JPH08248542A - Radiation picture reader - Google Patents
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- JPH08248542A JPH08248542A JP7052591A JP5259195A JPH08248542A JP H08248542 A JPH08248542 A JP H08248542A JP 7052591 A JP7052591 A JP 7052591A JP 5259195 A JP5259195 A JP 5259195A JP H08248542 A JPH08248542 A JP H08248542A
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- radiation
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は被写体を透過した放射線
を蛍光体パネルにより可視光に変換し、増幅を行うこと
なくＣＣＤ素子により撮像して読み取る放射線画像読取
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation image reading apparatus in which radiation transmitted through an object is converted into visible light by a phosphor panel and is imaged and read by a CCD element without amplification.
【０００２】[0002]
【従来の技術】上記のように被写体を透過した放射線像
を可視光像に変換して読み取る放射線画像読取装置とし
ては、従来よりＩ．Ｉ管を用いた装置が知られている。
これは、被写体を透過した放射線をＩ．Ｉ管の入射蛍光
面に入射させ、放射線強度に応じた光を出力蛍光面から
増幅して放出させ、その出力蛍光面での光像をカメラで
撮影するというものである。2. Description of the Related Art As a radiation image reading apparatus for converting a radiation image transmitted through a subject into a visible light image and reading the image as described above, I.I. A device using an I tube is known.
This is because the radiation transmitted through the object is The light is incident on the incident fluorescent screen of the I-tube, the light corresponding to the radiation intensity is amplified and emitted from the output fluorescent screen, and the optical image on the output fluorescent screen is photographed by the camera.
【０００３】しかし、上記Ｉ．Ｉ管を用いた従来の装置
では、撮影できる面積が限られており、例えば人体胸部
の撮影等には面積的に不十分であった。これは、鮮鋭
性，コントラスト，歪み特性を保ったままＩ．Ｉ管を大
面積化することが困難であるからである。したがって、
大面積の放射線画像を得ようとするには、Ｉ．Ｉ管を用
いない系の方が有利であると考えられる。However, the above I. In the conventional device using the I tube, the area that can be photographed is limited, and for example, the area of the human chest is insufficient for photographing. This is because the I.I. This is because it is difficult to increase the area of the I tube. Therefore,
To obtain a large-area radiographic image, I. The system without the I-tube is considered to be advantageous.
【０００４】一方、Ｉ．Ｉ管等による増幅を行わずに、
蛍光体パネルの光をそのまま撮影する装置としては、特
開昭６３−１７７０４８号公報に開示されたようなもの
がある。この装置は、被写体を透過した放射線を蛍光体
パネルにより可視光に変換し、蛍光体パネルから出射さ
れる光像を増幅を行うことなくＣＣＤカメラで読み取る
ものである。On the other hand, I.D. Without amplification by I tube etc.,
As a device for photographing the light of the phosphor panel as it is, there is a device disclosed in JP-A-63-177048. This device converts radiation transmitted through a subject into visible light by a phosphor panel and reads a light image emitted from the phosphor panel with a CCD camera without amplifying it.
【０００５】しかし、このシステムにおいても十分な画
質を維持した大面積の読取装置は現在得られていない。
それは以下の理由による。上記装置では、蛍光体パネル
から放出される光を増幅せずに撮影するため、Ｉ．Ｉ．
管の出力光に比べ極めて光量の小さい光を検出すること
になる。このような微小な光をＣＣＤで撮影する場合に
は、蛍光体パネルからの発光光をいかに多くＣＣＤの受
光面に導くことができるかで読み取られた画像の粒状が
大きく変化することになる。それは、このような微小光
量領域では、ＣＣＤで発生するノイズの影響を強く受け
るためで、ＣＣＤの受光面に入射する光量を増やしてい
けばノイズの影響が小さくなり、粒状が良好になる。However, even in this system, a large-area reader which maintains a sufficient image quality has not yet been obtained.
The reason is as follows. In the above device, the light emitted from the phosphor panel is photographed without being amplified. I.
Light having an extremely small amount of light as compared with the output light of the tube will be detected. When such a minute light is photographed by the CCD, the granularity of the read image greatly changes depending on how much light emitted from the phosphor panel can be guided to the light receiving surface of the CCD. This is because in such a small light amount region, the influence of noise generated in the CCD is strongly influenced. Therefore, if the amount of light incident on the light receiving surface of the CCD is increased, the influence of noise becomes smaller and the graininess becomes better.
【０００６】ところで、ＣＣＤの受光面に入射する光量
を増やすには、レンズに入射する光量を増やさねばなら
ず、そのためにはレンズを大きくする必要がある。ま
た、蛍光体パネルの面積が大きくなれば、それにつれて
レンズもより大きなものが必要となってしまう。例え
ば、３００ｍｍ×３００ｍｍ以上の蛍光体パネルからの
光を効率良くＣＣＤに導くには、直径数十ｃｍにも及ぶ
巨大なレンズが必要となってしまう。このような大きな
レンズは製造が困難でコストも非常に高くなる。By the way, in order to increase the amount of light incident on the light receiving surface of the CCD, it is necessary to increase the amount of light incident on the lens. For that purpose, it is necessary to enlarge the lens. Also, as the area of the phosphor panel becomes larger, a larger lens is required accordingly. For example, in order to efficiently guide light from a phosphor panel of 300 mm × 300 mm or more to the CCD, a huge lens having a diameter of several tens of cm is required. Such a large lens is difficult to manufacture and very expensive.
【０００７】このように、従来の非増幅の装置におい
て、良好な粒状を保って大面積の画像の読取を行おうと
すると、非常に高価な大口径のレンズが必要となってし
まっていた。また、上記装置において、読み取られた画
像の鮮鋭性を良好に保つためには、レンズでの鮮鋭性低
下を低く抑える必要があり、そのためには光学系の横倍
率を大きくする必要がある。横倍率を大きくすることは
ＣＣＤ上に結像される像高が大きくなることを意味し、
それを撮影するために受光面積の大きなＣＣＤ素子が必
要となる。そして、蛍光体パネルの面積が大きくなれ
ば、それにつれて更に大きな受光面積を持つＣＣＤ素子
が必要になる。例えば、３００ｍｍ×３００ｍｍ以上の
大面積画像を高い鮮鋭性で読み取ろうとすると、受光面
積６０ｍｍ×６０ｍｍ以上のＣＣＤ素子が必要となる。
このような大きなＣＣＤ素子は製造が非常に困難であ
る。As described above, in the conventional non-amplifying apparatus, if an attempt is made to read a large area image while maintaining good graininess, a very expensive lens having a large aperture is required. Further, in the above-mentioned apparatus, in order to keep the sharpness of the read image excellent, it is necessary to suppress the deterioration of the sharpness of the lens to be low, and for that purpose, it is necessary to increase the lateral magnification of the optical system. Increasing the lateral magnification means that the height of the image formed on the CCD increases,
A CCD device having a large light receiving area is required to capture the image. Then, as the area of the phosphor panel becomes larger, a CCD element having a larger light receiving area becomes necessary accordingly. For example, in order to read a large area image of 300 mm × 300 mm or more with high sharpness, a CCD element having a light receiving area of 60 mm × 60 mm or more is required.
Such a large CCD device is very difficult to manufacture.
【０００８】このように、従来の非増幅の装置におい
て、良好な鮮鋭性を保って大面積画像の読み取りを行お
うとすると、製造が非常に困難な大面積のＣＣＤ素子が
必要となってしまっていた。本発明は、このような従来
の問題点に鑑みなされたもので、製造が容易でコストも
安いレンズ、ＣＣＤ素子を用いて、診断可能な画質を保
ったまま、診断に十分な面積の読み取り面積を持った放
射線画像読取装置を提供することを目的とする。As described above, in the conventional non-amplifying device, in order to read a large area image while maintaining good sharpness, a large area CCD element which is very difficult to manufacture is required. It was The present invention has been made in view of the above-mentioned conventional problems, and uses a lens and a CCD element that are easy to manufacture and are low in cost, and a reading area of a sufficient area for diagnosis while maintaining a diagnostic image quality. It is an object of the present invention to provide a radiographic image reading apparatus having the above.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】このため請求項１に係る
発明は、被写体を透過した放射線を可視光領域の光に変
換する蛍光体パネルと、前記蛍光体パネルから放出され
る光像を読み取るＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネルから
放出される光像を増幅することなく前記ＣＣＤ素子に結
像させるレンズからなる光学手段と、を備えた放射線画
像読取装置において、前記光学手段とＣＣＤ素子を複数
個設け、前記蛍光体パネルから放出される光像を各々の
光学手段とＣＣＤ素子により分割して読取を行い、該分
割された画像を一枚の画像に再構築する画像再構築手段
を備えたことを特徴とする。Therefore, in the invention according to claim 1, a phosphor panel for converting radiation transmitted through an object into light in a visible light region, and an optical image emitted from the phosphor panel are read. In a radiation image reading apparatus including a CCD element and an optical unit including a lens for forming an image of the light emitted from the phosphor panel on the CCD element without amplifying the amplified light image, a plurality of the optical units and the CCD elements are provided. An image reconstructing unit is provided, which divides an optical image emitted from the phosphor panel by each optical unit and a CCD element to read the image, and reconstructs the divided image into one image. It is characterized by
【００１０】また、請求項２に係る発明は、前記光学手
段の集光効率を０．０００７以上、横倍率を０．０５以
上に設定したことを特徴とする。また、請求項３に係る
発明は、前記ＣＣＤ素子が、後方入射型の素子であるこ
とを特徴とする。The invention according to claim 2 is characterized in that the condensing efficiency of the optical means is set to 0.0007 or more and the lateral magnification is set to 0.05 or more. The invention according to claim 3 is characterized in that the CCD element is a rear-incidence type element.
【００１１】また、請求項４に係る発明は、前記ＣＣＤ
素子を冷却する冷却手段を備えていることを特徴とす
る。また、請求項５に係る発明は、前記ＣＣＤ素子への
撮像タイミングと放射線照射タイミングとの同期をとる
ことを特徴とする。Further, the invention according to claim 4 is the CCD.
It is characterized in that it is provided with a cooling means for cooling the element. Further, the invention according to claim 5 is characterized in that the image pickup timing to the CCD element and the radiation irradiation timing are synchronized.
【００１２】また、請求項６に係る発明は、ＣＣＤ素子
の受光面を覆うマイクロレンズアレイを含んで構成した
ことを特徴とする。また、請求項７に係る発明は、前記
画像再構築手段が、前記光学手段による歪みを補正する
ための歪み補正手段と、該歪み補正手段により歪み補正
された画像を用いて画像重複部分の画像信号を生成する
重複部画像生成手段を含んでいることを特徴とする。The invention according to claim 6 is characterized in that it is configured to include a microlens array for covering the light receiving surface of the CCD element. Further, in the invention according to claim 7, the image reconstructing means uses a distortion correcting means for correcting the distortion by the optical means, and an image of an image overlapping portion by using the image corrected by the distortion correcting means. It is characterized in that it includes an overlapping portion image generating means for generating a signal.
【００１３】また、請求項８に係る発明は、前記画像再
構築手段が、前記ＣＣＤ素子により読み取られた画像信
号から所望位置の画像信号を補間により求める補間手段
と、該補間手段により求められた画像信号を用いて画像
重複部分の画像信号を生成する重複部画像生成手段とを
含んでいることを特徴とする。Further, in the invention according to claim 8, the image reconstructing means obtains the image signal at a desired position by interpolation from the image signal read by the CCD element, and the interpolating means. And an overlapping portion image generating means for generating an image signal of an image overlapping portion using the image signal.
【００１４】また、請求項９に係る発明は、前記画像再
構築手段が、前記光学手段による歪みを補正するための
歪み補正手段と、前記ＣＣＤ素子により読み取られた画
像信号から所望位置の画像信号を補間により求める補間
手段と、該歪み補正手段と補間手段とにより補正された
信号を用いて画像重複部分の画像信号を生成する重複部
画像生成手段とを含んでいることを特徴とする。According to a ninth aspect of the invention, the image reconstructing means corrects the distortion caused by the optical means, and the image signal at the desired position from the image signal read by the CCD element. Is included by interpolation, and an overlapping portion image generating means for generating an image signal of an image overlapping portion by using the signals corrected by the distortion correcting means and the interpolating means.
【００１５】また、請求項１０に係る発明は、前記画像
再構築手段が、前記被写体を通さずに予め読み取られた
再構築放射線画像データから感度分布補正データを作成
する感度分布作成手段と、該感度分布補正データにより
再構築放射線画像の感度分布の補正を行う感度分布補正
手段とを含んでいることを特徴とする。According to a tenth aspect of the present invention, the image reconstructing means prepares sensitivity distribution correction data from reconstructed radiation image data read in advance without passing through the subject, and And a sensitivity distribution correction means for correcting the sensitivity distribution of the reconstructed radiation image based on the sensitivity distribution correction data.
【００１６】また、請求項１１に係る発明は、被写体を
透過した放射線を可視光領域の光に変換する蛍光体パネ
ルと、前記蛍光体パネルから放出される光像を読み取る
ＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネルから放出される光像を
増幅することなく前記ＣＣＤ素子に結像させるレンズか
らなる光学手段と、を備えた放射線画像読取装置におい
て、前記蛍光体パネル表面にピント調整用光学像を映し
出すための光学像生成手段と、該ピント調整用光学像を
前記光学手段と前記ＣＣＤ素子により撮像した画像をも
とにピント調整を行うピント調整手段と、を備えたこと
を特徴とする。The invention according to claim 11 is a phosphor panel for converting radiation transmitted through a subject into light in a visible light region, a CCD element for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and the fluorescence. In a radiographic image reading device including an optical unit including a lens for forming an image on the CCD element without amplifying a light image emitted from a body panel, for displaying a focus adjustment optical image on the surface of the phosphor panel. The optical image generating means and the focus adjusting means for performing the focus adjustment on the basis of the image of the focus adjusting optical image picked up by the optical means and the CCD element.
【００１７】また、請求項１２に係る発明は、被写体を
透過した放射線を可視光領域の光に変換する蛍光体パネ
ルと、前記蛍光体パネルから放出される光像を読み取る
ＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネルから放出される光像を
増幅することなく前記ＣＣＤ素子に結像させるレンズか
らなる光学手段と、を備えた放射線画像読取装置におい
て、前記蛍光体パネルが、発光の平均波長が６００ｎｍ
〜８００ｎｍの蛍光体を含んでいることを特徴とする。According to a twelfth aspect of the present invention, there is provided a phosphor panel for converting radiation passing through a subject into light in a visible light region, a CCD element for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and the fluorescence. In the radiation image reading device, the phosphor panel has an average wavelength of emitted light of 600 nm, and an optical means including a lens for forming an image on the CCD element without amplifying a light image emitted from the body panel.
It is characterized by containing a phosphor of ~ 800 nm.
【００１８】また、請求項１３に係る発明は、被写体を
透過した放射線を可視光領域の光に変換する蛍光体パネ
ルと、前記蛍光体パネルから放出される光像を読み取る
ＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネルから放出される光像を
増幅することなく前記ＣＣＤ素子に結像させるレンズか
らなる光学手段と、を備えた放射線画像読取装置におい
て、前記蛍光体パネルが、３価のＥｕを不活した蛍光体
を含んでいることを特徴とする。According to a thirteenth aspect of the invention, there is provided a phosphor panel for converting radiation passing through an object into light in a visible light region, a CCD element for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and the fluorescence. In a radiation image reading apparatus including an optical unit including a lens that forms an image on the CCD element without amplifying a light image emitted from the body panel, the phosphor panel inactivates trivalent Eu. It is characterized in that it contains a phosphor.
【００１９】[0019]
【作用】請求項１に係る発明によると、被写体を透過し
た放射線は蛍光体パネルで可視光に変換され、該被写体
の光像が複数に分割された画像領域毎に複数個のレンズ
からなる光学手段を介して増幅されることなく複数のＣ
ＣＤ素子に夫々結像される。ＣＣＤ素子毎に読み取られ
た各領域の画像は、画像再構築手段により合成されて一
枚の画像に再構築される。According to the first aspect of the invention, the radiation transmitted through the subject is converted into visible light by the phosphor panel, and the optical image of the subject is composed of a plurality of lenses for each image region divided into a plurality of regions. Multiple C without being amplified through the means
An image is formed on each CD element. The image of each area read for each CCD element is synthesized by the image reconstructing means and reconstructed into one image.
【００２０】このように、大面積の画像を複数に分割し
て、各分割領域毎に複数の光学手段と複数のＣＣＤ素子
で撮像することにより、個々のレンズ，ＣＣＤ素子は実
用範囲の大きさのものを用いることが可能となり、以
て、低コストで実現できる構成で人体診断用等の大きな
面積な画像を良好な画質で得ることができる。請求項２
に係る発明によると、ＣＣＤカメラにおける光学系の集
光効率を０．０００７以上とすることでＣＣＤ素子に入
射する光量を十分確保することができ、光量子ノイズを
低減でき粒状を良好なものとすることができる。好まし
くは、集光効率を０．００１４以上とするのがよく、光
量子ノイズはＸ線量子ノイズと同等程度まで低減され、
より粒状を良好なものとすることができる。また、光学
系の横倍率を０．０５以上に設定することにより、光学
系のＭＴＦ値を十分大きくすることができ、良好な鮮鋭
性が得られる。In this way, a large area image is divided into a plurality of images and each divided region is imaged by a plurality of optical means and a plurality of CCD elements, so that each lens and CCD element have a practical size. Therefore, it is possible to obtain a large area image for human body diagnosis or the like with a good image quality by a configuration that can be realized at low cost. Claim 2
According to the present invention, by setting the condensing efficiency of the optical system in the CCD camera to 0.0007 or more, it is possible to secure a sufficient amount of light incident on the CCD element, reduce photon noise, and improve graininess. be able to. Preferably, the light collection efficiency is 0.0014 or more, and the photon noise is reduced to the same level as the X-ray quantum noise,
The granularity can be improved. Further, by setting the lateral magnification of the optical system to 0.05 or more, the MTF value of the optical system can be made sufficiently large, and good sharpness can be obtained.
【００２１】請求項３に係る発明によると、後方入射型
ＣＣＤ素子では、電極層の後方から入射してきた光は電
極層を通過することなく光電変換層で光電変換されるた
め高い量子効率が得られ、光量子ノイズが軽減されて粒
状が良化する。請求項４に係る発明によると、ＣＣＤ素
子が冷却手段によって冷却されることにより、暗電流ノ
イズを低減することができ、粒状が良化する。According to the third aspect of the present invention, in the back-incidence type CCD element, light incident from the rear of the electrode layer is photoelectrically converted by the photoelectric conversion layer without passing through the electrode layer, and thus high quantum efficiency can be obtained. As a result, photon noise is reduced and graininess is improved. According to the invention of claim 4, the dark current noise can be reduced and the graininess is improved by cooling the CCD element by the cooling means.
【００２２】請求項５に係る発明によると、撮像タイミ
ングを放射線照射タイミングと同期をとることにより、
放射線の変換画像信号のみを効率よく撮像することがで
き、粒状が向上する。請求項６に係る発明によると、マ
イクロレンズアレイによってＣＣＤ素子の各画素の受光
面に集光させることができるので、ＣＣＤ素子の量子効
率を可及的に高めることができ、以て光量子ノイズを低
減でき、粒状が良化する。According to the invention of claim 5, by synchronizing the imaging timing with the radiation irradiation timing,
Only the converted image signal of radiation can be efficiently imaged, and graininess is improved. According to the invention of claim 6, since the light can be condensed on the light receiving surface of each pixel of the CCD element by the microlens array, the quantum efficiency of the CCD element can be increased as much as possible, and the optical quantum noise is reduced. It can be reduced and the graininess is improved.
【００２３】請求項７に係る発明によると、歪み補正手
段で光学手段による歪みを補正してから重複部画像生成
手段で画像重複部分の画像が生成されるため、再構築さ
れた合成画像の画質が向上する。請求項８に係る発明に
よると、複数の光学系とＣＣＤ素子を使用したことによ
る各ＣＣＤ素子間の画素のズレを補間手段によって補正
してから重複部画像生成手段で画像重複部分の画像が生
成されるため、再構築された合成画像の画質が向上す
る。According to the seventh aspect of the present invention, since the image of the image overlap portion is generated by the overlap portion image generating means after the distortion correction means corrects the distortion by the optical means, the image quality of the reconstructed composite image. Is improved. According to the eighth aspect of the present invention, the image of the image overlapping portion is generated by the overlapping portion image generating means after correcting the pixel shift between the CCD elements due to the use of the plurality of optical systems and the CCD elements by the interpolation means. Therefore, the image quality of the reconstructed composite image is improved.
【００２４】請求項９に係る発明によると、歪み補正手
段で光学手段による歪みを補正し、かつ、補間手段によ
り複数の光学系とＣＣＤ素子を使用したことによる各Ｃ
ＣＤ素子間の画素のズレを補間によって補正してから重
複部画像生成手段で画像重複部分の画像が生成されるた
め、再構築された合成画像の画質がより向上する。請求
項１０に係る発明によると、感度分布作成手段により被
写体に放射線を通さずに予め読み取られた再構築放射線
画像データから感度分布補正データを作成し、感度分布
補正手段が該感度分布補正データにより再構築放射線画
像の感度分布の補正を行うことができる。According to the ninth aspect of the present invention, the distortion correction means corrects the distortion caused by the optical means, and the interpolating means uses a plurality of optical systems and CCD elements.
Since the image of the image overlapping portion is generated by the overlapping portion image generating means after correcting the pixel shift between the CD elements by interpolation, the image quality of the reconstructed composite image is further improved. According to the invention of claim 10, the sensitivity distribution correction means creates the sensitivity distribution correction data from the reconstructed radiation image data read in advance without passing the radiation to the subject, and the sensitivity distribution correction means uses the sensitivity distribution correction data. The sensitivity distribution of the reconstructed radiographic image can be corrected.
【００２５】請求項１１に係る発明によると、光学像生
成手段により蛍光体パネル表面に映し出された光学像
を、光学手段とＣＣＤ素子とからなる撮像系で撮像しつ
つ、ピント調整手段によってピント調整を行うことによ
り、ＭＴＦ値の低下を防止して良好な鮮鋭性を確保でき
る。請求項１２に係る発明によると、電極層が発光側に
あるＣＣＤ素子を使用した場合に高感度域が長波長側に
ずれるため、発光の平均波長が長波長域である６００μ
ｍ〜８００μｍの蛍光体を含む蛍光体パネルを使用する
ことにより、ＣＣＤ素子を高感度域で使用することがで
きる。According to the eleventh aspect of the invention, the focus adjusting means adjusts the focus while capturing the optical image projected on the surface of the phosphor panel by the optical image generating means with the image pickup system including the optical means and the CCD element. By performing the above, it is possible to prevent the MTF value from decreasing and ensure good sharpness. According to the twelfth aspect of the present invention, when the CCD element having the electrode layer on the light emitting side is used, the high sensitivity region is shifted to the long wavelength side, and therefore the average wavelength of light emission is 600 μ which is the long wavelength region.
By using a phosphor panel containing a phosphor of m to 800 μm, the CCD element can be used in a high sensitivity range.
【００２６】請求項１２に係る発明によると、３価のＥ
ｕを不活した蛍光体は、発光の平均波長が長波長域であ
る６００μｍ〜８００μｍであるため、ＣＣＤ素子を高
感度域で使用することができる。According to the invention of claim 12, trivalent E
Since the phosphor in which u is inactivated has an average emission wavelength of 600 μm to 800 μm, which is a long wavelength region, the CCD element can be used in a high sensitivity region.
【００２７】[0027]
【実施例】以下に本発明の実施例を図に基づいて説明す
る。図１は本発明にかかる放射線画像読取装置の一実施
例におけるハードウェア構成を示す概要図であり、例え
ば医療用としての人体の胸部放射線撮影等に適用した場
合を示す。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic diagram showing a hardware configuration of an embodiment of a radiation image reading apparatus according to the present invention, and shows a case where it is applied to, for example, chest radiography of a human body for medical use.
【００２８】放射線源としてのＸ線管１から放射線とし
てＸ線を被写体Ｍに照射し、該被写体Ｍを透過したＸ線
を読取装置２に内蔵された蛍光体パネル２１により可視
光領域の光の像に変換する。ここで、蛍光体パネルと
は、放射線のエネルギーを吸収し、それにより可視光領
域の光を発光する物質を含んでなるパネルをいい、スク
リーンフィルム系で使われている蛍光スクリーンのよう
に蛍光体を塗布したものや、蛍光体を蒸着により形成さ
せたものや、単結晶のもの、又、気体や液体のシンチレ
ータを閉じ込めたものをいう。The subject M is irradiated with X-rays as radiation from the X-ray tube 1 as a radiation source, and the X-rays transmitted through the subject M are converted into light in the visible light region by the phosphor panel 21 incorporated in the reader 2. Convert to an image. Here, the phosphor panel refers to a panel containing a substance that absorbs the energy of radiation and thereby emits light in the visible light region, and is a phosphor such as a phosphor screen used in a screen film system. Is applied, a phosphor is formed by vapor deposition, a single crystal, or a gas or liquid scintillator is enclosed.
【００２９】尚、可視光領域の光とは、波長が１００ｎ
ｍ〜１０００ｎｍである光のことを意味する。該光画像
はミラー２２に反射され、下方に配設された鉛ガラス２
３を通った後、二次元的に３×３個配設されたレンズ２
４により、二次元的に３×３個配設されたＣＣＤ素子２
６の受光面上に夫々結像され、撮像される。尚、前記各
レンズ２４と各ＣＣＤ素子２６との間には、撮像タイミ
ングで開閉される機械式のシャッタ２５が介装されてい
る。The visible light has a wavelength of 100n.
It means light having a wavelength of m to 1000 nm. The optical image is reflected by the mirror 22 and the lead glass 2 arranged below
After passing through 3, the lens 2 is arranged two-dimensionally 3 × 3
4, CCD elements 2 arranged three-dimensionally by 3 × 3
An image is formed and imaged on each of the light-receiving surfaces of 6. A mechanical shutter 25, which opens and closes at the image pickup timing, is interposed between each lens 24 and each CCD element 26.
【００３０】次に、前記各構成要素について詳細に説明
する。まず蛍光体パネル２１は、基板上に蛍光体Ｇｄ2
Ｏ2 Ｓ：Ｔｂが膜厚が１９０μｍ、蛍光体の充填率が７
０％で塗布されたものである。光学系については、図２
に示すように各レンズ２４は直径Ｄ＝５９．５ｍｍ、焦
点距離ｆ＝８３．３ｍｍ (Ｆ値＝１．４) のものが使用
され、該レンズ２４と蛍光体パネル２１までの距離Ｓは
５００ｍｍに、レンズ２３から結像位置までの距離Ｓ’
は１００ｍｍにセットされる。このとき、横倍率βは
０．２となり、集光効率ζは０．００３５程度となる。
なお、集光効率ζは、蛍光体パネルから放出された光の
うちＣＣＤの受光面に到達する光の割合を表している。
例えば、集光効率０．００３５とは、蛍光体パネルから
放出された光のうち、０．３５％の光がＣＣＤの受光面
に到達することを意味している。なお、結像された像の
像高により集光効率は多少異なり、像高が高くなるにつ
れ集光効率は低下するが、本明細書では像高０ｍｍの値
を集光効率とする。Next, each of the components will be described in detail. First, the phosphor panel 21 has the phosphor Gd 2 on the substrate.
O 2 S: Tb has a film thickness of 190 μm, and the filling rate of the phosphor is 7
It was applied at 0%. Figure 2 shows the optical system.
As shown in, each lens 24 has a diameter D = 59.5 mm and a focal length f = 83.3 mm (F value = 1.4), and the distance S between the lens 24 and the phosphor panel 21 is 500 mm. And the distance S ′ from the lens 23 to the image forming position
Is set to 100 mm. At this time, the lateral magnification β is 0.2 and the light collection efficiency ζ is about 0.0035.
The light collection efficiency ζ represents the ratio of the light reaching the light receiving surface of the CCD to the light emitted from the phosphor panel.
For example, the light collection efficiency of 0.0035 means that 0.35% of the light emitted from the phosphor panel reaches the light receiving surface of the CCD. The light collection efficiency is slightly different depending on the image height of the formed image, and the light collection efficiency decreases as the image height increases. In this specification, however, the value of the image height of 0 mm is defined as the light collection efficiency.
【００３１】各ＣＣＤ素子２６については、１ｋ×１ｋ
画素、ピクセルサイズ２２．５μｍ、受光面積２３ｍｍ
×２３ｍｍの後方入射型ＣＣＤが使用される。後方入射
型ＣＣＤとは、図３に示すように光の入射側にシリコン
層等の光電変換層２６ａ、遠い側に電極層２６ｂを有し
ており、電極層が発光源に近い側にある通常タイプに比
較して光線が電極層を通過しない状態で光電変換層で光
電変換されるので高い量子効率が得られる。例えば、波
長５５０ｎｍの光に対する量子効率は８０％程度を確保
できる。このように、光の入射側に光電変換層を設けた
タイプのＣＣＤを後方入射型ＣＣＤと呼ぶ。For each CCD element 26, 1k × 1k
Pixel, pixel size 22.5 μm, light receiving area 23 mm
A × 23 mm back-illuminated CCD is used. As shown in FIG. 3, the back-incidence CCD has a photoelectric conversion layer 26a such as a silicon layer on the light incident side and an electrode layer 26b on the far side, and the electrode layer is usually on the side close to the light source. Higher quantum efficiency is obtained as compared with the type, because light is photoelectrically converted in the photoelectric conversion layer without passing through the electrode layer. For example, a quantum efficiency of about 80% for light with a wavelength of 550 nm can be secured. A CCD of the type in which a photoelectric conversion layer is provided on the light incident side as described above is called a rear incidence CCD.
【００３２】また、ＣＣＤ素子２６の裏面にはペルチェ
素子２７が張り付けられ、該ペルチェ素子２７を通電す
ることによりＣＣＤ素子２６を冷却する。該冷却により
ＣＣＤ素子２６を０°Ｃ以下に冷却する。また、前記し
たように縦横３×３＝９個のレンズ２４とＣＣＤ素子２
６を二次元的に配設するが、光学系とＣＣＤ素子からな
る各撮像系で撮像される蛍光体パネル２１の撮像領域
は、図４に示すように境界部分で１０ｍｍずつ重複する
ようにする。９個の撮像系での撮影面積は蛍光体パネル
面で、３２５．６ｍｍ×３２５．６ｍｍとなる。A Peltier element 27 is attached to the back surface of the CCD element 26, and the Peltier element 27 is energized to cool the CCD element 26. The CCD element 26 is cooled to 0 ° C. or lower by the cooling. In addition, as described above, the vertical and horizontal 3 × 3 = 9 lenses 24 and the CCD element 2
6 are arranged two-dimensionally, but the image pickup areas of the phosphor panel 21 picked up by each image pickup system composed of the optical system and the CCD element are overlapped by 10 mm at the boundary portion as shown in FIG. . The imaging area of the nine imaging systems is 325.6 mm × 325.6 mm on the phosphor panel surface.
【００３３】次に本実施例装置の動作を説明する。ま
ず、ＣＣＤ制御ユニット３０により、機械シャッタ２５
とＣＣＤの電子シャッタを開き、Ｘ線管球によりＸ線を
放射させる。そして、Ｘ線放射終了と同期をとって機械
式シャッタ２５とＣＣＤの電子シャッタを閉じる。そし
て、ＣＣＤの電荷蓄積部に蓄積された電荷の読み取りを
行い、９個のＣＣＤによる９画像分の画像データを得
る。その９画像分の画像データは処理回路３１に送ら
れ、一枚の画像データとして再構築される。Next, the operation of the apparatus of this embodiment will be described. First, the mechanical shutter 25 is operated by the CCD control unit 30.
The electronic shutter of CCD is opened, and X-rays are emitted by the X-ray tube. Then, the mechanical shutter 25 and the electronic shutter of the CCD are closed in synchronization with the end of X-ray emission. Then, the charges accumulated in the charge accumulating portion of the CCD are read to obtain image data for 9 images by the 9 CCDs. The image data for the nine images is sent to the processing circuit 31 and reconstructed as one image data.
【００３４】次に、本実施例装置により撮像され読み取
られる画像の画質評価結果を示す。まず、粒状について
述べる。粒状を決定する要因としては、蛍光体パネルの
単位面積当りに吸収されるＸ線フォトン数の空間分布に
起因するＸ線量子ノイズと、ＣＣＤの光電面で光電変換
される際に起きる光量子ノイズと、撮影時間内にＣＣＤ
で発生する暗電流ノイズとがある。Next, the image quality evaluation result of the image picked up and read by the apparatus of this embodiment will be shown. First, the granularity will be described. Factors that determine the granularity include X-ray quantum noise caused by the spatial distribution of the number of X-ray photons absorbed per unit area of the phosphor panel, and photon noise generated when photoelectric conversion is performed on the photoelectric surface of the CCD. , CCD within the shooting time
There is dark current noise generated in.
【００３５】光量子ノイズについて、Ｘ線画像の粒状解
析に一般的に使われているウィナースペクトル値 (値が
小さいほど粒状は良い) によって評価すると、集光効率
ζ＝０．００３５のレンズを使った本実施例装置では、
Ｘ線管１の管電圧１２０ｋＶで０．１３ｍＲのＸ線照射
を行ったときの光量子ノイズのウィナースペクトル値は
２×１０-5 (ｍｍ2 ) となり、実用上問題ないレベルと
なった。The photon noise was evaluated by the Wiener spectrum value generally used for grain analysis of X-ray images (the smaller the value, the better the grain), and a lens having a condensing efficiency ζ = 0.0035 was used. In the device of this embodiment,
When the X-ray tube 1 was irradiated with 0.13 mR of X-rays at a tube voltage of 120 kV, the Wiener spectrum value of the photon noise was 2 × 10 −5 (mm 2 ), which was a practically acceptable level.
【００３６】Ｘ線量子ノイズは蛍光体パネルでのＸ線吸
収量により決まるが、本実施例の蛍光体パネルのＸ線吸
収率は、管電圧１２０ｋＶにおいて５５％程度であり、
十分な吸収量となる。暗電流ノイズは、ＣＣＤの温度を
０°Ｃにし、Ｍｕｌｔｉ Ｐｉｎｎｅｄ Ｐｈａｓｅモ
ードで読み取りを行ったとき約３０ (ｅ／ｐｉｘｅｌ／
ｓｅｃ) となる。通常の人体撮影は０．１ｓｅｃ程度で
行われるので、その時の暗電流ノイズは約３ (ｅ／ｐｉ
ｘｅｌ／ｓｅｃ) となる。一方、通常の撮影条件で人体
胸部を撮影したときに最も信号値が低くなる腹部におけ
る信号値は約１０００ (ｅ／ｐｉｘｅｌ) 程度であり、
前記暗電流ノイズはその０．３％となり、問題ないレベ
ルとなった。Although the X-ray quantum noise is determined by the amount of X-ray absorption in the phosphor panel, the X-ray absorption rate of the phosphor panel of this embodiment is about 55% at a tube voltage of 120 kV,
Sufficient absorption. The dark current noise is about 30 (e / pixel /) when the CCD temperature is set to 0 ° C. and the reading is performed in the Multi Pinned Phase mode.
sec). Since normal human body photography is performed in about 0.1 sec, the dark current noise at that time is about 3 (e / pi).
xel / sec). On the other hand, the signal value in the abdomen where the signal value becomes the lowest when the human chest is imaged under normal imaging conditions is about 1000 (e / pixel),
The dark current noise was 0.3%, which was a level without a problem.
【００３７】以上のように、本実施例装置は、光量子ノ
イズ，Ｘ線量子ノイズ，暗電流ノイズのいずれも十分低
レベルに抑えることができ、良好な粒状が得られる。次
に、鮮鋭性について述べる。鮮鋭性の指標として、空間
周波数２ (ｌｐ／ｍｍ) でのＭＴＦ値を用いて評価し
た。評価の結果、装置全体のＭＴＦ値は約３０％とな
り、十分な鮮鋭性を有した。As described above, the apparatus of this embodiment can suppress all of the photon noise, the X-ray quantum noise, and the dark current noise to a sufficiently low level, and good grain can be obtained. Next, the sharpness will be described. As an index of sharpness, the MTF value at a spatial frequency of 2 (lp / mm) was used for evaluation. As a result of the evaluation, the MTF value of the entire device was about 30%, and the device had sufficient sharpness.
【００３８】鮮鋭性の低下は、主に蛍光体パネルと光学
系で起こるが、本実施例の蛍光体パネルのＭＴＦ値は約
５０％であり、光学系のＭＴＦ値は図５の１０ (ｌｐ／
ｍｍ) の値となり、約６０％でなった。尚、光学系で１
０ (ｌｐ／ｍｍ) の周波数を使うのは、この実施例の光
学系の横倍率が０．２なので蛍光体パネル面での２ (ｌ
ｐ／ｍｍ) が、ＣＣＤの結像面では１０ (ｌｐ／ｍｍ)
になるためである。The sharpness deterioration mainly occurs in the phosphor panel and the optical system. The MTF value of the phosphor panel of this embodiment is about 50%, and the MTF value of the optical system is 10 (lp) in FIG. /
mm), which was about 60%. In addition, it is 1 in optical system
The frequency of 0 (lp / mm) is used because the lateral magnification of the optical system of this embodiment is 0.2 (2 (l) on the phosphor panel surface).
p / mm) is 10 (lp / mm) on the CCD image plane
This is because
【００３９】以上のように、本実施例装置では、レンズ
径５９．５ｍｍと製造が容易なサイズのレンズと、受光
面積２３ｍｍ×２３ｍｍと製造が容易なサイズのＣＣＤ
を用いながら、粒状、鮮鋭性ともに人体診断に必要なレ
ベルを維持したまま３２５ｍｍ×３２５ｍｍにも及ぶ大
面積の放射線画像を読み取ることができた。尚、本実施
例装置では、集光効率ζ＝０．００３５のレンズを使用
したが、ウィナースペクトル値１０×１０-5 (ｍｍ2 )
以下の条件を満たすには集光効率ζ０．０００７以上が
必要であり、好ましくは０．００１４以上とするのがよ
く、このレベルだと光量子ノイズをＸ線によるＸ線量子
ノイズと略同等のレベルまで低減することができる。As described above, in the apparatus of this embodiment, a lens having a lens diameter of 59.5 mm and a size easy to manufacture, and a CCD having a light receiving area of 23 mm × 23 mm and a size easy to manufacture.
It was possible to read a radiation image of a large area of 325 mm × 325 mm while maintaining the levels required for human body diagnosis in terms of granularity and sharpness. In the apparatus of this embodiment, a lens having a light collection efficiency ζ = 0.0035 was used, but a Wiener spectrum value of 10 × 10 −5 (mm 2 )
In order to satisfy the following conditions, it is necessary to have a light collection efficiency ζ of 0.0007 or more, preferably 0.0014 or more. At this level, the optical quantum noise is at a level substantially equal to that of X-ray quantum noise due to X-rays. Can be reduced to
【００４０】また、鮮鋭性を高める一つの方法として光
学系の横倍率を大きくすることがある。例えば、横倍率
０．０５の光学系を使用した場合、蛍光体パネル上での
２ (ｌｐ／ｍｍ) の空間周波数 (以下に述べる各値は、
同一の空間周波数に対する値として説明する) は、レン
ズでは４０ (ｌｐ／ｍｍ）となるが、横倍率０．２の光
学系を使用した場合、レンズでは１０ (ｌｐ／ｍｍ）と
なる。レンズのＭＴＦ値を図５に示すが、このように空
間周波数が大きくなるほどＭＴＦ値が低下する特性を有
しているので、横倍率を大きくすることによってＭＴＦ
値を大きくすることができる。Further, as one method for improving sharpness, the lateral magnification of the optical system may be increased. For example, when an optical system with a lateral magnification of 0.05 is used, the spatial frequency of 2 (lp / mm) on the phosphor panel (each value described below is
The value for the same spatial frequency will be 40 (lp / mm) for the lens, but will be 10 (lp / mm) for the lens when an optical system with a lateral magnification of 0.2 is used. The MTF value of the lens is shown in FIG. 5. Since the MTF value decreases as the spatial frequency increases in this way, the MTF value is increased by increasing the lateral magnification.
The value can be increased.
【００４１】一方、診断用の蛍光体パネルとして必要な
Ｘ線吸収率を得るためには蛍光体パネルの膜厚は１００
μｍ以上は必要であり、その場合、蛍光体パネルでのＭ
ＴＦ値は２ (ｌｐ／ｍｍ）で７０％以下となる。診断用
としては、装置のＭＴＦ値は２ (ｌｐ／ｍｍ）で２０％
以上とするのが望ましく、該条件を満たすには光学系の
横倍率を０．０５以上にするのが望ましい。On the other hand, the film thickness of the phosphor panel is 100 in order to obtain the X-ray absorptivity necessary for the phosphor panel for diagnosis.
μm or more is required, in which case M in the phosphor panel
A TF value of 2 (lp / mm) is 70% or less. For diagnostic purposes, the MTF value of the device is 20% at 2 (lp / mm).
It is desirable to set the above, and it is desirable to set the lateral magnification of the optical system to 0.05 or more in order to satisfy the condition.
【００４２】また、本実施例装置では、ＣＣＤを冷却す
る構成を採用したことにより暗電流ノイズを十分低減で
きたが、ＣＣＤを冷却しなかった場合でも暗電流ノイズ
は実用レベルとなる。例えば、ＣＣＤ温度２０°Ｃで使
用したとき暗電流ノイズは約３００ (ｅ／ｐｉｘｅｌ）
となり、０．１ｓｅｃ間の暗電流ノイズは約３０ (ｅ／
ｐｉｘｅｌ）となり、ノイズが増加するものの実用レベ
ルとなる。Further, in the apparatus of this embodiment, the dark current noise can be sufficiently reduced by adopting the structure for cooling the CCD, but even if the CCD is not cooled, the dark current noise becomes a practical level. For example, when used at a CCD temperature of 20 ° C, dark current noise is about 300 (e / pixel).
And the dark current noise for 0.1 sec is about 30 (e /
Pixel), which is a practical level although noise increases.
【００４３】上記のようにＣＣＤでの暗電流ノイズを低
く抑えるためには、ＣＣＤの撮影時間をなるべく短くす
る必要がある。そのため本実施例装置ではＣＣＤ制御ユ
ニット３０により、Ｘ線源１のＸ線照射と同期をとって
必要な時間だけ撮影を行うようにしている。なお、放射
線照射とＣＣＤ撮影との同期の取り方としては、放射線
照射と撮影開始のタイミングは一致させるが、放射線照
射後も暫くの間は蛍光体パネル２１からの発光があるの
で、かかる緩和時間を考慮に入れて、放射線照射終了か
ら所定時間遅らせてＣＣＤの撮影を終了させるのが好ま
しい。In order to suppress the dark current noise in the CCD as described above, it is necessary to shorten the photographing time of the CCD as much as possible. Therefore, in the apparatus of the present embodiment, the CCD control unit 30 synchronizes with the X-ray irradiation of the X-ray source 1 to perform imaging for a required time. As a method of synchronizing the radiation irradiation and the CCD photographing, the timings of the radiation irradiation and the photographing start are made to coincide, but since the phosphor panel 21 emits light for a while even after the radiation irradiation, the relaxation time required. Taking the above into consideration, it is preferable to end the imaging of the CCD after a predetermined time from the end of the radiation irradiation.
【００４４】また、光量子ノイズを低減させたり、光学
系の設計を簡単にするには、蛍光体パネルとしてＣＣＤ
の感度に合った波長の光を発する蛍光体を使用すること
が望ましい。例えば、図６に示すように本実施例装置で
使用する後方入射型ＣＣＤで高い感度 (量子効率) が得
られる光の波長は、５００ｎｍ〜７００ｎｍであり、該
波長域の光の発生率が高い蛍光体としてＧｄ2 Ｏ2 Ｓ：
Ｔｂを使用している。In order to reduce photon noise and simplify the design of the optical system, a CCD is used as a phosphor panel.
It is desirable to use a phosphor that emits light of a wavelength that matches the sensitivity of. For example, as shown in FIG. 6, the wavelength of light for which high sensitivity (quantum efficiency) is obtained in the back-incidence CCD used in the apparatus of this embodiment is 500 nm to 700 nm, and the generation rate of light in this wavelength range is high. Gd 2 O 2 S as a phosphor:
Tb is used.
【００４５】しかし、電極層が発光側にある通常型のＣ
ＣＤを使用した場合は、図６に示すように高感度域が長
波長側にずれるため、該通常型のＣＣＤを使用する場合
は、蛍光体パネルの材料として平均の発光波長が６００
ｎｍ〜８００ｎｍの蛍光体を使うのが良く、例えばＧｄ
2 Ｏ2 Ｓ：Ｅｕ，Ｙ2 Ｏ3 ：Ｅｕ，ＹＶＯ4 ：Ｅｕ等の
３価のＥｕを不活した蛍光体を用いれば良い。However, a conventional C having an electrode layer on the light emitting side is used.
When a CD is used, the high-sensitivity region shifts to the long wavelength side as shown in FIG. 6. Therefore, when a normal type CCD is used, the average emission wavelength is 600 as a material for the phosphor panel.
It is better to use a phosphor of nm to 800 nm, for example Gd
A phosphor in which trivalent Eu is inactivated such as 2 O 2 S: Eu, Y 2 O 3 : Eu, YVO 4 : Eu may be used.
【００４６】更にＣＣＤによっては、特にインタライン
型のＣＣＤなどでは、１ピクセルの面積の中で光を受光
して信号を検出できる面積が３０％程度しかないものも
ある。このようなＣＣＤを使う場合には、図７のような
ＣＣＤの上にマイクロレンズアレイ３２を設けることに
より、効率良く光を受光面に導くことができる。また、
本実施例装置においては処理回路３１により９枚分の画
像データから１枚の画像データに再構築しているが、再
構築する際には、以下の点を考慮に入れる必要がある。
一つは、各ＣＣＤ素子で読み取られる画像は、レンズ２
４を通ることにより歪みを持つことであり、もう一つは
各レンズや各ＣＣＤ素子の設置のズレにより、所望の位
置とは少しずれた位置の画像データを読み取ることであ
る。したがって、それらの画像データから一枚の画像に
再構築する際には、９枚の各々の画像データに対し、レ
ンズによる歪みを補正するための補正処理、及び所望位
置の画像信号を求めるための補間処理を行い、それらの
処理を行った画像データを用いて一枚の画像データに再
構築する必要がある。なお、重複部分の画像データの作
成は、重なり合う各画像データの平均をとったり、重み
付け平均を行ったり、あるいはどれか１つの画像データ
で代表させたりして行えばよい。Further, some CCDs, especially interline CCDs, have only about 30% of the area of one pixel that can receive light and detect signals. When such a CCD is used, by providing the microlens array 32 on the CCD as shown in FIG. 7, light can be efficiently guided to the light receiving surface. Also,
In the apparatus of this embodiment, the processing circuit 31 reconstructs the image data of nine images into one image data. However, the following points need to be taken into consideration when reconstructing.
First, the image read by each CCD element is the lens 2
Distortion is caused by passing through No. 4, and the other is to read image data at a position slightly deviated from a desired position due to displacement of installation of each lens and each CCD element. Therefore, when reconstructing one image from those image data, the correction process for correcting the distortion due to the lens and the image signal at the desired position are obtained for each of the nine image data. It is necessary to perform interpolation processing and reconstruct one image data by using the image data subjected to the processing. The image data of the overlapping portion may be created by taking an average of the overlapping image data, performing a weighted average, or by representing any one of the image data.
【００４７】更に、上記で再構築された画像は、蛍光体
パネルの感度分布や、レンズでの集光効率の分布、それ
にＣＣＤ素子の画素毎の感度の違い等により、読み取り
感度が一様にならない。したがって、この読み取り感度
分布を補正する必要がある。補正方法としては、まず蛍
光体パネルに空間的に一様のＸ線を照射し、読み取りを
行い、上記方法で一枚の再構築画像データを得、その再
構築画像データに基づいて前記読み取り感度分布を補正
するための補正データを予め作成しておく。そして、実
際の撮影を行うとき、再構築された画像データに対し該
補正データを作用させて、読み取り感度分布の補正を行
うようにすればよい。Further, the image reconstructed as described above has a uniform reading sensitivity due to the sensitivity distribution of the phosphor panel, the distribution of the light collection efficiency in the lens, the difference in the sensitivity of each pixel of the CCD element, and the like. I won't. Therefore, it is necessary to correct this reading sensitivity distribution. As a correction method, first, a phosphor panel is irradiated with spatially uniform X-rays and read, one reconstructed image data is obtained by the above method, and the reading sensitivity is based on the reconstructed image data. Correction data for correcting the distribution is created in advance. Then, when the actual photographing is performed, the correction data may be applied to the reconstructed image data to correct the reading sensitivity distribution.
【００４８】したがって、上記処理回路３１は、歪み補
正手段、補間手段、重複部画像生成手段、感度分布補正
手段を含んでなり、これらの処理を行うことにより精度
の良い再構築画像を得ることができる。また、本実施例
装置においては、光画像の結像位置とＣＣＤ素子２６の
受光面とが一致するように、レンズ若しくはＣＣＤ素子
を移動してピント調整を行うピント調整手段２９が設け
られている。Therefore, the processing circuit 31 includes a distortion correction means, an interpolation means, an overlap portion image generation means, and a sensitivity distribution correction means, and by performing these processes, a highly accurate reconstructed image can be obtained. it can. Further, the apparatus of this embodiment is provided with focus adjusting means 29 for moving the lens or the CCD element so as to adjust the focus so that the image forming position of the optical image and the light receiving surface of the CCD element 26 coincide with each other. .
【００４９】ピント調整方法としては、図８に示すよう
に、光学像投影手段３３により蛍光体パネル２１の光出
射面にチャート像等の光学像を映し出し、その強制的に
映し出された光学像をレンズ２４とＣＣＤ素子２６によ
り読み取りを行いながらピント調整を行うようにすれば
よい。このようにすれば、放射線を照射せずに精度の良
いピント調整を行うことができる。なお、ピント調整を
行うタイミングとしては、装置の電源をＯＮしたときに
行うようにしてもよいし、定期的に行うようにしてもよ
いし、操作者からピント調整の要望入力があったときに
行うようにしてもよい。As a focus adjusting method, as shown in FIG. 8, an optical image such as a chart image is projected on the light emission surface of the phosphor panel 21 by the optical image projection means 33, and the forcibly projected optical image is displayed. Focus adjustment may be performed while reading is performed by the lens 24 and the CCD element 26. By doing so, it is possible to perform accurate focus adjustment without irradiating radiation. Note that the focus adjustment may be performed when the power of the apparatus is turned on, may be periodically performed, or when the operator inputs a request for focus adjustment. It may be performed.
【００５０】更に、蛍光体パネルや光学系に塵等が付着
すると画質が低下したり、画像の中に欠陥が現れたりす
るが、蛍光体パネル及びレンズに帯電防止加工を施す構
成とすれば、静電気による塵付着を防止でき、画質の低
下や欠陥の発生を防止を図れる。Furthermore, if dust or the like adheres to the phosphor panel or the optical system, the image quality may be deteriorated or a defect may appear in the image. However, if the phosphor panel and the lens are antistatic processed, It is possible to prevent the adhesion of dust due to static electricity, and prevent the deterioration of image quality and the occurrence of defects.
【００５１】[0051]
【発明の効果】以上説明してきたように請求項１に係る
発明によれば、被写体を透過した放射線を変換した光像
の増幅を行うことなくＣＣＤ素子に結像させた画像を読
み取る放射線画像読み取り装置において、画像領域を複
数に分割して各分割領域毎に複数の光学手段と複数のＣ
ＣＤ素子で撮像することにより、個々のレンズ，ＣＣＤ
素子は実用範囲の大きさのものを用いることが可能とな
り、以て、低コストで実現できる構成で人体診断用等の
大きな面積な画像を良好な画質で得ることができる。As described above, according to the first aspect of the invention, the radiation image reading for reading the image formed on the CCD element without amplifying the light image obtained by converting the radiation transmitted through the subject is amplified. In the apparatus, the image area is divided into a plurality of areas, and a plurality of optical means and a plurality of C elements are provided for each divided area.
By imaging with a CD element, each lens, CCD
It is possible to use an element having a size within a practical range, and thus, with a configuration that can be realized at low cost, an image with a large area for human body diagnosis or the like can be obtained with good image quality.
【００５２】請求項２に係る発明によると、ＣＣＤカメ
ラにおける光学系の集光効率を０．０００７以上とする
ことで光量子ノイズを低減でき粒状を良好なものとする
ことができ、また、光学系の横倍率を０．０５以上に設
定することにより、光学系のＭＴＦ値を十分大きくする
ことができ、良好な鮮鋭性が得られる。請求項３に係る
発明によると、ＣＣＤ素子に入射された光は電極層を通
過することなく光電変換層で光電変換されるため高い量
子効率が得られ、光量子ノイズが軽減されて粒状を良化
することができる。According to the second aspect of the invention, by setting the condensing efficiency of the optical system in the CCD camera to 0.0007 or more, the photon noise can be reduced and the graininess can be improved, and the optical system can be improved. When the lateral magnification of is set to 0.05 or more, the MTF value of the optical system can be made sufficiently large, and good sharpness can be obtained. According to the invention of claim 3, since the light incident on the CCD element is photoelectrically converted by the photoelectric conversion layer without passing through the electrode layer, high quantum efficiency can be obtained, photon noise is reduced, and graininess is improved. can do.
【００５３】請求項４に係る発明によると、ＣＣＤ素子
が冷却されることにより、暗電流ノイズを低減すること
ができ、粒状を良化することができる。請求項５に係る
発明によると、撮像タイミングを放射線照射タイミング
と同期をとることにより、放射線の変換画像信号のみを
効率よく撮像することができ、粒状を向上することがで
きる。According to the fourth aspect of the invention, by cooling the CCD element, dark current noise can be reduced and graininess can be improved. According to the invention of claim 5, by synchronizing the imaging timing with the radiation irradiation timing, only the converted image signal of the radiation can be efficiently imaged, and the granularity can be improved.
【００５４】請求項６に係る発明によると、マイクロレ
ンズアレイによってＣＣＤ素子の各画素の受光面に集光
させることができるので、ＣＣＤ素子の量子効率を可及
的に高めることができ、以て光量子ノイズを低減でき、
粒状を良化することができる。請求項７に係る発明によ
ると、分割された各領域の画像に対して、各光学手段に
よる歪みを補正してから画像重複部分の画像が生成され
るため、再構築された合成画像の画質を向上することが
できる。According to the sixth aspect of the invention, the microlens array can focus light on the light receiving surface of each pixel of the CCD element, so that the quantum efficiency of the CCD element can be increased as much as possible. Photon noise can be reduced,
Granularity can be improved. According to the invention of claim 7, since the image of the image overlapping portion is generated after correcting the distortion by each optical means for the image of each divided area, the image quality of the reconstructed composite image is improved. Can be improved.
【００５５】請求項８に係る発明によると、分割された
各領域の画像に対して、光学系とＣＣＤ素子を使用した
ことによる各ＣＣＤ素子間の画素のズレを補間によって
補正してから画像重複部分の画像が生成されるため、再
構築された合成画像の画質を向上することができる。請
求項９に係る発明によると、分割された各領域の画像に
対して、光学手段による歪みを補正し、かつ、光学系と
ＣＣＤ素子を使用したことによる各ＣＣＤ素子間の画素
のズレを補間によって補正してから画像重複部分の画像
が生成されるため、再構築された合成画像の画質をより
向上することができる。According to the eighth aspect of the invention, for the images of the respective divided areas, the pixel shift between the CCD elements due to the use of the optical system and the CCD elements is corrected by interpolation, and then the image duplication is performed. Since the partial image is generated, the image quality of the reconstructed composite image can be improved. According to the invention of claim 9, the distortion of the optical means is corrected for the image of each divided area, and the pixel shift between the CCD elements due to the use of the optical system and the CCD element is interpolated. Since the image of the image overlapping portion is generated after the correction, the image quality of the reconstructed composite image can be further improved.
【００５６】請求項１０に係る発明によると、被写体に
放射線を通すことなく予め読み取られた再構築放射線画
像データから感度分布補正データを作成し、感度分布補
正手段が該感度分布補正データにより再構築放射線画像
の感度分布の補正を行うことができ、画質を向上でき
る。請求項１１に係る発明によると、光学像生成手段に
より蛍光体パネル表面に映し出された光学像を、光学手
段とＣＣＤ素子とからなる撮像系で撮像しつつ、ピント
調整手段によってピント調整を行うことにより、ＭＴＦ
値の低下を防止して良好な鮮鋭性を確保できる。According to the invention of claim 10, the sensitivity distribution correction data is created from the reconstructed radiation image data read in advance without passing the radiation through the object, and the sensitivity distribution correction means reconstructs the sensitivity distribution correction data. The sensitivity distribution of the radiation image can be corrected and the image quality can be improved. According to the eleventh aspect of the present invention, the focus adjustment unit performs the focus adjustment while capturing the optical image projected on the surface of the phosphor panel by the optical image generation unit with the imaging system including the optical unit and the CCD element. By MTF
A good sharpness can be secured by preventing a decrease in the value.
【００５７】請求項１２に係る発明によると、電極層が
発光側にあるＣＣＤ素子を使用した場合に高感度域が長
波長側にずれるため、発光の平均波長が長波長域である
６００μｍ〜８００μｍの蛍光体を含む蛍光体パネルを
使用することにより、ＣＣＤ素子を高感度域で使用する
ことができる。請求項１２に係る発明によると、３価の
Ｅｕを不活した蛍光体は、発光の平均波長が長波長域で
ある６００μｍ〜８００μｍであるため、ＣＣＤ素子を
高感度域で使用することができる。According to the twelfth aspect of the invention, when a CCD device having an electrode layer on the light emitting side is used, the high sensitivity region is shifted to the long wavelength side, so that the average wavelength of light emission is 600 μm to 800 μm which is the long wavelength region. By using the phosphor panel containing the phosphor of (1), the CCD element can be used in a high sensitivity region. According to the invention of claim 12, since the trivalent Eu-inactivated phosphor has an average emission wavelength of 600 μm to 800 μm, which is a long wavelength region, the CCD element can be used in a high sensitivity region. .
【図１】本発明に係る放射線画像読取装置のシステム構
成を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a system configuration of a radiation image reading apparatus according to the present invention.
【図２】同上実施例の光学系を説明するための図。FIG. 2 is a diagram for explaining an optical system according to the same example.
【図３】同上実施例のＣＣＤ素子の断面図。FIG. 3 is a sectional view of a CCD device according to the above embodiment.
【図４】同上実施例の複数のＣＣＤカメラの撮像領域を
示す図。FIG. 4 is a diagram showing image pickup areas of a plurality of CCD cameras according to the embodiment.
【図５】レンズのＭＴＦ値特性を示す線図。FIG. 5 is a diagram showing an MTF value characteristic of a lens.
【図６】ＣＣＤの種類による量子効率の相違を示す線
図。FIG. 6 is a diagram showing a difference in quantum efficiency depending on the type of CCD.
【図７】別の実施例を示す要部断面図。FIG. 7 is a cross-sectional view of main parts showing another embodiment.
【図８】ピント調整手段の一例を示す斜視図。FIG. 8 is a perspective view showing an example of focus adjusting means.
１ Ｘ線管 ２ 読取装置 ２１ 蛍光体パネル ２４ ＣＣＤカメラ ２５ レンズ ２６ ＣＣＤ素子 ２６ａ 光電変換層 ２６ｂ 電極 ２７ ペルチェ素子 ２８ ファン ２９ ピント調整手段 ３０ ＣＣＤ制御ユニット ３１ 処理回路 1 X-ray tube 2 Reader 21 Phosphor panel 24 CCD camera 25 Lens 26 CCD element 26a Photoelectric conversion layer 26b Electrode 27 Peltier element 28 Fan 29 Focus adjusting means 30 CCD control unit 31 Processing circuit
Claims (13)
に変換する蛍光体パネルと、前記蛍光体パネルから放出
される光像を読み取るＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネル
から放出される光像を増幅することなく前記ＣＣＤ素子
に結像させるレンズからなる光学手段と、を備えた放射
線画像読取装置において、 前記光学手段とＣＣＤ素子を複数個設け、前記蛍光体パ
ネルから放出される光像を各々の光学手段とＣＣＤ素子
により分割して読取を行い、該分割された画像を一枚の
画像に再構築する画像再構築手段を備えたことを特徴と
する放射線画像読取装置。1. A phosphor panel for converting radiation passing through an object into light in a visible light region, a CCD device for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and an optical image emitted from the phosphor panel. And a plurality of CCD elements provided in the radiation image reading device, the optical image being emitted from the phosphor panel. A radiation image reading apparatus comprising an image reconstructing unit for reconstructing the divided image into one image by reading the image divided by each optical unit and CCD element.
上、横倍率を０．０５以上に設定したことを特徴とする
請求項１に記載の放射線画像読取装置。2. The radiation image reading apparatus according to claim 1, wherein the light collecting efficiency of the optical means is set to 0.0007 or more and the lateral magnification is set to 0.05 or more.
ることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の放射
線画像読取装置。3. The radiation image reading apparatus according to claim 1, wherein the CCD element is a rear incidence type element.
ていることを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか
１つに記載の放射線画像読取装置。4. The radiation image reading apparatus according to claim 1, further comprising cooling means for cooling the CCD element.
線照射タイミングとの同期をとることを特徴とする請求
項１〜請求項４のいずれか１つに記載の放射線画像読取
装置。5. The radiation image reading apparatus according to claim 1, wherein an imaging timing of the CCD element and a radiation irradiation timing are synchronized with each other.
アレイを含んで構成したことを特徴とする請求項１〜請
求項５のいずれか１つに記載の放射線画像読取装置。6. The radiation image reading apparatus according to claim 1, further comprising a microlens array covering a light receiving surface of the CCD element.
る歪みを補正するための歪み補正手段と、該歪み補正手
段により歪み補正された画像を用いて画像重複部分の画
像信号を生成する重複部画像生成手段を含んでいること
を特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか１つに記載
の放射線画像読取装置。7. The image reconstructing means uses a distortion correcting means for correcting the distortion caused by the optical means, and an overlap for generating an image signal of an image overlapping portion using the images corrected by the distortion correcting means. 7. The radiographic image reading device according to claim 1, further comprising a partial image generating unit.
より読み取られた画像信号から所望位置の画像信号を補
間により求める補間手段と、該補間手段により求められ
た画像信号を用いて画像重複部分の画像信号を生成する
重複部画像生成手段とを含んでいることを特徴とする請
求項１〜請求項６のいずれか１つに記載の放射線画像読
取装置。8. The image reconstructing means obtains an image signal at a desired position by interpolation from the image signal read by the CCD element, and an image overlapping portion using the image signal obtained by the interpolating means. 7. The radiographic image reading device according to claim 1, further comprising: an overlapping portion image generating unit that generates the image signal according to claim 1.
る歪みを補正するための歪み補正手段と、前記ＣＣＤ素
子により読み取られた画像信号から所望位置の画像信号
を補間により求める補間手段と、該歪み補正手段と補間
手段とにより補正された信号を用いて画像重複部分の画
像信号を生成する重複部画像生成手段とを含んでいるこ
とを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか１つに記
載の放射線画像読取装置。9. The image reconstructing means includes a distortion correcting means for correcting the distortion by the optical means, and an interpolating means for interpolating an image signal at a desired position from an image signal read by the CCD element. 7. An overlapping portion image generating means for generating an image signal of an image overlapping portion by using the signal corrected by the distortion correcting means and the interpolating means is included. The radiographic image reading device according to one.
さずに予め読み取られた再構築放射線画像データから感
度分布補正データを作成する感度分布補正データ作成手
段と、該感度分布補正データにより再構築放射線画像の
感度分布の補正を行う感度分布補正手段とを含んでいる
ことを特徴とする請求項１〜請求項９のいずれか１つに
記載の放射線画像読取装置。10. The image reconstructing means creates sensitivity distribution correction data from reconstructed radiographic image data that has been read in advance without passing through the subject, and reconstructs the sensitivity distribution correction data using the sensitivity distribution correction data. The radiation image reading apparatus according to claim 1, further comprising a sensitivity distribution correction unit that corrects a sensitivity distribution of the constructed radiation image.
光に変換する蛍光体パネルと、前記蛍光体パネルから放
出される光像を読み取るＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネ
ルから放出される光像を増幅することなく前記ＣＣＤ素
子に結像させるレンズからなる光学手段と、を備えた放
射線画像読取装置において、 前記蛍光体パネル表面にピント調整用光学像を映し出す
ための光学像生成手段と、該ピント調整用光学像を前記
光学手段と前記ＣＣＤ素子により撮像した画像をもとに
ピント調整を行うピント調整手段と、を備えたことを特
徴とする放射線画像読取装置。11. A phosphor panel for converting radiation passing through an object into light in a visible light region, a CCD element for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and an optical image emitted from the phosphor panel. A radiological image reading device including an optical unit configured to form an image on the CCD element without amplifying the optical image, an optical image generating unit for projecting an optical image for focus adjustment on the phosphor panel surface, and A radiation image reading apparatus comprising: a focus adjusting optical image; and a focus adjusting unit that performs focus adjustment based on an image captured by the CCD element.
光に変換する蛍光体パネルと、前記蛍光体パネルから放
出される光像を読み取るＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネ
ルから放出される光像を増幅することなく前記ＣＣＤ素
子に結像させるレンズからなる光学手段と、を備えた放
射線画像読取装置において、 前記蛍光体パネルが、発光の平均波長が６００ｎｍ〜８
００ｎｍの蛍光体を含んでいることを特徴とする放射線
画像読取装置。12. A phosphor panel for converting radiation passing through an object into light in a visible light region, a CCD element for reading a light image emitted from the phosphor panel, and a light image emitted from the phosphor panel. And an optical means including a lens for forming an image on the CCD element without amplifying the light. In the radiation image reading device, the phosphor panel has an average emission wavelength of 600 nm to 8 nm.
A radiation image reading apparatus comprising a phosphor of 00 nm.
光に変換する蛍光体パネルと、前記蛍光体パネルから放
出される光像を読み取るＣＣＤ素子と、前記蛍光体パネ
ルから放出される光像を増幅することなく前記ＣＣＤ素
子に結像させるレンズからなる光学手段と、を備えた放
射線画像読取装置において、 前記蛍光体パネルが、３価のＥｕを不活した蛍光体を含
んでいることを特徴とする放射線画像読取装置。13. A phosphor panel for converting radiation passing through an object into light in a visible light region, a CCD element for reading an optical image emitted from the phosphor panel, and an optical image emitted from the phosphor panel. In the radiation image reading device, the phosphor panel includes a phosphor in which trivalent Eu is inactivated. A characteristic radiation image reading device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7052591A JPH08248542A (en) | 1995-03-13 | 1995-03-13 | Radiation picture reader |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7052591A JPH08248542A (en) | 1995-03-13 | 1995-03-13 | Radiation picture reader |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08248542A true JPH08248542A (en) | 1996-09-27 |
Family
ID=12919039
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7052591A Pending JPH08248542A (en) | 1995-03-13 | 1995-03-13 | Radiation picture reader |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08248542A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005020818A1 (en) * | 2003-08-29 | 2005-03-10 | Atsushi Goshokubo | Medical digital radiographic device, radiographic system, and method for imaging x-ray fluorescent image as digital data |
| JP2005339531A (en) * | 2004-05-18 | 2005-12-08 | Agfa Gevaert Nv | Suppression of periodic variation in digital signal |
| CN109044277A (en) * | 2018-08-10 | 2018-12-21 | 中国科学院自动化研究所 | Two area's fluorescence computed tomography (SPECT) system of near-infrared |
-
1995
- 1995-03-13 JP JP7052591A patent/JPH08248542A/en active Pending
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| JP4712436B2 (en) * | 2004-05-18 | 2011-06-29 | アグフア−ゲヴエルト，ナームローゼ・フエンノートシヤツプ | Suppressing periodic fluctuations in digital signals |
| CN109044277A (en) * | 2018-08-10 | 2018-12-21 | 中国科学院自动化研究所 | Two area's fluorescence computed tomography (SPECT) system of near-infrared |
| CN109044277B (en) * | 2018-08-10 | 2021-02-02 | 中国科学院自动化研究所 | Near-infrared two-region fluorescence tomography system |
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