるので、被検者を介して画像変換パネルに入射される放射線の線量は少ない。このように、画像変換パネルに入射される放射線の線量が少ないと、画像変換パネルに均一に放射線があたらず、むらを生じてしまい、このむらが走査の際に低周波のノイズ（Ｘ線ノイズ）となって現れ画質に影響を与える。
【００１４】
しかしながら、上記したように、１回目の走査に、２回目以降の走査よりも径の大きい励起光のビームを用いると、低周波域のほうが高周波域よりも改良する幅が大きいため、低周波であるＸ線ノイズを低減することができ、画像変換パネルに入射される放射線の線量が小さい場合においても、画質を向上することができる。
【００１５】
また、上述の効果は、光電変換手段を、画像変換パネルからみて光ビーム走査手段と同じ側に１組だけ備えることで奏することができる。よって、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を高速に能率よく得ることのできる放射線画像読取装置を形状に制約されることなく安価に作成することができる。
【００１６】
請求項２記載の発明は、請求項１記載の放射線画像読取装置において、
前記画像作成手段は、前記光電変換手段から前記画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査に対応して作成された複数画像分の電気信号に基づいて１つの画像データを作成することを特徴としている。
【００１７】
請求項２記載の発明によれば、画像作成手段が、光電変換手段から画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査に対応して作成された複数画像分の電気信号に基づいて１つの画像データを作成するので、得られた複数画像分の電気信号を適宜重ね合わせることができ、高い画質を有するとともに個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率よく得ることができる。
【００１８】
請求項３記載の発明は、請求項２記載の放射線画像読取装置において、
前記画像作成手段は、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する前記空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴としている。
【００１９】
請求項３記載の発明によれば、複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素（画像信号）に分割し、対応するもの同士（例えば、同じ空間周波数領域に属するもの同士）で属する空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、より高画質の放射線画像を得ることができる。
【００２０】
請求項４記載の発明は、
被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対し、光ビーム操作手段で励起光のビームを照射して放射線画像情報を読み取る放射線画像読取方法であって、
前記励起光のビームで前記画像パネルを走査するのと併行して、前記画像変換パネルに対して平行かつ前記励起光のビームが前記画像変換パネルを走査する方向とは垂直な方向に前記画像変換パネルと前記光ビーム走査手段とを相対的に互いに移動させることで前記画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査を行い、
前記所定領域に対する走査を複数回行う際に、１回目の走査のほうが２回目以降の走査よりも前記励起光のビームの径が大きくなるように、前記励起光のビームの径が変更されることを特徴としている。
【００２１】
請求項４に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明と同等な効果を得ることができる。
【００２２】
請求項５記載の発明は、請求項４記載の放射線画像読取方法において、
前記励起光のビームの照射により前記画像変換パネルが発する蛍光を光電変換することで、前記複数回の走査に対応する複数画像分の画像データを得て、前記複数画像分の画像データに基づいて１つの画像データを作成することを特徴としている。
【００２３】
請求項５記載の発明によれば、請求項２記載の発明と同等の効果を得ることができる。
【００２４】
請求項６記載の発明は、請求項５記載の放射線画像読取方法において、
前記画像作成手段は、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する前記空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴としている。
【００２５】
請求項６記載の発明によれば、請求項３記載の発明と同等の効果を得ることができる。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る放射線画像読取装置の一例であるＸ線画像読取装置１００の概要について、図面を適宜参照して説明する。
【００２７】
Ｘ線画像読取装置１００は、光ビーム走査手段１、光電変換手段２、画像作成手段３、図示しない副走査手段等を備えて構成される。
【００２８】
Ｘ線画像読取装置１００で放射線画像情報が読み取られる画像変換パネルＰは、例えばイメージングプレートであり、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ、ＢａＦＩ：Ｅｕのような輝尽性蛍光体の微結晶が塗布されたプラスチックフィルムを備えて平面状に形成される。また、輝尽性蛍光体としては、上述のように塗布により作製されたものに限らず、例えばＣｓＢｒ：Ｅｕを支持体に蒸着させて作製したものを適用してもよい。画像変換パネルＰは、放射線画像撮影の際にはカセッテに収納され、被検体である被検者の撮影部位に近接した状態で設置されるとともに被検者の身体を介して入射したＸ線の照射を受ける。放射線画像撮影後、画像変換パネルＰがＸ線画像読取装置１００に取り込まれることで画像変換パネルＰに記憶された放射線画像情報の読み取りが行われる。
【００２９】
図示しない副走査手段は、Ｘ線画像読取装置１００に取り込まれた画像変換パネルＰを、図１における矢印Ｙの方向（Ｙ方向）に前後自在に搬送する。副走査手段による画像変換パネルＰの搬送は、光ビーム走査手段１による走査と連動して行われる。
【００３０】
副走査手段は、上述のようにして画像変換パネルＰを搬送することにより、副走査手段は、画像変換パネルＰに対して平行かつ、光ビーム走査手段１が後述するようにして画像変換パネルＰを走査する図１における矢印Ｘの方向（Ｘ方向）とは垂直な方向に、画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に移動させる。
【００３１】
なお、画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に移動させる方法は上述の例に限らず、光ビーム走査手段１を搬送することとしてもよい。
【００３２】
光ビーム走査手段１は、レーザ発光部１１、回転多面鏡１２、ｆθレンズ１３、反射鏡１４、走査モータ１５等を備えて構成され、Ｘ線画像読取装置１００に１組が備えられる。
【００３３】
レーザ発光部１１は例えばレーザ発振器を備えて構成されており、励起光のビームとしてレーザビームＬを照射する。ここで、レーザ発光部１１は、入力する電流の値を変えるか、もしくは他の周知の方法で照射するレーザビームＬの強度を変える事ができる。
【００３４】
回転多面鏡１２は、六角柱の側面部に鏡が取り付けられた形状を有しており、走査モータ１５により回転する。回転多面鏡１２は走査モータ１５の作動で回転しながらレーザビームＬを反射することにより、レーザビームＬが画像変換パネルＰの一辺からこの一辺と対向する他辺に向けて図１におけるＸ方向に走査するよう、レーザビームＬの光路を走査の行程に従って周期的に偏向する。
【００３５】
Ｆθレンズ１３は回転多面鏡１２で反射したレーザビームＬを集光する。反射鏡１４はＦθレンズ１３で集光されたレーザビームＬを反射して画像変換パネルＰに到達させる。ここで、Ｆθレンズ１３を有した光ビーム走査手段１の光学系は、レンズを交換したり、配置を換えたりするか、その他の周知の手段で照射するレーザビームＬの径を自在に変えることができる。
【００３６】
光電変換手段２は画像変換パネルＰに対し、光ビーム走査手段１と同じ側に設置され、光ビーム走査手段１がレーザビームＬを走査する際、画像変換パネルＰで発光した光を検知する。光電変換手段２は集光器２１、光電子倍増管２２等を備えて構成される。
【００３７】
集光器２１は、一端が画像変換パネルＰの幅（Ｘ方向の長さ）とほぼ同じか上記幅より長い長さの幅を有した略板状の形状を有するとともに、他端が光電子倍増管２２の光検知部分とほぼ同じ形状を有しており、レーザビームＬの走査に伴ない、画像変換パネルＰで発光された光を光電子倍増管２２へ導く。
【００３８】
光電子倍増管２２は画像変換パネルＰで発光された光を検知することで、画像変換パネルＰ上のレーザビームＬの照射を受けた領域に、放射線画像撮影の際入射したＸ線の強度を示す値を測定し、画像変換パネルＰに入射したＸ線の強度分布に対応した電気信号を電流信号として発生させる。
【００３９】
画像作成手段３はＡ／Ｄ変換器３１、画像データ加算器３２等を備えて構成される。
【００４０】
Ａ／Ｄ変換器３１は光電子倍増管２２で発生した電気信号に対して電流／電圧変換、増幅を施した後、この電気信号に対してアナログ／デジタル変換を行って、被検者の放射線画像を構成する各画素ごとのＸ線強度を示す値で構成された画像データを発生させ、出力する。
【００４１】
画像データ加算器３２はＡ／Ｄ変換器３１から入力した画像データを格納するとともに、適宜加算した後、この加算により得られた画像データを画像出力装置へ向けて出力する。ここで、画像出力装置とは、例えばプリンタやＣＲＴディスプレイやレーザーイメージャであり、Ｘ線画像読取装置１００で画像変換パネルＰから読み取り、出力した画像データに基づいて被検者の放射線画像を出力する。
【００４２】
次に、本発明の実施例であるＸ線画像読取装置１００におけるＸ線画像読取方法について説明する。なお、本実施例では、画像変換パネルＰに対する走査を２回行うものとして説明するが、本発明に係るＸ線画像撮影装置１００で画像変換パネルＰを走査する回数は２回とは限らない。
【００４３】
Ｘ線画像の読み取りは、Ｘ線画像読取装置１００に画像変換パネルＰが取り込まれることから進行する。
【００４４】
画像変換パネルＰは放射線画像撮影の際、被検体である被検者の身体を透過して到達したＸ線が入射した際、輝尽性蛍光体が励起されることで上記Ｘ線のエネルギーを変換、蓄積している。このようにＸ線のエネルギーが画像変換パネルＰに変換され、蓄積されることで、被検者の放射線画像を与える放射線画像情報が画像変換パネルＰに読み出し可能な状態で担持されている。
【００４５】
画像変換パネルＰに担持された放射線画像情報を読み取るため、光ビーム走査手段１から照射されるレーザビームＬによる画像変換パネルＰの１回目の走査が行われる。
【００４６】
ここで、１回目の走査の際、画像変換パネルＰから発光する光の強度は、後の走査の際に発光する光の強度よりも高い。そして、レーザビームＬの径を大きくして走査を行った場合、得られた電気信号から形成された放射線画像は、鮮鋭度が低い代わりに高いＳ／Ｎ比が期待される。そこで、１回目の走査において、光ビーム走査手段１から照射されるレーザビームＬの径は、例えばＳ／Ｎ比の最も高い画像データが得られるように、光ビーム走査手段１で設定可能な限り大きく設定される。
【００４７】
光ビーム走査手段１において、レーザ発光部１１から発光されたレーザビームＬの光路は回転多面鏡１２の作用により周期的に偏向された後、画像変換パネルＰに到達する。回転多面鏡１２による偏向が１周期なされるごとに、レーザビームＬによる画像変換パネルＰの一辺からこの一辺と対向する他辺に向けてのＸ方向の走査が１列分行われる。
【００４８】
レーザビームＬによる走査が１列分行われるごとに、図示しない副走査手段は画像変換パネルＰを１ピッチだけ搬送する。ここで、この１ピッチ分の長さは、レーザビームＬの径に対応する画素の大きさと等しくなるように設定される。
【００４９】
ここで、１回目の走査は、図２（ａ）における画像変換パネルＰの左上端部から開始される。光ビーム走査手段１による１列分の走査は、図２の画像変換パネルＰ上の矢印で示すように左から右に向けて行われる。そして、副走査手段による画像変換パネルＰの搬送は図２における上方向に行われる。こうして、画像変換パネルＰ全域に対する走査は、矢印▲１▼、▲２▼、▲３▼、…の順で進行し、最後に矢印ｎに沿った走査が行われる。上述のように、光ビーム走査手段１による走査が、図２における左上端部から右下端部まで行われることで、画像変換パネルＰ全域に対する１回目の走査が進行する。
【００５０】
上記走査により、画像変換パネルＰ上の各画素に対応した領域にレーザビームＬが照射されることで、放射線画像撮影の際Ｘ線の照射を受けてエネルギーが蓄積された輝尽性蛍光体は再び励起されるとともに上記Ｘ線のエネルギーを放出して蛍光を発する。この蛍光は集光器２１により光電子倍増管２２へ導かれ、検知される。光電子倍増管２２は検知した光の強度に応じた電流値の信号を出力する。こうして光電子倍増管２２から、画像変換パネルＰの各画素に対応する領域に照射されたＸ線の強度に対応する電気信号が出力される。
【００５１】
光電子倍増管２２から出力された電気信号はＡ／Ｄ変換器３１に入力される。Ａ／Ｄ変換器３１では上記電気信号に電流／電圧変換、増幅を適宜行った後、アナログ／デジタル変換を行って、被検者の放射線画像を与える画像データとして出力する。こうして、１画像分の画像データが画像データ加算器３２のメモリに格納される。
【００５２】
画像変換パネルＰ全域に対してレーザビームＬによる走査がなされ、１回目の走査が完了した後、画像変換パネルＰに記憶されながら１回目の走査では読み取られなかった放射線画像情報を読み取るため、引き続き２回目の走査が行われる。
【００５３】
ここで、２回目の走査では、１回目の走査よりもレーザビームＬの径を小さく設定している。通常レーザビームＬの径を小さくした際に得られる放射線画像は、Ｓ／Ｎ比が低い代わりに鮮鋭度が高くなっている。よって、１回目の走査で得られる画像データよりも高い鮮鋭度を具備したデータを得る点でも、２回目の走査でレーザビームＬの径を小さくすることが好ましい。
【００５４】
２回目の走査におけるレーザビームＬの径は、２回目の走査で得られる電気信号から形成される放射線画像における鮮鋭度が、１回目の放射線画像における鮮鋭度よりも著しく向上するとともに、２回目の放射線画像におけるＳ／Ｎ比が画像診断に供することのできるレベルを著しく下回らないような値に設定される。
【００５５】
また、２回目の走査の際の画素及びレーザビームＬの径を設定するのに合わせて、レーザビームＬにより１列分の走査が行われた際に、副走査手段が画像変換パネルＰを搬送する距離であるピッチも小さく設定し直す。上記ピッチの大きさは、２回目の走査の際のレーザビームＬの径に対応する画素の大きさと等しくなるように設定される。また、２回目の走査で光電子倍増管２２から出力された電気信号は、Ａ／Ｄ変換器３１でアナログ／デジタル変換される際、１回目の走査の際よりも小さなサンプリングピッチがＡ／Ｄ変換器３１で適用されることとしてもよい。
【００５６】
レーザビームＬの径と、副走査手段が画像変換パネルＰを搬送するピッチとを大きく設定しなおした後に、画像変換パネルＰに対する２回目の走査を行う。２回目の走査では、光ビーム走査手段１による走査と併行して、１回目の走査よりも大きく設定されたピッチで画像変換パネルを搬送する。こうして、例えば、図２（ｂ）に示すように、矢印▲１▼、▲２▼、▲３▼、…の順で走査が進行し、最後に矢印ｎに沿った走査が行われて画像変換パネルＰの全域にわたる２回目の走査が完了する。２回目の走査の走査で得られた画像データもまた、画像データ加算器３２のメモリに格納される。
【００５７】
１回目の走査と２回目の走査でそれぞれ得られた合わせて２画像分の画像データは、画像データ加算器３２の演算装置により相対応する画素ごとに重ね合わせられた後に画像出力装置へ出力され、最終的に被検者の放射線画像として出力される。
【００５８】
ここで、１回目の放射線画像と２回目の放射線画像は、走査のピッチが異なっているため、それぞれの解像度が異なっている。そこで、１回目の走査で得られた画像データ（１回目の画像データ）と２回目の走査で得られた画像データ（２回目の画像データ）とを重ね合わせるに際し、これらの画像データに対応する放射線画像が等しい解像度を具備するよう、１回目の画像データに対して、画像補間による拡大を施す。
【００５９】
１回目の画像データを拡大後、１回目の画像データと２回目の画像データとの重ね合わせを行う。上記重ね合わせは、１回目の画像データと２回目の画像データとをそれぞれ空間周波数領域の異なる構成要素（画像信号）に分解し、これらの構成要素を、互いに対応するもの同士（例えば、同じ空間周波数領域に属するもの同士）で、各々の空間周波数領域に対応した（各構成要素毎の）重み付けで各画素ごとに重ね合わせることで進行する。そして、こうして重ね合わせられた構成要素を再びつなぎ合わせ、再構成を行なうことで、１つの画像データが作成される。
つまり、画像作成手段３は、光電変換手段２から複数回のレーザビームＬの走査に対応して複数画像分の電気信号が入力した際に、複数画像分の電気信号に基づいて１つの放射線画像データを作成している。
【００６０】
ここで、１回目の画像データ及び２回目の画像データを分解する方法としては、多重解像度処理、空間フィルタを用いる処理、フーリエ変換による処理等が適宜選択される。また、１回目の走査で得られた構成要素と２回目の走査で得られた構成要素とを重ね合わせる際の重み付けの値は、重ね合わせにより画質が最も高くなり、適切な鮮鋭後とＳ／Ｎ比とが放射線画像に付与されるようシミュレーションの結果等を踏まえて各空間周波数領域ごとに決定される。
【００６１】
なお、１回目の画像データと２回目の画像データとの重ね合わせは、例えば特開平１１−３４５３３１号で開示された方法によって行ってもよい。
【００６２】
また、１回目の画像データと２回目の画像データとを重ね合わせる際の重み付けは、放射線画像撮影の目的、撮影条件等を考慮して決定されることとしてもよい。
【００６３】
すなわち、例えば微細な構造を有するために放射線画像において高い空間周波数で像が写るような部位について画像診断を行う場合、撮影によって鮮鋭度の高い放射線画像を得る必要がある。この場合には、画像データ加算器３２において２回目の画像データの方の加算比率を高くすることで鮮鋭度の高い画像を出力させる。
【００６４】
一方、放射線画像において低い空間周波数で像が写るような部位について画像診断を行う場合や、画像データ全体にノイズが多く、放射線画像に高鮮鋭度よりも高Ｓ／Ｎ比を優先して付与したい場合には、画像データ加算器３２において１回目の画像データの方の加算比率を高くすることで、Ｓ／Ｎ比の高い画像を出力させればよい。
【００６５】
以上のように本実施の形態の放射線画像読取装置によれば、複数回行われる走査のうち、１回目の走査のほうが２回目の走査よりもレーザビームＬの径が大きくなるように、光ビーム走査手段１によって、レーザビームＬの径が変更されるので、１回目の走査には、２回目の走査よりも径の大きい励起光のビームが用いられる。このように、１回目の走査時における励起光のビームの径を大きくすると、１回目の画像データと２回目の画像データを重ね合わせた際に、低周波域のほうが高周波域よりも改良されることとなり、低周波であるＸ線ノイズを低減することができる。このため、Ｘ線ノイズの影響の大きい、画像変換パネルに入射される放射線の線量が小さい場合（妊婦撮影や腹部撮影など）においても、画質を向上することができる。
【００６６】
そして、１回目の画像データと２回目の画像データとを適切に重ね合わせて１つの画像データを形成することで、画質が高く、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を、画像変換パネルＰに担持された画像情報を最大限に活用して能率よく短時間に得ることができる。
【００６７】
また、上述の効果は、光電変換手段２を、画像変換パネルＰからみて光ビーム走査手段１と同じ側に１組備えるだけで奏することができる。したがって、画質が高く、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を効率よく短時間で得ることのできる放射線画像読取装置を安価かつ形状に制約を受けることなく作成することができる。
【００６８】
なお、本発明に係る放射線画像読取装置及び放射線画像読取方法は、上述の実施例に限らない。例えば、画像変換パネルＰに対して走査を行う所定領域は、上述の場合のような画像変換パネルＰ全域とは限らない。例えば、比検者の身体における画像診断を行う部位が、画像変換パネルＰに較べて著しく小さい場合には、この画像変換パネルＰの一部の領域を所定領域として、放射線画像撮影及びそれに引き続く放射線画像読み取りを行うこととしてもよい。
【００６９】
なお、画像変換パネルＰの所定領域に対するレーザビームＬの走査と、このとき発光する光の光電変換手段２による検知は、上述のように２回とは限らず、３回以上行うこととしてもよい。上記走査及び検知の回数は、画像変換パネルＰに記憶された放射線画像を効率良く読み取ることができるよう適宜決定される。
【００７０】
また、本実施例は、Ｘ線画像読取装置１００が画像変換パネルＰと分離して作成される形態のものとしたが、本発明に係る放射線画像読取装置はこれに限らない。例えば、胸部Ｘ線撮影に用いられるような、画像変換パネルＰと一体に形成されたＸ線画像読取装置１００に適用することとしてもよい。
【００７１】
この場合、画像変換パネルＰのＸ線が入射する側とは反対側に光ビーム走査手段１及び光電変換手段２を１組ずつ備えるだけで、放射線診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率よく得ることができる。よって、画像変換パネルＰと一体に形成されたＸ線画像読取装置１００もまた、高い画質を有し、放射線診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率よく得ることができる形態で安価かつコンパクトに作成することができる。
【００７２】
なお、副走査手段は、画像変換パネルＰを搬送するのではなく、光ビーム走査手段１及び光電変換手段２を前後自在に搬送することで画像変換パネルＰと光ビーム走査手段１とを互いに相対的に移動させることとしてもよい。このことでも上述の実施例と同ようの効果を奏することができる。
【００７３】
【発明の効果】
請求項１記載の発明によれば、低周波であるＸ線ノイズを低減することができ、画像変換パネルに入射される放射線の線量が小さい場合においても、画質を向上することができる。
また、上述の効果は、光電変換手段を、画像変換パネルからみて光ビーム走査手段と同じ側に１組だけ備えることで奏することができる。よって、高い画質を有し、個々の画像診断に適した鮮鋭度とＳ／Ｎ比とを具備した放射線画像を高速に能率よく得ることのできる放射線画像読取装置を形状に制約されることなく安価に作成することができる。
請求項２記載の発明によれば、得られた複数画像分の電気信号を適宜重ね合わせることができ、高い画質を有するとともに個々の画像診断に適した鮮鋭度及びＳ／Ｎ比を具備した放射線画像を能率よく得ることができる。
請求項３記載の発明によれば、より高画質の画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例であるＸ線画像撮影装置１００の概略図である。
【図２】Ｘ線画像撮影装置１００による画像変換パネルＰの走査の手順を示す図である。
【符号の説明】
１ 光ビーム走査手段
２ 光電変換手段
３ 画像作成手段
１００ Ｘ線画像撮影装置
Ｌ レーザビーム（励起光のビーム）
Ｐ 画像変換パネル[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation image reading device and a radiation image reading method.
[0002]
[Prior art]
When reading a radiation image, the radiation image reading device reads the radiation image information of the subject carried on the image conversion panel. The image conversion panel is a plate or a sheet formed of a stimulable phosphor, and transmits radiation (X-ray, α-ray, β-ray, γ-ray, A radiation image of the subject is stored by being excited by irradiation with a neutron beam, an electron beam, ultraviolet rays, or the like. The image reading by the radiation reading apparatus is performed by detecting light emitted in proportion to the amount of irradiated radiation when the image conversion panel is scanned with excitation light such as a beam of excitation light. Is
[0003]
As means for maximizing the use of the information of the radiation image stored in the image conversion panel and obtaining a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for image diagnosis, for example, an image conversion panel Light detection means is installed on the same side (front side) where the excitation light beam is incident and on the opposite side (back side) where the excitation light beam is incident, and the front side of the image conversion panel is exposed to the excitation light beam. There is an image reading method of detecting fluorescence emitted when scanning is performed on the front side and the back side of the image conversion panel, respectively, and integrating the obtained image data.
[0004]
When radiation image information stored in the image conversion panel is collected by scanning the excitation light beam on the front and back sides of the image conversion panel, the fluorescence detected on the back side causes the excitation light beam to diffuse in the image conversion panel. Accordingly, since the excitation light is emitted from a region wider than the cross section of the beam, the image data obtained on the back side of the image conversion panel has a characteristic that the S / N ratio is high and the sharpness is low. On the other hand, the image data obtained on the front side has a characteristic that the sharpness is high instead of the low S / N ratio.
[0005]
For example, Patent Literature 1 describes a technique for appropriately superimposing the image data obtained in this way to impart sharpness or S / N ratio suitable for the purpose of image diagnosis to a radiation image.
[0006]
[Patent Document 1]
JP-A-7-159910
[Problems to be solved by the invention]
By the way, as described above, in the radiation image reading apparatus, when the light detecting means is installed on the front side and the back side of the image conversion panel, there is a problem that the radiation image reading apparatus becomes expensive by providing two sets of the light detecting means. is there. In addition, the provision of the light detection means on the front side and the back side of the image conversion panel has a problem that the form of the radiation image reading apparatus is restricted.
[0008]
Specifically, by providing the light detecting means on the front side and the back side of the image conversion panel, it becomes difficult to form the radiation image reading apparatus compactly, and it becomes difficult to install the radiation image reading apparatus in a medical institution. Further, it has been structurally difficult to apply the above-described technique to a radiation image reading apparatus integrally formed with an image conversion panel used for chest X-ray imaging.
[0009]
In order to solve the above-mentioned problems, the present invention is to provide a radiation image reading apparatus having a high image quality and capable of efficiently and quickly obtaining a radiation image having sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis. A radiation image reading apparatus that can be provided at low cost without restriction, has high image quality, and can efficiently and quickly obtain a radiation image having sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis is formed into a shape. It is an object of the present invention to provide a radiation image reading method that can be created at low cost without being restricted.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
The invention according to claim 1 is
A radiation image reading apparatus that converts the energy of radiation incident through the subject, and irradiates the beam of excitation light to an image conversion panel having a stimulable phosphor that has accumulated to read radiation image information,
Light beam scanning means for irradiating the beam of the excitation light so as to change its diameter, and scanning the image conversion panel with the beam of the excitation light,
Photoelectric conversion means for converting the fluorescent light emitted by the image conversion panel into an electric signal and outputting the electric signal,
An image creating unit that creates radiation image data based on the electric signal output from the photoelectric conversion unit,
The light beam scanning means scans the image conversion panel after receiving the radiation with the excitation light beam a plurality of times, and performs a plurality of scans of the excitation light beam in the plurality of times. It is characterized in that the beam diameter of the excitation light is changed so that the beam diameter of the excitation light is larger than that in the subsequent scans.
[0011]
According to the first aspect of the present invention, the light beam scanning unit scans the image conversion panel after receiving the radiation with the excitation light beam a plurality of times, and when scanning the excitation light beam a plurality of times, Since the beam diameter of the excitation light is changed so that the first scan has a larger beam diameter of the excitation light than the second and subsequent scans, the first scan is performed more than the second and subsequent scans. A beam of excitation light having a large diameter is used.
[0012]
Generally, the energy of the radiation stored in the stimulable phosphor decreases over time. Therefore, when the image conversion panel having the stimulable phosphor is irradiated with the excitation light beam a plurality of times, the amount of fluorescence emitted in the first scan is the largest, and the amount of information obtained by this scan is also large. In the second and subsequent scans, the light emission amount decreases as the number of scans increases, and the obtained information amount also decreases. That is, when a radiation image is created by integrating a plurality of image data obtained by a plurality of scans, a radiation image with higher image quality can be obtained than a radiation image obtained by one image data. The difference in the light emission amount between the image data obtained by the first scan and the image data obtained by the subsequent scans causes unevenness in the improvement width.
In particular, when scanning is performed with excitation light beams of different diameters, the unevenness of the improvement width becomes remarkable. For example, if the diameter of the excitation light beam at the time of the first scan is reduced, the high frequency region has a lower frequency. It is improved over the frequency range, and the improvement width of the high frequency range is larger than the improvement width of the low frequency range. On the other hand, if the diameter of the excitation light beam at the time of the first scan is increased, the improvement in the low frequency range is improved over that in the high frequency range, and the improvement in the low frequency range is larger than the improvement in the high frequency range.
[0013]
Here, usually, when photographing a pregnant woman, since the effect of radiation on the mother and the fetus is reduced by irradiating a small dose of radiation, the dose of the radiation incident on the image conversion panel via the subject is Few. In the case of abdominal imaging, a large amount of radiation is absorbed by the abdomen, so that the amount of radiation incident on the image conversion panel via the subject is small. As described above, when the dose of the radiation incident on the image conversion panel is small, the radiation is not uniformly applied to the image conversion panel, causing unevenness. This unevenness causes low-frequency noise (X-ray noise) during scanning. ) And affects the image quality.
[0014]
However, as described above, when the excitation light beam having a larger diameter is used for the first scan than in the second and subsequent scans, the range of improvement in the low frequency range is larger than that in the high frequency range, X-ray noise can be reduced, and the image quality can be improved even when the dose of radiation incident on the image conversion panel is small.
[0015]
The above-described effect can be achieved by providing only one set of the photoelectric conversion unit on the same side as the light beam scanning unit when viewed from the image conversion panel. Therefore, a radiation image reading apparatus capable of efficiently and quickly obtaining a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis is inexpensive irrespective of its shape. Can be created.
[0016]
According to a second aspect of the present invention, in the radiation image reading apparatus according to the first aspect,
The image creating means creates one image data based on electric signals for a plurality of images created in correspondence with a plurality of scans of a predetermined area of the image conversion panel from the photoelectric conversion means. I have.
[0017]
According to the second aspect of the present invention, the image creating means generates one image data based on the electric signals for a plurality of images created in correspondence with a plurality of scans of the predetermined area of the image conversion panel from the photoelectric conversion means. , The obtained electric signals of a plurality of images can be appropriately superimposed, and a radiation image having high image quality and sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis can be efficiently obtained. be able to.
[0018]
According to a third aspect of the present invention, in the radiation image reading apparatus according to the second aspect,
The image creating means divides a plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images into components belonging to different spatial frequency regions, and sets the corresponding components to each of the spatial frequency regions to which the components belong. It is characterized in that the one image data is created by overlapping by the calculated method.
[0019]
According to the third aspect of the present invention, a plurality of image data based on electric signals for a plurality of images are divided into components (image signals) belonging to different spatial frequency regions, and corresponding ones (for example, the same spatial frequency By superimposing by a calculation method set for each spatial frequency region belonging to each region, a higher quality radiation image can be obtained.
[0020]
The invention according to claim 4 is
Radiation image reading that reads the radiation image information by irradiating the image conversion panel with the stimulable phosphor that has converted and accumulated the energy of the radiation incident through the subject with the excitation light beam by the light beam operating means. The method,
Simultaneously with scanning the image panel with the excitation light beam, the image conversion is performed in a direction parallel to the image conversion panel and perpendicular to a direction in which the excitation light beam scans the image conversion panel. Perform a plurality of scans on a predetermined area of the image conversion panel by relatively moving the panel and the light beam scanning means relative to each other,
When scanning the predetermined region a plurality of times, the beam diameter of the excitation light is changed so that the first scanning has a larger beam diameter than the second and subsequent scannings. It is characterized by.
[0021]
According to the fourth aspect of the invention, the same effects as those of the first aspect can be obtained.
[0022]
According to a fifth aspect of the present invention, in the radiation image reading method according to the fourth aspect,
By photoelectrically converting the fluorescence emitted by the image conversion panel by irradiation of the excitation light beam, image data for a plurality of images corresponding to the plurality of scans is obtained, and based on the image data for the plurality of images. It is characterized in that one image data is created.
[0023]
According to the fifth aspect of the invention, the same effect as that of the second aspect of the invention can be obtained.
[0024]
The invention according to claim 6 is the radiation image reading method according to claim 5,
The image creating means divides a plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images into components belonging to different spatial frequency regions, and sets the corresponding components to each of the spatial frequency regions to which the components belong. It is characterized in that the one image data is created by overlapping by the calculated method.
[0025]
According to the sixth aspect, the same effect as that of the third aspect can be obtained.
[0026]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an outline of an X-ray image reading apparatus 100 which is an example of a radiation image reading apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings as appropriate.
[0027]
The X-ray image reading apparatus 100 includes a light beam scanning unit 1, a photoelectric conversion unit 2, an image creation unit 3, a sub-scanning unit (not shown), and the like.
[0028]
The image conversion panel P from which radiation image information is read by the X-ray image reading apparatus 100 is, for example, an imaging plate, and is formed of a plastic film coated with microcrystals of a stimulable phosphor such as BaFBr: Eu or BaFI: Eu. It is formed in a planar shape. The stimulable phosphor is not limited to the one produced by coating as described above, but may be one produced by depositing CsBr: Eu on a support. The image conversion panel P is housed in a cassette at the time of radiographic imaging, is installed in a state of being close to the imaging region of the subject who is the subject, and is provided with an X-ray incident through the body of the subject. Receive irradiation. After the radiographic image is captured, the image conversion panel P is read into the X-ray image reading device 100, so that the radiation image information stored in the image conversion panel P is read.
[0029]
The sub-scanning means (not shown) conveys the image conversion panel P taken into the X-ray image reading apparatus 100 freely in the front-rear direction in the direction of arrow Y (Y direction) in FIG. The transport of the image conversion panel P by the sub-scanning means is performed in conjunction with the scanning by the light beam scanning means 1.
[0030]
The sub-scanning means conveys the image conversion panel P as described above, so that the sub-scanning means is parallel to the image conversion panel P and the light beam scanning means 1 controls the image conversion panel P as described later. The image conversion panel P and the light beam scanning means 1 are moved relative to each other in a direction perpendicular to the direction of the arrow X (X direction) in FIG.
[0031]
The method of moving the image conversion panel P and the light beam scanning means 1 relatively to each other is not limited to the above-described example, and the light beam scanning means 1 may be conveyed.
[0032]
The light beam scanning unit 1 includes a laser emitting unit 11, a rotating polygon mirror 12, an fθ lens 13, a reflecting mirror 14, a scanning motor 15, and the like. One set is provided in the X-ray image reading apparatus 100.
[0033]
The laser light emitting unit 11 includes, for example, a laser oscillator, and emits a laser beam L as a beam of excitation light. Here, the laser emitting unit 11 can change the value of the input current or change the intensity of the laser beam L to be irradiated by another known method.
[0034]
The rotating polygon mirror 12 has a shape in which a mirror is attached to a side surface of a hexagonal prism, and is rotated by a scanning motor 15. The rotating polygon mirror 12 reflects the laser beam L while rotating by the operation of the scanning motor 15, so that the laser beam L moves from one side of the image conversion panel P to the other side opposite to this side in the X direction in FIG. For scanning, the optical path of the laser beam L is periodically deflected according to the scanning process.
[0035]
Lens 13 condenses the laser beam L reflected by the rotary polygon mirror 12. The reflecting mirror 14 reflects the laser beam L condensed by the Fθ lens 13 to reach the image conversion panel P. Here, the optical system of the light beam scanning means 1 having the Fθ lens 13 can change the lens, change the arrangement, or freely change the diameter of the laser beam L to be irradiated by other known means. Can be.
[0036]
The photoelectric conversion unit 2 is provided on the same side as the light beam scanning unit 1 with respect to the image conversion panel P, and detects light emitted from the image conversion panel P when the light beam scanning unit 1 scans the laser beam L. The photoelectric conversion means 2 includes a light collector 21, a photomultiplier tube 22, and the like.
[0037]
The light collector 21 has a substantially plate-like shape with one end having a width substantially equal to or longer than the width (length in the X direction) of the image conversion panel P, and the other end having photoelectron doubling. It has substantially the same shape as the light detection portion of the tube 22, and guides the light emitted by the image conversion panel P to the photomultiplier tube 22 as the laser beam L scans.
[0038]
The photomultiplier tube 22 detects the light emitted from the image conversion panel P, and indicates the intensity of the X-rays incident upon the radiation image capturing in the area of the image conversion panel P irradiated with the laser beam L. The value is measured, and an electric signal corresponding to the intensity distribution of the X-rays incident on the image conversion panel P is generated as a current signal.
[0039]
The image creating means 3 includes an A / D converter 31, an image data adder 32, and the like.
[0040]
The A / D converter 31 performs current / voltage conversion and amplification on the electric signal generated by the photomultiplier tube 22, and then performs analog / digital conversion on the electric signal to obtain a radiation image of the subject. And generates and outputs image data composed of values indicating the X-ray intensities of the respective pixels constituting.
[0041]
The image data adder 32 stores the image data input from the A / D converter 31 and, after adding as appropriate, outputs the image data obtained by the addition to the image output device. Here, the image output device is, for example, a printer, a CRT display, or a laser imager. The X-ray image reading device 100 reads the image from the image conversion panel P and outputs a radiation image of the subject based on the output image data. .
[0042]
Next, an X-ray image reading method in the X-ray image reading apparatus 100 according to the embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the scanning of the image conversion panel P is described as being performed twice, but the number of times the X-ray image capturing apparatus 100 according to the present invention scans the image conversion panel P is not limited to two.
[0043]
The reading of the X-ray image proceeds because the image conversion panel P is taken into the X-ray image reading device 100.
[0044]
The image conversion panel P converts the energy of the X-rays by exciting the stimulable phosphor when the X-rays transmitted through the body of the subject, which is the subject, enter when the radiation image is captured. Convert and accumulate. As described above, the energy of the X-rays is converted and stored in the image conversion panel P, so that the radiation image information for providing the radiation image of the subject is readable by the image conversion panel P.
[0045]
In order to read the radiation image information carried on the image conversion panel P, the first scan of the image conversion panel P with the laser beam L emitted from the light beam scanning means 1 is performed.
[0046]
Here, in the first scan, the intensity of light emitted from the image conversion panel P is higher than the intensity of light emitted in the subsequent scan. When scanning is performed by increasing the diameter of the laser beam L, a radiation image formed from the obtained electric signals is expected to have a high S / N ratio instead of a low sharpness. Therefore, in the first scan, the diameter of the laser beam L emitted from the light beam scanning means 1 is set as long as the light beam scanning means 1 can set the image data so as to obtain the highest S / N ratio, for example. Set to a large value.
[0047]
In the light beam scanning means 1, the optical path of the laser beam L emitted from the laser emitting section 11 is periodically deflected by the action of the rotary polygon mirror 12, and then reaches the image conversion panel P. Each time the deflection by the rotary polygon mirror 12 is performed for one cycle, scanning of the laser beam L in one direction from one side of the image conversion panel P to the other side opposite to the one side is performed in the X direction.
[0048]
The sub-scanning means (not shown) conveys the image conversion panel P by one pitch every time scanning by the laser beam L is performed for one row. Here, the length for one pitch is set to be equal to the size of the pixel corresponding to the diameter of the laser beam L.
[0049]
Here, the first scan is started from the upper left end of the image conversion panel P in FIG. The scanning for one column by the light beam scanning means 1 is performed from left to right as indicated by the arrow on the image conversion panel P in FIG. The transport of the image conversion panel P by the sub-scanning means is performed in the upward direction in FIG. Thus, scanning over the entire area of the image conversion panel P proceeds in the order of arrows (1), (2), (3),..., And finally scanning along the arrow n is performed. As described above, the scanning by the light beam scanning unit 1 is performed from the upper left end to the lower right end in FIG. 2, whereby the first scanning of the entire area of the image conversion panel P proceeds.
[0050]
By irradiating the area corresponding to each pixel on the image conversion panel P with the laser beam L by the above-described scanning, the stimulable phosphor in which energy is accumulated by irradiation with X-rays at the time of radiographic image capturing is It is excited again and emits the X-ray energy to emit fluorescence. This fluorescence is guided to the photomultiplier tube 22 by the condenser 21 and detected. The photomultiplier tube 22 outputs a signal having a current value corresponding to the detected light intensity. In this way, the photomultiplier tube 22 outputs an electric signal corresponding to the intensity of the X-rays applied to the area corresponding to each pixel of the image conversion panel P.
[0051]
The electric signal output from the photomultiplier tube 22 is input to the A / D converter 31. The A / D converter 31 appropriately performs current / voltage conversion and amplification on the electric signal, performs analog / digital conversion, and outputs the image data as image data for providing a radiation image of the subject. Thus, image data for one image is stored in the memory of the image data adder 32.
[0052]
The entire area of the image conversion panel P is scanned by the laser beam L, and after the first scan is completed, the radiation image information which is not read in the first scan while being stored in the image conversion panel P is read. A second scan is performed.
[0053]
Here, the diameter of the laser beam L is set smaller in the second scan than in the first scan. Normally, a radiation image obtained when the diameter of the laser beam L is reduced has a high sharpness instead of a low S / N ratio. Therefore, it is preferable to reduce the diameter of the laser beam L in the second scan also in obtaining data having higher sharpness than the image data obtained in the first scan.
[0054]
In the diameter of the laser beam L in the second scan, the sharpness in the radiographic image formed from the electric signals obtained in the second scan is significantly improved as compared with the sharpness in the first radiographic image, and The S / N ratio in the radiation image is set to a value that does not significantly fall below a level that can be used for image diagnosis.
[0055]
Further, in accordance with the setting of the pixel and the diameter of the laser beam L at the time of the second scanning, when the scanning for one row is performed by the laser beam L, the sub-scanning means conveys the image conversion panel P. The pitch, which is the distance to be performed, is also set smaller. The size of the pitch is set to be equal to the size of the pixel corresponding to the diameter of the laser beam L at the time of the second scanning. Further, when the electric signal output from the photomultiplier tube 22 in the second scan is subjected to analog / digital conversion by the A / D converter 31, the sampling pitch smaller than that in the first scan is used for the A / D conversion. It may be applied by the vessel 31.
[0056]
After the diameter of the laser beam L and the pitch at which the sub-scanning means conveys the image conversion panel P are set to be large again, the second scan of the image conversion panel P is performed. In the second scanning, the image conversion panel is transported at a pitch set larger than that in the first scanning, in parallel with the scanning by the light beam scanning means 1. Thus, for example, as shown in FIG. 2B, scanning proceeds in the order of arrows {1}, {2}, {3},..., And finally, scanning along arrow n is performed to perform image conversion. The second scan over the entire area of the panel P is completed. The image data obtained by the second scan is also stored in the memory of the image data adder 32.
[0057]
The image data for two images obtained by the first scan and the second scan, respectively, are superimposed for each corresponding pixel by the arithmetic unit of the image data adder 32 and then output to the image output device. And finally output as a radiation image of the subject.
[0058]
Here, the first radiation image and the second radiation image have different resolutions because the scanning pitch is different. Therefore, when the image data obtained in the first scan (first image data) and the image data obtained in the second scan (second image data) are superimposed, the image data corresponding to the image data is obtained. The first image data is enlarged by image interpolation so that the radiation images have the same resolution.
[0059]
After enlarging the first image data, the first image data and the second image data are superimposed. In the superimposition, the first image data and the second image data are decomposed into components (image signals) having different spatial frequency domains, and these components are associated with each other (for example, in the same space). The process proceeds by superimposing for each pixel with weighting (for each component) corresponding to each spatial frequency domain. Then, the superposed components are reconnected and reconstructed to generate one image data.
That is, when an electric signal for a plurality of images is input from the photoelectric conversion unit 2 in response to a plurality of scans of the laser beam L, the image forming unit 3 generates one radiation image based on the electric signals for the plurality of images. Creating data.
[0060]
Here, as a method of decomposing the first image data and the second image data, multi-resolution processing, processing using a spatial filter, processing by Fourier transform, and the like are appropriately selected. Also, the weighting value when the component obtained in the first scan and the component obtained in the second scan are superimposed has the highest image quality due to the superimposition. The N ratio is determined for each spatial frequency region based on simulation results and the like so as to be added to the radiation image.
[0061]
Note that the first image data and the second image data may be superimposed by, for example, a method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. H11-345331.
[0062]
In addition, the weighting at the time of superimposing the first image data and the second image data may be determined in consideration of the purpose of radiographic imaging, imaging conditions, and the like.
[0063]
That is, for example, when performing image diagnosis on a part where a radiographic image has an image at a high spatial frequency due to having a fine structure, it is necessary to obtain a radiographic image with high sharpness by imaging. In this case, the image data adder 32 outputs an image with high sharpness by increasing the addition ratio of the second image data.
[0064]
On the other hand, when performing an image diagnosis on a part where an image appears at a low spatial frequency in a radiographic image, or when there is much noise in the entire image data and a high S / N ratio is to be given to the radiographic image with higher priority than high sharpness In this case, an image having a high S / N ratio may be output by increasing the addition ratio of the first image data in the image data adder 32.
[0065]
As described above, according to the radiation image reading apparatus of the present embodiment, the light beam is set so that the diameter of the laser beam L is larger in the first scan than in the second scan among the scans performed a plurality of times. Since the diameter of the laser beam L is changed by the scanning means 1, a beam of excitation light having a larger diameter than that of the second scan is used for the first scan. As described above, when the diameter of the excitation light beam at the time of the first scan is increased, when the first image data and the second image data are superimposed, the low frequency region is improved more than the high frequency region. Thus, X-ray noise that is a low frequency can be reduced. For this reason, the image quality can be improved even when the dose of the radiation incident on the image conversion panel, which is greatly affected by the X-ray noise, is small (for example, pregnant woman photographing or abdominal photographing).
[0066]
By appropriately superimposing the first image data and the second image data to form one image data, the image quality is high, and the sharpness and the S / N ratio suitable for each image diagnosis are improved. The provided radiation image can be efficiently obtained in a short time by making the most of the image information carried on the image conversion panel P.
[0067]
Further, the above-described effect can be achieved only by providing one set of the photoelectric conversion unit 2 on the same side as the light beam scanning unit 1 when viewed from the image conversion panel P. Therefore, a radiation image reading apparatus capable of efficiently obtaining a radiation image with high image quality, sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis in a short time is inexpensive and has no restriction on the shape. Can be created.
[0068]
Note that the radiation image reading apparatus and the radiation image reading method according to the present invention are not limited to the above-described embodiments. For example, the predetermined area where scanning is performed on the image conversion panel P is not limited to the entire area of the image conversion panel P as described above. For example, when a part of the body of the comparative examiner performing image diagnosis is significantly smaller than the image conversion panel P, a part of the image conversion panel P is set as a predetermined area, and radiation image capturing and subsequent radiation are performed. Image reading may be performed.
[0069]
Note that the scanning of the laser beam L over a predetermined area of the image conversion panel P and the detection of light emitted at this time by the photoelectric conversion unit 2 are not limited to two times as described above, and may be performed three times or more. . The number of times of the scanning and the detection is appropriately determined so that the radiation image stored in the image conversion panel P can be read efficiently.
[0070]
In this embodiment, the X-ray image reading apparatus 100 is formed separately from the image conversion panel P. However, the radiation image reading apparatus according to the present invention is not limited to this. For example, the present invention may be applied to an X-ray image reading apparatus 100 formed integrally with the image conversion panel P, such as used for chest X-ray photography.
[0071]
In this case, the sharpness and S / N ratio suitable for radiation diagnosis can be obtained by merely providing one set of the light beam scanning unit 1 and the photoelectric conversion unit 2 on the side of the image conversion panel P opposite to the side on which X-rays are incident. The provided radiographic image can be obtained efficiently. Therefore, the X-ray image reading apparatus 100 formed integrally with the image conversion panel P also has high image quality and can efficiently obtain a radiation image having sharpness and S / N ratio suitable for radiation diagnosis. It can be made inexpensively and compactly in a possible form.
[0072]
Note that the sub-scanning unit does not convey the image conversion panel P, but conveys the light beam scanning unit 1 and the photoelectric conversion unit 2 freely back and forth, so that the image conversion panel P and the light beam scanning unit 1 move relative to each other. It may be made to move in a way. This also provides the same effect as the above-described embodiment.
[0073]
【The invention's effect】
According to the first aspect of the present invention, it is possible to reduce low-frequency X-ray noise and to improve image quality even when the dose of radiation incident on the image conversion panel is small.
The above-described effect can be achieved by providing only one set of the photoelectric conversion unit on the same side as the light beam scanning unit when viewed from the image conversion panel. Therefore, a radiation image reading apparatus capable of efficiently and quickly obtaining a radiation image having high image quality and having sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis is inexpensive irrespective of its shape. Can be created.
According to the second aspect of the present invention, the obtained electric signals for a plurality of images can be appropriately superimposed, and the radiation having high image quality and sharpness and S / N ratio suitable for individual image diagnosis. Images can be obtained efficiently.
According to the third aspect of the invention, a higher quality image can be obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram of an X-ray imaging apparatus 100 according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a procedure for scanning an image conversion panel P by the X-ray image capturing apparatus 100.
[Explanation of symbols]
REFERENCE SIGNS LIST 1 light beam scanning means 2 photoelectric conversion means 3 image creation means 100 X-ray imaging apparatus L laser beam (beam of excitation light)
P image conversion panel

Claims (6)

被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対し、励起光のビームを照射して放射線画像情報を読み取る放射線画像読取装置であって、
前記励起光のビームを径変更自在に照射するとともに、前記励起光のビームで前記画像変換パネル上を走査する光ビーム走査手段と、
前記画像変換パネルが発する蛍光を電気信号に変換して出力する光電変換手段と、
前記光電変換手段から出力される電気信号に基づいて放射線画像データを作成する画像作成手段とを備え、
前記光ビーム走査手段は、放射線を入射した後の前記画像変換パネルに対して前記励起光のビームを複数回走査するとともに、複数回の前記励起光ビームの走査に際し、１回目の走査のほうが２回目以降の走査よりも前記励起光のビームの径が大きくなるように、前記励起光のビームの径を変更することを特徴とする放射線画像読取装置。A radiation image reading apparatus that converts the energy of radiation incident through the subject, and irradiates the beam of excitation light to an image conversion panel having a stimulable phosphor that has accumulated to read radiation image information,
Light beam scanning means for irradiating the beam of the excitation light so as to change its diameter, and scanning the image conversion panel with the beam of the excitation light,
Photoelectric conversion means for converting the fluorescent light emitted by the image conversion panel into an electric signal and outputting the electric signal,
An image creating unit that creates radiation image data based on the electric signal output from the photoelectric conversion unit,
The light beam scanning means scans the image conversion panel after receiving the radiation with the excitation light beam a plurality of times, and performs a plurality of scans of the excitation light beam in the plurality of times. A radiation image reading apparatus, wherein the beam diameter of the excitation light beam is changed so that the beam diameter of the excitation light beam becomes larger than the first and subsequent scans. 請求項１記載の放射線画像読取装置において、
前記画像作成手段は、前記光電変換手段から前記画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査に対応して作成された複数画像分の電気信号に基づいて１つの画像データを作成することを特徴とする放射線画像読取装置。The radiation image reading device according to claim 1,
The image creating means creates one image data based on electrical signals for a plurality of images created in correspondence with a plurality of scans of a predetermined area of the image conversion panel from the photoelectric conversion means. Radiation image reading device. 請求項２記載の放射線画像読取装置において、
前記画像作成手段は、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する前記空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴とする放射線画像読取装置。The radiation image reading device according to claim 2,
The image creating means divides a plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images into components belonging to different spatial frequency regions, and sets the corresponding components to each of the spatial frequency regions to which the components belong. A radiation image reading apparatus, wherein the one image data is created by superimposing the pieces of image data by a calculation method. 被検体を介して入射した放射線のエネルギーを変換、蓄積した輝尽性蛍光体を有した画像変換パネルに対し、光ビーム操作手段で励起光のビームを照射して放射線画像情報を読み取る放射線画像読取方法であって、
前記励起光のビームで前記画像パネルを走査するのと併行して、前記画像変換パネルに対して平行かつ前記励起光のビームが前記画像変換パネルを走査する方向とは垂直な方向に前記画像変換パネルと前記光ビーム走査手段とを相対的に互いに移動させることで前記画像変換パネルの所定領域に対する複数回の走査を行い、
前記所定領域に対する走査を複数回行う際に、１回目の走査のほうが２回目以降の走査よりも前記励起光のビームの径が大きくなるように、前記励起光のビームの径が変更されることを特徴とする放射線画像読取方法。Radiation image reading that reads the radiation image information by irradiating the image conversion panel with the stimulable phosphor that has converted and accumulated the energy of the radiation incident through the subject with the excitation light beam by the light beam operating means. The method,
Simultaneously with scanning the image panel with the excitation light beam, the image conversion is performed in a direction parallel to the image conversion panel and perpendicular to a direction in which the excitation light beam scans the image conversion panel. Perform a plurality of scans on a predetermined area of the image conversion panel by relatively moving the panel and the light beam scanning means relative to each other,
When scanning the predetermined region a plurality of times, the beam diameter of the excitation light is changed so that the first scanning has a larger beam diameter than the second and subsequent scannings. A radiation image reading method, comprising: 請求項４記載の放射線画像読取方法において、
前記励起光のビームの照射により前記画像変換パネルが発する蛍光を光電変換することで、前記複数回の走査に対応する複数画像分の画像データを得て、前記複数画像分の画像データに基づいて１つの画像データを作成することを特徴とする放射線画像読取方法。The radiation image reading method according to claim 4,
By photoelectrically converting the fluorescence emitted by the image conversion panel by irradiation of the excitation light beam, image data for a plurality of images corresponding to the plurality of scans is obtained, and based on the image data for the plurality of images. A radiation image reading method, wherein one image data is created. 請求項５記載の放射線画像読取方法において、
前記画像作成手段は、前記複数画像分の電気信号に基づく複数の画像データを、異なる空間周波数領域に属する構成要素に分割するとともに、互いに対応する前記構成要素を、属する前記空間周波数領域ごとに設定された演算方法で重ね合わせることで、前記１つの画像データを作成することを特徴とする放射線画像読取方法。The radiation image reading method according to claim 5,
The image creating means divides a plurality of image data based on the electric signals for the plurality of images into components belonging to different spatial frequency regions, and sets the corresponding components to each of the spatial frequency regions to which the components belong. A radiation image reading method, wherein the one piece of image data is created by superimposing the pieces of image data by a calculated method.

Images