WO2011145377A1 - 放射線画像処理装置 - Google Patents

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Definitions

  • the present invention relates to a radiographic image processing apparatus, and more particularly to an image processing apparatus that removes streaky irregularities from a radiographic image captured by a radiographic image capturing apparatus.
  • This type of radiographic imaging device is known as an FPD (Flat Panel Detector) and has been developed as a so-called dedicated machine integrally formed with a support stand or the like (see, for example, Patent Documents 1 and 2). .
  • FPD Full Panel Detector
  • a portable radiographic image capturing apparatus in which a radiation detection element or the like is housed in a housing and can be carried has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Documents 3 and 4).
  • a so-called direct type radiographic imaging device that generates a charge by a detection element in accordance with a dose of irradiated radiation such as X-rays and converts it into an electrical signal, or a scintillator that radiates irradiated radiation
  • a scintillator that radiates irradiated radiation
  • indirect radiation image that is converted into an electric signal by generating electric charge with a photoelectric conversion element such as a photodiode according to the energy of the converted electromagnetic wave after being converted into electromagnetic wave of other wavelengths such as visible light
  • the detection element in the direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in the indirect type radiographic imaging apparatus are collectively referred to as a radiation detection element.
  • Patent Documents 5 and 6 a radiation image processing apparatus for removing a non-uniformity in a radiographic image from a radiographic image obtained by a conventional CR apparatus and generating a non-uniform radiographic image. Etc. have been proposed.
  • a nonuniformity radiographic image is generated by extracting a nonuniformity component from a captured radiographic image and removing the extracted nonuniformity component from the original radiographic image.
  • radiation images are taken by irradiating a plate having a photostimulable phosphor layer with radiation through a subject, and the plates are transported to the radiation image reading device. A radiation image is read out.
  • the laser light emitted from the laser diode 101 is converted into parallel light by the collimator lens 102, and a part thereof is reflected by the beam splitter 103 and sent to the detector 104.
  • the result of monitoring by the detector 104 is fed back to the laser driver circuit 105, and the laser output from the laser diode 101 is adjusted.
  • the imaging lens 106 formed of a cylindrical lens, reflected on the mirror surface of the polygon mirror 107, and the reflected light is irradiated to the image plane of the plate P through the f ⁇ lens 108 and the cylindrical mirror 109.
  • the polygon mirror 109 rotates, the laser light incident on the image plane of the plate P moves in the main scanning direction X on the image plane as excitation light, and scans the image plane along the reading line Z.
  • image data for each pixel on the plate P is acquired.
  • the direction perpendicular to the main scanning direction X is the sub-scanning direction Y, and the plate P is scanned with the laser beam that is the excitation light as described above while being moved little by little in the sub-scanning direction Y.
  • the image data of each pixel on the plate P is read in a two-dimensional manner, and the image data is read.
  • the read image data are arranged two-dimensionally, and each strip-shaped area extending in the sub-scanning direction Y, for example, is arranged.
  • the image data distribution of each pixel arranged in the sub-scanning direction Y is obtained for each strip-shaped area Sa.
  • a high-pass filter process or a low-pass filter process is performed on the distribution of the image data to extract a non-uniform component from the original radiation image p, and the extracted non-uniform component is extracted from the original radio image p. It has been proposed to generate a radiation image p having no unevenness by removing it.
  • Unevenness that occurs in the radiographic image p photographed by the CR device mainly causes vibration when the polygon mirror 107 of the radiographic image reading device 100 rotates or the cylindrical mirror 109 vibrates. It is generated by physical vibration.
  • the distribution of the image data appears on the lower frequency side (that is, on the long cycle side). For this reason, for example, by applying a high-pass filter process to the distribution of the image data, an uneven component remains, and an image data component obtained by photographing an organ, a bone, or the like in the human body is cut off. Therefore, in this case, only the uneven component can be extracted from the radiation image p by the high-pass filter process.
  • each apparatus or member constituting the radiographic imaging apparatus is adjusted so that the period of vibration thereof is generated on the high frequency side, for example. It is practically difficult to take such measures.
  • a radiographic imaging apparatus normally, as shown in FIG. 5 and FIG. 7 described later, for example, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines 6 are provided on the substrate 4 so as to intersect each other.
  • a plurality of radiation detecting elements 7 are two-dimensionally arranged in each section r partitioned by 5 and the signal line 6.
  • each radiation detection element 7 connected to the same line L of the scanning line 5 in each image data d read from each radiation detection element 7.
  • on-voltages are applied to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 at different timings, and the magnitude of noise generated in the power supply circuit 15a, the bias power supply 14 and the like at each timing. Is different.
  • the present invention has been made in view of the above points, and provides a radiation image processing apparatus capable of accurately removing streaky unevenness superimposed on image data captured by an FPD type radiation image capturing apparatus.
  • the purpose is to do.
  • the radiographic image processing apparatus of the present invention includes: Each radiation detection element is provided in each section partitioned by a plurality of scanning lines and a plurality of signal lines arranged to cross each other, and the radiation detection elements are arranged in a two-dimensional manner.
  • a radiographic image processing apparatus that performs image processing on each image data of each radiation detection element captured by a radiographic image capturing apparatus, When each image data is arranged two-dimensionally so as to correspond to each of the plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally, an area formed by arranging each image data two-dimensionally Dividing means for dividing the region into divided regions by dividing the image data into a predetermined number of the image data at least in the extending direction of the scanning line on the detection unit; A process of calculating an average value of the image data arranged in the extending direction of the same scanning line among the image data in the divided areas is performed for each scanning line, and for each divided area.
  • Means for calculating average value In the profile in the extending direction of the signal line of the average value of the image data for each scanning line calculated for each segmented area, each image generated at the boundary between the photographed object and its surroundings
  • Edge compression means for creating the profile obtained by compressing the difference between the average values of the data for each of the divided regions;
  • Filter processing means for performing processing for applying an adaptive filter to the profile in which the difference is compressed for each of the divided regions; Based on each data on the profile to which the adaptive filter has been applied, each data at other positions in the region is restored, and correction data creating means for creating each correction data arranged two-dimensionally; With The correction data at a corresponding position is subtracted from the image data arranged in a two-dimensional manner to generate the image data from which noise has been removed for each radiation detection element. To do.
  • the division means the average value calculation means, the edge compression means, the filter processing means, the correction data for the image data photographed by the FPD type radiation image photographing apparatus.
  • Each process of the creation means is performed, and only the streaky unevenness component (see FIG. 29) extending in the extending direction of the scanning line peculiar to the FPD type radiographic imaging apparatus is accurately extracted from the image data.
  • the streaky unevenness component see FIG. 29
  • FIG. 3 is a sectional view taken along line XX in FIG. 2. It is a top view which shows the structure of the board
  • FIG. 22 is a photograph showing an enlarged view of a radiation image generated based on original image data that is captured by the radiation image capturing apparatus illustrated in FIG.
  • radiographic image capturing system 50 for capturing a radiographic image processed by the radiographic image processing apparatus.
  • the radiographic image capturing system 50 is provided in a hospital, a doctor's office, or the like, and the case where the patient's body or the like is captured using the radiographic image capturing apparatus 1 is assumed.
  • the radiographic imaging apparatus 1 includes a scintillator and the like, so-called indirect type radiographic imaging apparatus that converts irradiated radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light and obtains an electrical signal with a photoelectric conversion element.
  • a direct type radiographic imaging apparatus may be used.
  • the radiographic imaging device is portable will be described, but it may be a radiographic imaging device formed integrally with a support base or the like.
  • the radiation image processing apparatus 70 is provided in the front room Rb in a one-to-one correspondence with the imaging room Ra, and the radiation image processing apparatus 70 is provided in the imaging room Ra.
  • a computer so-called console
  • a console that is associated with the imaging room Ra and controls each device such as the imaging room Ra is provided separately, and the radiographic image processing apparatus 70 is installed in a place different from the imaging room Ra and the front room Rb.
  • the radiation image processing apparatus 70 and the console may be connected via a network such as a LAN (Local Area Network).
  • LAN Local Area Network
  • the radiation image processing device 70 and the plurality of imaging rooms Ra, or the plurality of radiation image processing devices 70 and the plurality of imaging rooms Ra can be connected via a network.
  • the imaging system 50 is appropriately configured so that the radiographic image p can be appropriately processed by the radiographic image processing apparatus 70.
  • the radiographing room Ra is a room for taking radiographic images by irradiating a subject that is a part of the patient's body (that is, a radiographed region of the patient), and generating radiation of a radiation irradiating apparatus for irradiating the subject with radiation.
  • a radiation source 52 of the apparatus 57 is disposed.
  • a bucky device 51 into which the radiographic imaging device 1 can be loaded is provided in the radiographing room Ra.
  • FIG. 2 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment
  • FIG. 3 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus as viewed from the opposite side.
  • 4 is a cross-sectional view taken along line XX in FIG.
  • the radiographic imaging apparatus 1 houses a sensor panel SP including a scintillator 3, a substrate 4, and the like in a housing 2.
  • a hollow rectangular tube-shaped housing body 2A having a radiation incident surface R in the housing 2 is made of a material such as a carbon plate or plastic that transmits radiation.
  • the housing 2 is formed by closing the openings on both sides of the housing body 2A with lid members 2B and 2C.
  • a so-called monocoque type for example, a so-called lunch box type formed of a frame plate and a back plate can be used.
  • the lid member 2B on one side of the housing 2 is composed of a power switch 37, a selection switch 38, a connector 39, an LED for displaying a battery state, an operating state of the radiographic imaging apparatus 1, and the like.
  • the indicator 40 and the like are arranged.
  • an antenna device 41 that is a communication unit for wirelessly transferring image data or the like to the radiation image processing device 70 is embedded in the lid member 2 ⁇ / b> C on the opposite side of the housing 2.
  • the antenna device 41 is provided, the arrangement location and the number of antenna devices 41 on the housing 2 are appropriately determined.
  • a base 31 is disposed below the substrate 4 of the sensor panel SP, and a PCB substrate 33 on which electronic components 32 and the like are disposed on the base 31.
  • a buffer member 34 and the like are attached.
  • a glass substrate 35 for protecting the substrate 4 and the scintillator 3 on the radiation incident surface R side is disposed, and between the sensor panel SP and the side surface of the housing 2, A cushioning material 36 is provided to prevent them from colliding with each other.
  • the scintillator 3 is affixed to a detection part P (described later) of the substrate 4.
  • the scintillator 3 is composed of a phosphor as a main component and, when receiving radiation, converts it into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm, that is, an electromagnetic wave centered on visible light and outputs it. .
  • the substrate 4 is formed of a glass substrate. As shown in FIG. 5, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. A radiation detection element 7 is provided in each section r partitioned by a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines 6 on the surface 4 a of the substrate 4.
  • the entire section r provided with a plurality of radiation detection elements 7 arranged two-dimensionally in each section r partitioned by the scanning line 5 and the signal line 6, that is, shown by a one-dot chain line in FIG.
  • the region is a detection unit P.
  • a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used.
  • Each radiation detection element 7 is connected to a source electrode 8s of a TFT 8 serving as a switch means, as shown in FIG.
  • the drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.
  • the TFT 8 is turned on when a turn-on voltage is applied to the gate electrode 8g via the scanning line 5 from the scanning driving means 15 described later, and is accumulated in the radiation detection element 7 via the source electrode 8s and the drain electrode 8d. The charged electric charge is discharged to the signal line 6.
  • the TFT 8 is turned off when an off voltage is applied to the gate electrode 8g via the connected scanning line 5, and the emission of the charge from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 is stopped, and the radiation detecting element The electric charge is held in 7.
  • the bias lines 9 are respectively connected to the plurality of radiation detection elements 7 arranged in a row, and as shown in FIG. 5, each bias line 9 is located outside the detection portion P of the substrate 4. It is bound to one connection 10 at a position.
  • connection lines 10 of the scanning lines 5, the signal lines 6, and the bias lines 9 are connected to input / output terminals (also referred to as pads) 11 provided near the edge of the substrate 4.
  • each input / output terminal 11 has a COF (Chip On Film) 12 in which a chip such as an IC 12 a is incorporated on a film, an anisotropic conductive adhesive film (Anisotropic Conductive Film) or an anisotropic conductive film. They are connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as paste (Anisotropic Conductive Paste).
  • the COF 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side.
  • substrate 4 part of sensor panel SP of the radiographic imaging apparatus 1 is formed.
  • illustration of the electronic component 32 and the like is omitted.
  • a bias line 9 is connected to one electrode of each radiation detection element 7, and each bias line 9 is bound to a connection 10 and connected to a bias power supply 14.
  • the bias power supply 14 applies a bias voltage (reverse bias voltage in this embodiment) to the electrode of each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9.
  • each radiation detecting element 7 is connected to the source electrode 8s (denoted as S in FIG. 7) of the TFT 8, and the gate electrode 8g (denoted as G in FIG. 7) of each TFT 8. Are connected to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 extending from the gate driver 15b of the scanning driving means 15, respectively. Further, the drain electrode 8 d (denoted as D in FIG. 7) of each TFT 8 is connected to each signal line 6.
  • the scanning drive unit 15 includes a power supply circuit 15a that supplies an on voltage and an off voltage to the gate driver 15b, and a gate driver 15b that switches a voltage applied to each of the lines L1 to Lx of the scanning line 5 between the on voltage and the off voltage. It has. As described above, the gate driver 15b switches the voltage applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via the lines L1 to Lx of the scanning line 5 between the on-voltage and the off-voltage, It is designed to control the off state.
  • the gate driver 15b of the scanning drive unit 15 scans the scanning line as shown in FIG. 28, for example. 5 are sequentially applied to the respective lines L1 to Lx, and the charges accumulated in the respective radiation detecting elements 7 by the irradiation of radiation are respectively emitted to the respective signal lines 6.
  • Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16.
  • the readout circuit 17 includes an amplifier circuit 18, a correlated double sampling (Correlated ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ Sampling) circuit 19, an analog multiplexer 21, and an A / D converter 20.
  • the scintillator 3 converts the radiation into electromagnetic waves of other wavelengths, and the converted electromagnetic waves are directly below the radiation detecting element 7. Is irradiated. Then, charges are generated in the radiation detection element 7 in accordance with the dose of irradiated radiation (that is, the amount of electromagnetic wave).
  • each TFT 8 In the reading process of the image data D from each radiation detection element 7, when the ON voltage is applied to the predetermined line Ln of the scanning line 5 from the gate driver 15 b of the scanning driving unit 15 as described above, the scanning line 5. A turn-on voltage is applied to the gate electrode 8g of each TFT 8 connected thereto via the line Ln, and each TFT 8 is turned on. From the radiation detecting element 7 connected to each TFT 8 that is turned on, each of the TFTs 8 is turned on. Electric charges are discharged to the signal line 6 through the TFT 8.
  • a voltage value is output from the amplifier circuit 18 in accordance with the amount of charge emitted from the radiation detection element 7, and is correlated double-sampled by the correlated double sampling circuit 19, and the analog value image data D is sent to the multiplexer 21. Is output.
  • the image data D sequentially output from the multiplexer 21 is sequentially converted to digital image data D by the A / D converter 20, output to the storage means 23 and sequentially stored.
  • the control means 22 is composed of a CPU (Central Processing Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory), a computer in which an input / output interface and the like are connected to a bus, an FPGA (Field Programmable Gate Array), and the like. ing. It may be configured by a dedicated control circuit.
  • CPU Central Processing Unit
  • ROM Read Only Memory
  • RAM Random Access Memory
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • the control unit 22 controls the operation of each functional unit such as the scanning drive unit 15 and the readout circuit 17 of the radiographic image capturing apparatus 1.
  • the control means 22 is connected to a storage means 23 constituted by a DRAM (Dynamic RAM) or the like, and a battery 24 that supplies power to each functional unit of the radiographic image capturing apparatus 1. Further, the above-described antenna device 41 is connected to the control means 22.
  • the control means 22 When the radiographic imaging is performed, the control means 22 performs a readout process of reading out charges, that is, image data D from each radiation detection element 7 as described above. Further, in the present embodiment, the control means 22 thins out the image data D at a predetermined ratio based on the image data D read from each radiation detection element 7 and stored in the storage means 23, and the thinned data for preview. Dt is created.
  • the control unit 22 when the radiographic image capturing is completed and the image data D is read from each radiation detection element 7 and stored in the storage unit 23, the control unit 22 quickly creates the thinning data Dt, and the thinning data Dt is described later. It transmits to the radiographic image processing apparatus 70 to perform.
  • the control unit 22 transmits the thinned data Dt, the image data D, and the like via the bucky device 51.
  • the control unit 22 transmits the thinned data Dt and the like via the antenna device 41. It has become.
  • the thinned data Dt is, for example, image data D for one pixel every 3 ⁇ 3 pixels or 4 ⁇ 4 pixels when each image data D is arranged corresponding to each radiation detecting element 7 arranged in a two-dimensional form. Or the image data D from each radiation detection element 7 connected to each line L1, L4, L7,... Of the scanning line 5, respectively. The image data D from each radiation detection element 7 connected to each line Ln at predetermined intervals may be extracted and created.
  • control unit 22 transmits the thinned data Dt to the radiation image processing apparatus 70, and then automatically sends the corresponding image data D on which the thinned data Dt is created to the radiation image processing apparatus 70. To be sent automatically.
  • control means 22 applies image data D obtained by radiographic image capture every time one radiographic image capture is completed or at the time when a series of radiographic image captures are completed.
  • image data D obtained by radiographic image capture every time one radiographic image capture is completed or at the time when a series of radiographic image captures are completed.
  • a so-called dark reading process is automatically performed. It is also possible to perform a dark reading process before single or a series of radiographic imaging starts.
  • each TFT 8 of the radiographic image capturing apparatus 1 is turned off, and left for a predetermined time in a state where the radiation image capturing apparatus 1 is not irradiated with radiation. Therefore, the dark charges and the like accumulated in them are read out as a so-called dark read value d and stored in the storage means 23.
  • control unit 22 sets the read dark reading value d for each radiation detection element 7 as an offset correction value O, or performs dark reading processing a plurality of times to obtain a plurality of values obtained for each radiation detection element 7.
  • the offset correction value O is calculated by, for example, averaging the dark read values d of the images, and transmitted to the radiation image processing apparatus 70.
  • the bucky device 51 can be used by loading the portable radiographic imaging device 1 into a cassette holding portion (also referred to as a cassette holder) 51a. .
  • the shooting room Ra is provided with the bucky devices 51A and 51B for standing-up shooting and lying-down shooting as the bucky device 51, but only one of them is provided. It may be done.
  • the radiographic image capturing apparatus 1 when the radiographic image capturing apparatus 1 is used by being loaded into the bucky device 51, before the radiographic image capturing device 1 is loaded into the bucky device 51, as shown in FIG. A connector 51b provided at the tip of a cable extending from the connector is connected to the connector 39 of the radiation image capturing apparatus 1.
  • the connector 51b is provided inside the cassette holding part 51a of the bucky device 51 and the radiographic imaging apparatus 1 is loaded into the cassette holding part 51a, the connector 39 and the connector 51b of the radiographic imaging apparatus 1 are automatically connected. It can also be configured to be connected.
  • the imaging room Ra is provided with at least one radiation source 52 for irradiating a subject with radiation.
  • one radiation source 52A among the radiation sources 52 is, for example,
  • the radiographic imaging device 1 is mounted on the standing-up imaging bucky device 51A or the standing-up imaging bucky device 51B by changing the irradiation direction or the like by being suspended from the ceiling of the imaging room Ra. Can be irradiated with radiation.
  • a portable radiation generator 52B is also provided.
  • the portable radiation generator 52B can be carried anywhere in the imaging room Ra and can irradiate radiation in an arbitrary direction. ing. Then, the radiographic imaging device 1 in a single state that is not loaded in the bucky device 51 is applied to the body part of the patient as the subject, or the bucky device 51B for lying down photography or a bed (not shown) and the patient's body. It is possible to irradiate radiation from the portable radiation generating device 52B while being inserted between them.
  • a base station 54 including a wireless antenna 53 that relays communication between the radiographic image capturing apparatus 1 and the radiographic image processing apparatus 70 is provided.
  • the bucky device 51 and the base station 54 are connected by a cable or the like.
  • the radiographic imaging device 1 is loaded into the bucky device 51 and used, it is output from the radiographic imaging device 1.
  • the thinned data Dt and the like are transmitted to the radiation image processing device 70 via the Bucky device 51, the base station 54, and the like.
  • a cradle 55 is connected to the base station 54.
  • the cradle 55 may be installed in either the imaging room Ra or the front room Rb.
  • the operation of the radiation generator provided with an exposure switch 56 for instructing the radiation source 52 to start radiation irradiation or the like in the front chamber (also referred to as an operation room) Rb.
  • a table 57 is provided.
  • An operator such as a radiologist irradiates the radiation imaging apparatus 1 with radiation from the radiation source 52 by operating the exposure switch 56.
  • the radiation image processing apparatus 70 is provided in the front chamber Rb, and is configured by a computer or the like in which a CPU, a ROM, a RAM, an input / output interface, etc. (not shown) are connected to the bus. Has been. A predetermined program is stored in the ROM, and the radiation image processing apparatus 70 reads out a necessary program, expands it in a work area of the RAM, and executes various processes according to the program.
  • the radiation image processing apparatus 70 is provided with a display unit 70a composed of an LCD (Liquid Crystal Display) or the like, and is connected to input means (not shown) such as a keyboard and a mouse.
  • the radiographic image processing apparatus 70 is connected to a storage means 70b constituted by a hard disk or the like.
  • image data output from another computer or the radiographic image processing apparatus 70 is included.
  • An external device such as an imager that records and outputs a radiographic image on an image recording medium such as a film is connected via a LAN or the like.
  • the radiographic image processing apparatus 70 displays a preview image on the display unit 70b based on the thinning data Dt. It has become.
  • the display of the preview image is performed so that an operator such as a radiologist can check whether the radiographic imaging has been performed normally by looking at the preview image and determine whether or not re-imaging is necessary. If the operator determines that re-imaging is necessary, the radiographic imaging is performed again.
  • the radiation image processing apparatus 70 Image processing is performed on the image data D obtained by image capturing.
  • the radiation image processing apparatus 70 performs image processing on the image data D according to the flowchart shown in FIG.
  • the radiation image processing apparatus 70 is functionally provided with at least a dividing means 71, an average value calculating means 72, an edge compressing means 73, a filter processing means 74, and a correction data creating means 75. Has been.
  • step S3 in FIG. 9 the above-mentioned streaks are obtained from the image data D (that is, original image data Dori described later) pre-processed by these means 71 to 75 as described later.
  • Each image from which streak-like unevenness has been removed is created by creating correction data Ds consisting only of the components of the shape unevenness (see FIG. 29) and subtracting the corresponding correction data Ds from each original image data Dori. Data D * is generated.
  • the processing characteristic of the present invention is the unevenness removal processing (step S3) as described above, and the other processing is a known processing performed by normal image processing on the image data D obtained by radiographic imaging. Since this is a process, it will be briefly described or omitted.
  • the radiation image processing apparatus 70 receives the image data D (that is, so-called raw data) and the offset correction value O for each radiation detection element 7 from the radiation image capturing apparatus 1, each of the data is transmitted. Is first stored in the storage means 70b, and first, gain / offset correction processing (step S1) is performed.
  • the radiographic image processing apparatus 70 reads the gain correction value G for each radiation detection element 7 of the radiographic image capturing apparatus 1 stored in the storage unit 70b. 1) Based on the image data D, the original image data Dori is calculated for each radiation detection element 7 according to the equation (1).
  • Dori G ⁇ (DO) (1)
  • the original image data Dori means image data that is a basis for creating the correction data Ds in the following unevenness removal process (step S3), and the created correction data is subtracted to produce streaky unevenness.
  • the radiation image processing apparatus 70 refers to the defective pixel map stored in the storage unit 70b and corrects the defective pixel.
  • the defective pixel means the radiation detection element 7 from which the abnormal image data D is read out or the abnormal image data D read out from the radiation detection element 7.
  • the radiation image processing apparatus 70 refers to the defective pixel map and discards the original image data Dori of the abnormal radiation detection element 7 indicated on the map as a defective pixel as invalid.
  • the original image data Dori of the abnormal radiation detection element 7 is obtained by linear interpolation using the original image data Dori of the normal radiation detection element 7 adjacent to the abnormal radiation detection element 7 on the detection unit P.
  • the radiation image processing apparatus 70 performs the unevenness removal processing (step S3) characteristic of the present invention.
  • the unevenness removal process (step S3) is preferably performed after the gain / offset correction process (step S1) and the defect correction process (step S2) as described above.
  • step S4 when the logarithmic conversion process or the like (step S4) described later is performed, the original image data Dori having a relatively small value among the original image data Dori calculated according to the above equation (1) is different in value.
  • the original image data Dori having a relatively large value is compressed and the difference in value is compressed, so that it becomes difficult to correct streaky irregularities. Therefore, this unevenness removal process (step S3) is preferably performed before the logarithmic conversion process or the like (step S4).
  • step S3 is composed of only the above-described streaky unevenness component (see FIG. 29) from the original image data Dori as described above by each means from the dividing means 71 to the correction data creating means 75.
  • Correction data Ds is created. Then, by subtracting the corresponding correction data Ds from each original image data Dori, each image data D * from which streaky unevenness has been removed is generated.
  • each of the original image data Dori is a plurality of radiations arranged two-dimensionally on the detection unit P (see FIG. 5 and FIG. 7).
  • the detection unit P see FIG. 5 and FIG. 7.
  • the original image data Dori is represented as Dori (m, n).
  • the original image data Dori (m, n) is simply represented by (m, n).
  • the extending direction of the scanning line 5 on the detection unit P (hereinafter referred to as the scanning line direction) is shown in the figure. It is represented by an arrow A, and the extending direction of the signal line 6 (hereinafter referred to as a signal line direction) is represented by an arrow B in the drawing.
  • the dividing means 71 of the radiographic image processing apparatus 70 forms a region Q formed by arranging the original image data Dori (m, n) in a two-dimensional manner as shown in FIG. At least in the scanning line direction A, the image is divided into a predetermined number of original image data Dori, and the region Q is divided into divided regions Sk.
  • the predetermined number of original image data Dori in the scanning line direction A of the segmented region Sk is set to an appropriate number, for example, 20 or the like.
  • the signal line direction B of the segmented region Sk can be all the original image data Dori in the signal line direction B of the region Q, and the segmented region Sk is defined as the signal line direction B.
  • a predetermined number of original image data Dori may be divided and the divided region Sk may be divided in the signal line direction B.
  • the average value calculating means 72 of the radiation image processing apparatus 70 includes the original image data Dori (m, n) in each divided area Sk created by dividing the area Q by the dividing means 71. Then, the average value Da of the original image data Dori (m, n) arranged in the extending direction of the line Ln of the same scanning line 5 is calculated. This processing is performed for each of the lines L1 to Lx (see FIG. 7) of the scanning line 5.
  • each average value Da in the scanning line direction A of each original image data Dori (m, n) becomes a value for each line L1 to Lx of the scanning line 5, and the line number n Variable. Therefore, hereinafter, the average value Da for the line Ln of the scanning line 5 is expressed as Da (n). Further, when those average values Da (n) are arranged in the signal line direction B, a profile of each average value Da (n) in the signal line direction B is obtained as shown in FIG. Each average value Da (n) is calculated for each segmented region Sk.
  • streaky irregularities extending in the scanning line direction A appear characteristically.
  • the average value Db (m) in the signal line direction B is calculated, the streaky unevenness components extending in the scanning line direction A cancel each other when the average value Db (m) is calculated. Therefore, the streaky unevenness component cannot be extracted from the original image data Dori.
  • the original image data Dori that has been subjected to the gain / offset processing (step S1 in FIG. 9) and the defect correction processing (step S2) is superimposed not only with streaky unevenness components but also with various noise components.
  • the streaky uneven component remains, but other various types Noise components are reduced because they cancel each other.
  • the average value Da of the original image data Dori (m, n) in the scanning line direction A the average value Da becomes data including mainly streaky unevenness components as noise components.
  • each average value Da (n) in the signal line direction B is obtained in this way, for example, the average value is obtained at a portion where an organ, a bone, or the like in the patient's human body is photographed and at other portions. Da (n) becomes a different value.
  • FIG. 14 shows a case where the average value Da (n) of a portion where an organ, a bone, or the like is imaged is larger than the average value Da (n) of the surrounding portion.
  • the edge compression unit 73 of the radiographic image processing apparatus 70 uses the average value Da (n) calculated for each segmented region Sk in the profile in the signal line direction B, so A profile obtained by compressing the difference of the average value Da (n) generated at the boundary portion between the object such as an organ or bone and its surroundings is created for each segmented region Sk.
  • the edge compression unit 73 looks at the profile in the signal line direction B of the average value Da (n) calculated for each segmented region Sk, for example, in order from the smallest n.
  • the absolute value of the difference Da (n) ⁇ Da (n ⁇ 1) calculated by subtracting the previous average value Da (n ⁇ 1) from a certain average value Da (n).
  • -Da (n-1) is greater than or equal to a preset threshold value ⁇ Dath
  • the difference is subtracted from Da (n + 2),...
  • the average value after compressing the difference is expressed as an average value DA (n) in order to distinguish it from the average value Da (n).
  • the edge compression means 73 calculates the difference Da (a) ⁇ Da (a ⁇ 1) from the average value Da (a) and the subsequent average values Da (a + 1), Da (a + 2),. ) Is subtracted to calculate the average value DA (a) after compression.
  • the edge compression means 73 By performing the processing in this way in the edge compression means 73, for example, from the profile of the average value Da (n) of the segmented region Sk shown in FIG. 14, the difference as shown in FIG. The profile of n) is created.
  • the edge compression means 73 performs this process for each segmented region Sk.
  • ⁇ Dath a difference between values of adjacent average values Da (n) in an edge portion such as an organ or a bone and a value of adjacent average values Da (n) in a streaky uneven component are obtained.
  • An appropriate value is set so that the difference can be accurately distinguished.
  • the streaky uneven component remains in the profile of the average value DA (n) after compression without being subjected to the above-described edge compression processing, and edge portions such as organs and bones With respect to, it is possible to remove from the profile of the average value DA (n) after compression by performing the above-described edge compression processing.
  • edge portions such as organs and bones are included in correction data Ds to be described later created based on the profile of the average value DA (n) after compression. It becomes possible not to remain, and it becomes possible to make the correction data Ds data only of the streaky unevenness component.
  • edge compression processing in the edge compression means 73 of the radiation image processing apparatus 70 is, as described above, the difference Da calculated by subtracting the average value Da (n ⁇ 1) immediately before it from a certain average value Da (n).
  • the difference Da calculated by subtracting the average value Da (n ⁇ 1) immediately before it from a certain average value Da (n).
  • an average value Da (n) in a predetermined range such as n-5 to n + 5 including n of interest is calculated, and the average value Da (n) in the n and the average value in the predetermined range are calculated. It is also possible to calculate the difference with the average value of Da (n) and compress the edge as described above when the absolute value of the difference exceeds a preset threshold value.
  • the edge compression processing in the edge compression means 73 is performed as described above in the signal line direction B profile of the average value Da (n) calculated for each segmented region Sk. Any method can be used as long as it can appropriately create a profile obtained by compressing the difference between the average values Da (n) generated at the boundary between an object such as an organ or bone and its surroundings, and is not limited to a specific method. .
  • the filter processing means 74 of the radiation image processing apparatus 70 performs processing for applying an adaptive filter to the profile of the average value DA (n) after compression generated as described above for each divided region Sk. To do.
  • a Wiener filter is used as the adaptive filter.
  • the Wiener filter is an adaptive filter that minimizes a square error between true data on which noise is not superimposed and data on which noise is superimposed, and is applied to the case of this embodiment.
  • the Wiener filter has a form represented by the following formula (5), for example.
  • Df (n) represents the value of the data after the filtering process
  • DAave represents the average value of the average value DA (n) after compression for each segmented region Sk
  • ⁇ v 2 represents a preset variance
  • ⁇ 2 (n) represents the variance of DA (n). That is, the variance ⁇ 2 (n) of DA (n) is the sum ⁇ (DA (n) ⁇ DAave) of (DA (n) ⁇ DAave) 2 in a minute range including n (for example, a range of n ⁇ 5 to n + 5). 2 ).
  • the above equation (5) is Df (n) ⁇ DAave (7)
  • the filtered data Df (n) is a value close to the average value DAave of the average value DA (n) after compression.
  • the filtered data Df (n) calculated according to the above equation (5) is true data in which noise such as streaky irregularities in each segmented region Sk is not superimposed as described above.
  • the profile is as shown.
  • step S3 what is desired to be obtained by this unevenness removal processing (step S3) is, on the contrary, correction data Ds consisting only of the streaky unevenness component (see FIG. 29).
  • the value of the variance ⁇ v 2 set in advance in the above equation (5) is set appropriately. Is required. Then, if the value of the variance ⁇ v 2 is set in advance to a value comparable to the value of the variance corresponding to the streak-like unevenness, this object can be achieved.
  • the variance ⁇ of the average value DA (n) after compression is When 2 (n) is very large compared to the variance ⁇ v 2 (that is, the variance corresponding to streaky unevenness) (that is, when ⁇ 2 (n) >> ⁇ v 2 ), the above equation (6) shows As described above, Df (n) ⁇ DA (n), and when this is substituted into the above equation (8), the correction data ds (n) for each segmented region Sk becomes almost zero.
  • the variance ⁇ 2 (n) of DA (n) calculated for a minute range including n, for example, n ⁇ 5 to n + 5, is compared with the variance ⁇ v 2, that is, the variance corresponding to the streak-like unevenness.
  • the very large case represents, for example, a case where the average value DA (n) after compression in the minute range is generally larger or smaller than the average value DAave of the average value DA (n) after compression. ing.
  • a long-period component derived from, for example, an organ or a bone in the patient's human body is more dominant than a muscular uneven component.
  • the variance ⁇ 2 of the average value DA (n) after compression is given.
  • (n) is substantially equal to the variance ⁇ v 2 (that is, the variance corresponding to the streaky unevenness) (that is, when ⁇ 2 (n) ⁇ v 2 )
  • Df ( n) ⁇ DAave
  • the correction data ds (n) for each segmented region Sk is substantially DA (n) ⁇ DAave.
  • the correction data ds (n) for each segmented region Sk is not 0, but is almost equal to the streaky unevenness component included in the compressed average value DA (n).
  • the value of the variance ⁇ v 2 is set to a value similar to the value of the variance corresponding to the streak-like unevenness, if the above-described minute range reflects the streak-like unevenness, the divided region Sk
  • Each correction data ds (n) has a value substantially equal to the streaky unevenness component.
  • the streaky unevenness is reflected in the portion of the profile in which the streaky unevenness component is reflected.
  • the value of the variance ⁇ v 2 is approximately the same as the value of the variance corresponding to the streak-like unevenness. If the value is set, the streaky unevenness component can be accurately left in the correction data ds (n) for each segmented region Sk in the portion of the profile in which the streaky unevenness component is reflected. Therefore, also in this respect, it is desirable to set the value of the variance ⁇ v 2 to a value approximately equal to the value of the variance corresponding to the streaky unevenness.
  • the value of the variance ⁇ v 2 has the above purpose for each radiographic imaging apparatus 1. It is set to an appropriate value that can be achieved.
  • the Wiener filter As described above, by using the Wiener filter, the high-pass filter process and the low-pass filter process are not performed on the profile of the average value DA (n) after compression as in the conventional case described above. As shown in FIG. 5, it becomes possible to accurately extract the correction data ds (n) for each segmented region Sk.
  • the average value DA (n) after compression subjected to the low-pass filter process is substituted for DA (n) in the above formula (5), and DAave is the average value after compression subjected to the low-pass filter process. This is the average value of DA (n).
  • the correction data creation means 75 of the radiation image processing apparatus 70 corrects the correction data Ds (m, n) based on the profile of the correction data ds (n) for each segmented region Sk obtained for each segmented region Sk. Is supposed to create.
  • the correction data creating unit 75 sets the correction data ds (n) for each segmented region Sk at, for example, the center position in the scanning line direction A in each segmented region Sk.
  • the correction data Ds (m, n) at the position between the corresponding correction data ds (n) of the adjacent segment areas Sk arranged in the signal line direction B is created by, for example, linear interpolation, and arranged in a two-dimensional manner.
  • Each corrected data Ds (m, n) is created.
  • each process from the dividing means 71 to the correction data creating means 75 of the radiation image processing apparatus 70 is composed of only the streaky unevenness component (see FIG. 29) from the original image data Dori (m, n).
  • Correction data Ds (m, n) is extracted.
  • the radiation image processing apparatus 70 subtracts the corresponding correction data Ds (m, n) from the original image data Dori (m, n), thereby performing the original image data Dori. Striped unevenness is removed from (m, n), and each image data D * from which the striped unevenness has been removed is generated.
  • the radiation image processing apparatus 70 When the radiation image processing apparatus 70 generates each image data D * from which the streak-like unevenness has been removed, subsequently, normalization processing, logarithmic conversion processing, gradation processing, and the like are performed on the generated image data D * . Then, the generated image data D * is converted into final image data (that is, diagnostic image data) (step S4 in FIG. 9).
  • imaging may be performed by attaching a grid to the radiation incident surface R (see FIG. 2 and the like) of the radiographic imaging apparatus 1.
  • unevenness hereinafter referred to as “grid moire” in order to distinguish from the above-mentioned streaky unevenness
  • this grid moire is compared with the above streaky unevenness. Since the image appears on the image with a long period, the grid moire cannot be completely removed or removed by the unevenness removal process (step S3).
  • the radiation image processing apparatus 70 performs image processing for removing known moire on the final image data generated from each of the generated image data D * to generate an image.
  • a process of removing grid moire from the data is performed (step S5).
  • the radiation image processing apparatus 70 stores the final image data generated as described above in the storage unit 70b (step S6). Further, if necessary, a radiographic image based on the final image data is recorded and output on an image recording medium such as a film by an imager, or transmitted to a main computer in a hospital or clinic to be stored.
  • an image recording medium such as a film by an imager
  • each of the dividing unit 71, the average value calculating unit 72, the edge compressing unit 73, the filter processing unit 74, and the correction data creating unit 75 Only the streak-like unevenness component is accurately extracted from the original image data Dori obtained by pre-processing the data D, and correction data Ds consisting only of the streak-like unevenness component is created.
  • radiographic images are obtained based on the original image data Dori that has been subjected to normal preprocessing such as gain / offset correction processing and defect correction processing. Is generated, a streak-like unevenness (see FIG. 29) extending in the extending direction of the scanning line 5 is generated on the radiographic image, which is peculiar to the FPD type radiographic imaging apparatus.
  • the average value calculation means 72 calculates the average value of the original image data Dori arranged in the extending direction of the same scanning line 5 in each divided region Sk, so that the streaky unevenness components cancel each other out.
  • a streak-like uneven component can be extracted without matching.
  • by applying a Wiener filter as shown in the above equation (5) in the filter processing unit 74 it is possible to accurately extract data in which streaky unevenness components appear strongly.
  • the average value calculation unit 72 of the radiation image processing apparatus 70 calculates the average value Da (n) in the scanning line direction A of each original image data Dori (m, n) for each divided region Sk. By calculating, noise components other than the streaky unevenness component are canceled and reduced, and the average value Da (n) can be used as data having the streaky unevenness component as the main component of the noise component. .
  • the dividing means 71 forms at least the region Q formed by arranging the original image data Dori (m, n) in a two-dimensional manner at least in the scanning line direction.
  • A a predetermined number of original image data Dori is divided, and the region Q is not divided into divided regions Sk, and the original image data Dori (m, n) is scanned in the scanning line direction A over the entire region Q. It may be considered that the average value Da (n) may be calculated.
  • the average value calculating means 72 uses the original image data Dori (as described above). When the average value Da (n) of the scanning line direction A of m, n) is calculated, the degree to which noise components other than the streaky unevenness component cancel each other out is reduced, and the average value Da (n) A large amount of noise components other than streaky unevenness components are contained therein.
  • the predetermined number when the dividing unit 71 divides the region Q into a predetermined number of original image data Dori in the scanning line direction A is set to an appropriate number.
  • the average value calculating means 72 performs the above average for each divided region Sk.
  • the number of original image data Dori to be averaged when calculating the value Da (n) is the same, and the processing configuration of the arithmetic processing is simplified.
  • the calculated average values Da (n) can be handled equally.
  • the radiographic image becomes an image in which the boundary between a portion where an organ, a bone, or the like in the human body is imaged and the other portion is blurred, Image quality deteriorates.
  • the edge compression unit 73 needs to appropriately detect the edge portion and accurately compress the edge portion.
  • the edge compression unit 73 can appropriately detect the edge portion even if the edge compression is included, and each process in the edge compression unit 73 and the filter processing unit 74 is performed.
  • a re-averaging unit 76 is provided between the filter processing unit 74 and the correction data generating unit 75, and each original image data Dori of each divided area Sk finely divided as described above is stored.
  • the re-averaging means 76 After performing edge compression processing and filter processing on the profile of the average value Da (n) in the scanning line direction A, the re-averaging means 76 performs a predetermined number of adjacent divided regions Sk for each divided region Sk.
  • the average value ds (n) ave in the scanning line direction A of the correction data ds (n) can be calculated.
  • the correction data creating unit 75 Based on each average value ds (n) ave calculated by the re-averaging unit 76, the correction data creating unit 75 converts each average value ds (n) ave as described above, for example, as shown in FIG.
  • the data at other positions in the region Q are restored by arranging them in the signal line direction B at the center position in the scanning line direction A of each of the predetermined number of segmented regions Sk adjacent to each other and performing linear interpolation, etc.
  • the correction data Ds arranged in a dimension is created.
  • the edge compression means 73 can accurately detect and compress the edge portions.
  • a filtering process is performed on the profile of the average value DA (n) in the scanning line direction A of each original image data Dori of the segmented region Sk not including the edge portion or the segmented region Sk in which the edge portion is accurately compressed.
  • the re-averaging means 76 calculates the average value ds (n) ave in the scanning line direction A of the correction data ds (n) for each divided region Sk for a predetermined number of adjacent divided regions Sk.
  • the calculated average value ds (n) ave becomes data having a streaky uneven component as a main component of a noise component.
  • the edge compression unit 73 compresses the edge part in the profile of the average value Da (n) in the scanning line direction A of each original image data Dori of each divided area Sk, the edge part is assumed to have a streak. Even if there is an uneven component of the shape, by compressing the average value Da (n), the striped uneven component of that portion is erased.
  • the average value DA (n) of the edge portion is not necessarily reliable data.
  • each segmented area Sk is stored in the storage unit 70b.
  • each of the divided regions Sk is determined for each divided region Sk based on the profile of the correction data ds (n) for each divided region Sk obtained for each divided region Sk.
  • a profile of the average value ds (n) all in the scanning line direction A of the correction data ds (n) for each segmented region Sk is created.
  • the correction data ds (n) for each segmented region Sk at the edge of each segmented region Sk the data ds (n) calculated for each segmented region Sk is discarded and the average value ds for all the segmented regions Sk.
  • each scanning line 5 is arranged over the entire area of the detection portion P (that is, in the case of FIG. 5, all the areas from the left side to the right side). Therefore, each original image data Dori that has been subjected to gain / offset correction processing or the like is two-dimensionally corresponding to the plurality of radiation detection elements 7 arranged two-dimensionally on the detector P. Arranged and each processing was performed by each means after the dividing means 71.
  • each scanning line 5 is divided into the scanning line 5a and the scanning line 5b in the scanning line direction A on the detection unit P, respectively.
  • radiographic imaging device 1 * configured as described above.
  • the radiation image p1 is generated based on the original image data Dori created by pre-processing the image data D captured by the radiation image capturing apparatus 1 * , the image is enlarged in FIG. As shown, streaky irregularities extending in the scanning line direction A appear in different states in the regions corresponding to the regions Pa and Pb of the detection unit P, respectively.
  • streaky irregularities extending in the signal line direction B in the radiation image are derived from the read characteristics of the read circuits 17 connected to the signal lines 6. This is different from the streaky unevenness extending in the scanning line direction A in the present invention.
  • the striped unevenness extending in the signal line direction B is appropriately removed separately.
  • the original image data Dori is two-dimensionally corresponding to the plurality of radiation detection elements 7 arranged two-dimensionally in the entire area of the detection unit P.
  • each processing is performed by each means after the dividing means 71, as shown in an enlarged view in FIG. 23, each area is displayed on the radiation image p2, particularly in the vicinity of the boundary Bo between the areas Pa and Pb.
  • the image data D photographed by the radiation image photographing apparatus 1 * configured such that at least each scanning line 5 is divided in the scanning line direction A on the detection unit P in this way is divided.
  • the image processing described in the first embodiment may be performed on each of the image data D obtained in each of the areas Pa and Pb of the detection unit P where the scanning lines 5a and 5b respectively exist. desirable.
  • each correction data Ds will be extracted and produced separately from each original image data Dori based on each image data D obtained by each area
  • the correction data Ds extracted and created from each original image data Dori based on each image data D obtained in the region Pa of the detection unit P is subtracted and obtained in the region Pb of the detection unit P. Since the correction data Ds extracted and created from each original image data Dori based on each image data D is subtracted, each of the areas Pa and Pb of the detection unit P in which streaky unevenness is removed Image data D * can be generated accurately.
  • pre-processing such as gain / offset correction processing is performed on each image data D read out by the radiation image capturing apparatus 1 to create each original image data Dori, and each original image
  • Each process from the dividing means 71 to the correction data creation process 75 is performed on the data Dori to create the correction data Ds, and the corresponding correction data Ds is subtracted from each original image data Dori, thereby causing streak unevenness.
  • a case has been described in which each image data D * from which is removed is generated.
  • the radiation image capturing apparatus 1 is irradiated with radiation as described above. Except for not irradiating, the same processing as in radiographic imaging is performed and read out. Therefore, the stripe-shaped unevenness extending in the scanning line direction A similar to the image data D is also superimposed on the offset correction value O. ing.
  • the dark reading process cannot be performed simultaneously with the radiographic image capturing and is performed before or after the radiographic image capturing, streaky unevenness superimposed on each offset correction value O read by the dark reading process, The streaky unevenness superimposed on each image data D read out by the reading process in radiographic imaging is in a completely different state.
  • each original image data Dori is generated by multiplying the value DO, on which the streaky unevenness is superimposed, by the gain correction value G, and image processing is performed on each original image data Dori. It is also possible to do. This corresponds to the case described in the first embodiment or the second embodiment.
  • the first and second offset correction values O The same processing as that for each original image data Dori shown in the embodiment is performed to generate each offset correction value O from which streak-like unevenness is removed.
  • each offset correction value O from which the stripe-like unevenness has been removed is subtracted from the image data D on which the stripe-like unevenness is superimposed. Is possible.
  • the offset correction value O is acquired by the dark reading process performed without irradiating the radiation image capturing apparatus 1 with radiation. Therefore, unlike the case of each original image data Dori, the offset correction value O does not include information on organs, bones, and the like in the human body, and there is no edge portion as described above.
  • each offset correction value O corresponds to each of the plurality of radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional manner on the detection unit P (see FIGS. 5 and 7).
  • the region Q in the case of the two-dimensional arrangement is not divided by the dividing unit 71, and each process in each unit from the average value calculating unit 72 to the correction data creating unit 75 is performed on the entire region Q. It is also possible to configure.
  • the radiation image capturing apparatus 1 performs a dark reading process a plurality of times in advance to obtain a plurality of offset correction values O for each radiation detection element 7, and an average value of each of the radiation detection elements 7.
  • the offset correction value O is calculated and stored in the storage unit 70b of the radiation image processing apparatus 70.
  • an offset correction value Oc serving as a reference.
  • the dark reading process for obtaining the reference offset correction value Oc is performed a plurality of times, and the state of streaky unevenness superimposed on the offset correction value O for each dark reading process is determined. 29. That is, as shown in FIG. 29, since the line L of the scanning line 5 where the streak-like unevenness appears strongly and the line L of the scanning line 5 where it appears weakly differ for each dark reading process, each dark reading is performed. By averaging the offset correction values O acquired in the process, the streaky irregularities superimposed on the offset correction values O cancel each other. Therefore, the reference offset correction value Oc is in a state in which no streaky unevenness is superimposed.
  • the offset correction value Oc serving as a reference.
  • the radiation image processing device 70 subtracts the reference offset correction value Oc for each radiation detection element 7 from the actual offset correction value O acquired in each dark reading process, for each radiation detection element 7.
  • Each difference ⁇ O is calculated (step S11). As described above, since the streaky unevenness is not superimposed on the reference offset correction value Oc, the streaky unevenness superimposed on the actual offset correction value O is superimposed on each difference ⁇ O. It becomes a state.
  • each process in the correction data creating means 75 from the dividing means 71 described above is performed on each calculated difference ⁇ O (step S12). Also in this case, each difference ⁇ O does not include information on organs and bones in the human body, and there is no edge portion as described above. Absent.
  • the correction data creating means 75 creates the correction data ⁇ Os related to each difference ⁇ O
  • the corresponding correction data ⁇ Os is subtracted from the original difference ⁇ O to obtain each difference ⁇ O * from which streaky unevenness has been removed. Generate.
  • the radiation image processing apparatus 70 adds the generated differences ⁇ O * from which the streaky unevenness has been removed to the reference offset correction values Oc (step S13). As described above, since the streaky unevenness is not superimposed on the reference offset correction value Oc and the streaky unevenness is removed from each difference ⁇ O * , these added values are also streaked. The unevenness is removed.
  • the radiological image processing apparatus 70 stores the added value of each difference ⁇ O * from which streak-like unevenness is removed and each offset correction value Oc as a reference as an offset correction value O * from which streak-like unevenness is removed. Save in means 70b. In this way, the radiation image processing apparatus 70 creates the offset correction value O * from which the streaky unevenness is removed from the actual offset correction value O (step S14).
  • the original image data Dori is created by substituting the offset correction value O * from which the streak-like unevenness created in this way is removed into O in the above equation (1). Then, each process in the correction data creating means 75 is performed again from the dividing means 71, and the created correction data Ds is subtracted from the original image data Dori, and the respective image data D from which the streaky unevenness is removed. It is needless to explain that * is generated.
  • the created offset correction value O * from which the streak-like unevenness has been removed is subtracted from the image data D. It is possible to appropriately perform each process for removing streak-like unevenness on the original image data Dori, and to accurately generate each image data D * from which the streak-like unevenness has been removed.
  • It may be used in the field of radiographic imaging (especially in the medical field).

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Abstract

　ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で撮影された画像データに重畳されている筋状のムラを的確に除去可能な放射線画像処理装置を提供する。　放射線画像処理装置７０は、放射線画像撮影装置１で撮影された画像データＤが二次元状に配列された領域Ｑを各区分領域Ｓｋに分割する分割手段７１と、各区分領域Ｓｋ内の同一の走査線５の延在方向に並ぶ画像データＤの平均値Ｄａ(n)を算出する平均値算出手段７２と、撮影された対象物とその周囲との境界部分に生じる平均値Ｄａ(n)の差分を圧縮するエッジ圧縮手段７３と、差分が圧縮されたプロファイルに対して適応フィルタを施すフィルタ処理手段７４と、適応フィルタが施されたプロファイル上の各データｄｓ(n)に基づいて補正データＤｓを作成する補正データ作成手段７５とを備え、画像データＤから対応する補正データＤｓを減算処理してノイズが除去された画像データＤ＊を生成する。

Description

放射線画像処理装置
　本発明は、放射線画像処理装置に係り、特に、放射線画像撮影装置で撮影された放射線画像から筋状のムラを除去する画像処理装置に関する。
　病気診断等を目的として、Ｘ線画像に代表される放射線を用いて撮影された放射線画像が広く用いられている。こうした医療用の放射線画像は、従来からスクリーンフィルムを用いて撮影されていたが、放射線画像のデジタル化を図るために輝尽性蛍光体シートを用いたＣＲ（Computed Radiography）装置が開発され、最近では、照射された放射線をフォトダイオード（光電変換素子）等の放射線検出素子で検出してデジタル画像データとして取得する放射線画像撮影装置が開発されている。
　このタイプの放射線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来は、支持台等と一体的に形成された、いわゆる専用機として開発された（例えば特許文献１、２参照）。また、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納して持ち運び可能とした可搬型の放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている（例えば特許文献３、４参照）。
　放射線画像撮影装置としては、照射されたＸ線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が知られている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。
　ところで、特許文献５、６では、従来のＣＲ装置で得られた放射線画像に対して、放射線画像中に生じているムラを除去して、ムラがない放射線画像を生成するための放射線画像処理装置等が提案されている。この放射線画像処理装置等では、撮影された放射線画像の中からムラの成分を抽出し、抽出したムラの成分を元の放射線画像から除去することにより、ムラのない放射線画像を生成する。
　ＣＲ装置の場合、輝尽性蛍光体層を有するプレート等に被写体を介して放射線を照射して放射線画像撮影を行い、プレート等が放射線画像読取装置に搬送されて、放射線画像読取装置でプレートから放射線画像が読み出される。
　その際、例えば図２６に示すように、放射線画像読取装置１００では、レーザダイオード１０１から出射したレーザ光をコリメートレンズ１０２で平行光とし、その一部をビームスプリッタ１０３で反射してディテクタ１０４に送り、ディテクタ１０４によるモニタの結果がレーザドライバ回路１０５にフィードバックされてレーザダイオード１０１からのレーザ出力が調整される。
　また、シリンドリカルレンズからなる結像レンズ１０６で平行光の大半は屈折し、ポリゴンミラー１０７の鏡面上で反射し、反射光をｆθレンズ１０８、シリンドリカルミラー１０９を経てプレートＰの像面に照射する。その際、ポリゴンミラー１０９が回転することにより、プレートＰの像面に入射するレーザ光は励起光として像面上を主走査方向Ｘに移動し、読取線Ｚに沿って像面を走査する。
　プレートＰの像面に励起光であるレーザ光が入射すると、プレートＰの輝尽性蛍光体層のレーザ光が入射された位置に蓄積されている放射線エネルギが蛍光として放射される。そして、放射された蛍光は集光器１１０の導光管１１０ａを通って集光器１１０で集光され、集光された蛍光がフォトマルやフォトダイオード１１１に導かれる。フォトダイオード１１１等は、集光された蛍光に感応して出力電流を出力する。
　このようにして、プレートＰ上の各画素ごとの画像データが取得される。なお、主走査方向Ｘに直交する方向が副走査方向Ｙであり、プレートＰは副走査方向Ｙに少しずつ移動されながら、上記のように励起光であるレーザ光の走査を受ける。このようにして、プレートＰ上の各画素の画像データが二次元状に読み取られて、画像データが読み取られる。
　そして、例えば特許文献６に記載された放射線画像処理装置等では、図２７に示すように、読み取られた画像データを二次元状に並べ、例えば副走査方向Ｙに延在する短冊状の各領域Ｓａに分割し、短冊状の各領域Ｓａごとに、副走査方向Ｙに並ぶ各画素の画像データの分布を得る。そして、この画像データの分布に対してハイパスフィルタ処理やローパスフィルタ処理を施す等して、もともとの放射線画像ｐの中からムラの成分を抽出し、抽出したムラの成分を元の放射線画像ｐから除去することで、ムラのない放射線画像ｐを生成することが提案されている。
　ＣＲ装置で撮影された放射線画像ｐに生じるムラは、主に、放射線画像読取装置１００のポリゴンミラー１０７が回転する際に振動したりシリンドリカルミラー１０９が振動するなど、放射線画像読取装置１００の各部材の物理的な振動によって発生するものである。
　そこで、上記の特許文献６に記載の発明を適用する場合、放射線画像読取装置１００の各部材を調整して、それらの振動の周期が例えば高周波側で発生するように構成する等の措置がとられることが多い。放射線画像読取装置１００をこのように構成すると、放射線画像ｐに生じているムラの成分の周期を、例えば高周波側に寄せることができる。
　そして、人体内の臓器や骨等が撮影された画像データでは、画像データの分布はより低周波側（すなわち長周期側）に現れる。そのため、上記の画像データの分布に対して例えばハイパスフィルタ処理を施すことで、ムラの成分は残り、人体内の臓器や骨等が撮影された画像データの成分はカットオフされる。そのため、この場合は、ハイパスフィルタ処理により放射線画像ｐからムラの成分のみを抽出することができる。
特許第３８９０１６３号公報 特開平９－７３１４４号公報 特開２００６－０５８１２４号公報 特開平６－３４２０９９号公報 特開平１０－２７６３３０号公報 特開２００５－３０３４４８号公報
　しかしながら、放射線画像撮影を上記のＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で行う場合、放射線画像撮影装置を構成する各装置や部材を調整して、それらの振動の周期を例えば高周波側で発生するように構成する等の措置をとることは、事実上、困難である。
　また、放射線画像撮影装置では、上記の放射線画像読取装置の場合とは異なる原因で、撮影された放射線画像ｐ上にムラが生じることが分かっている。
　すなわち、放射線画像撮影装置では、通常、例えば後述する図５や図７に示すように、基板４上に複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように設けられ、走査線５と信号線６により区画された各区画ｒに複数の放射線検出素子７が二次元状に配列されて構成される。
　そして、被写体を介して放射線画像撮影装置に放射線が照射されて放射線画像撮影が行われた後、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから、例えば図２８に示すように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにオン電圧が順次印加され、放射線の照射により各放射線検出素子７に蓄積された電荷がそれぞれ各信号線６を介して各読み出し回路１７で読み出されることで、各放射線検出素子７から画像データが順次読み出される。
　その際、走査駆動手段１５の電源回路１５ａ（図７参照）やバイアス電源１４等ではそれぞれ各走査線５やバイアス線９に印加する電圧にノイズが生じている。そして、走査線５のあるラインＬｎにオン電圧が印加されて、走査線５の当該ラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から読み出される各電荷には、読み出し処理の瞬間に電源回路１５ａやバイアス電源１４等で生じているノイズが電荷ノイズとして重畳される。
　そのため、走査線５の当該ラインＬｎに接続されている各放射線検出素子７から読み出される各電荷には、同じ電荷ノイズが重畳される。また、走査線５の次のラインＬn+1にオン電圧が印加されて、走査線５の当該ラインＬn+1に接続されている各放射線検出素子７から読み出される各電荷にも、同様にして、同じ電荷ノイズが重畳される。
　このように、各放射線検出素子７から読み出される各画像データｄには、走査線５の同一のラインＬに接続されている各放射線検出素子７については、同じ電荷ノイズが重畳される。しかし、図２８に示したように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにはそれぞれ異なるタイミングでオン電圧が印加され、各タイミングで、電源回路１５ａやバイアス電源１４等で生じているノイズの大きさが異なる。
　そのため、各画像データそのものではなく、各画像データに重畳されるノイズ成分だけを見ると、同じ走査線５に接続されている各放射線検出素子７では同じノイズが重畳されているが、走査線５が異なると重畳されるノイズの大きさが異なる値になり、図２９に拡大して示すように、放射線画像ｐ上に、走査線５の延在方向に延びる筋状のムラが現れる。
　このように、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で画像データを取得すると、それらの画像データに基づいて生成された放射線画像ｐ上に、走査線５の延在方向に延びる筋状のムラが現れるという特徴がある。なお、図２９では、走査線５の延在方向が矢印Ａで、それに直交する信号線６の延在方向が矢印Ｂで、それぞれ表されている。
　そこで、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で取得された画像データに対する画像処理においては、このように特徴的に現れる筋状のムラを的確に除去することが望まれる。
　本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で撮影された画像データに重畳されている筋状のムラを的確に除去可能な放射線画像処理装置を提供することを目的とする。
　前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像処理装置は、
　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線により区画された各区画に各放射線検出素子が設けられ、前記各放射線検出素子が二次元状に配列された検出部を備える放射線画像撮影装置により撮影された前記各放射線検出素子ごとの各画像データに対して画像処理を行う放射線画像処理装置であって、
　前記各画像データを前記二次元状に配列された複数の放射線検出素子にそれぞれ対応するように二次元状に配列した場合に、前記各画像データが二次元状に配列されて形成された領域を、少なくとも前記検出部上での前記走査線の延在方向において所定個数の前記画像データごとに区分して、前記領域を各区分領域に分割する分割手段と、
　前記各区分領域内の前記各画像データのうち、同一の前記走査線の延在方向に並ぶ前記各画像データの平均値を算出する処理を前記各走査線ごとに行い、前記各区分領域ごとに行う平均値算出手段と、
　前記各区分領域ごとに算出した前記各走査線ごとの前記各画像データの平均値の前記信号線の延在方向のプロファイルにおいて、撮影された対象物とその周囲との境界部分に生じる前記各画像データの平均値の差分を圧縮した前記プロファイルを前記各区分領域ごとに作成するエッジ圧縮手段と、
　前記差分が圧縮された前記プロファイルに対して適応フィルタを施す処理を前記各区分領域ごとに行うフィルタ処理手段と、
　前記適応フィルタが施された前記プロファイル上の各データに基づいて、前記領域における他の位置の各データを復元して、二次元状に配列された各補正データを作成する補正データ作成手段と、
を備え、
　前記二次元状に配列された前記各画像データから、対応する位置の前記補正データを減算処理して、前記各放射線検出素子ごとにノイズが除去された前記各画像データを生成することを特徴とする。
　本発明のような方式の放射線画像処理装置によれば、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で撮影された画像データに対して、分割手段や平均値算出手段、エッジ圧縮手段、フィルタ処理手段、補正データ作成手段の各手段での各処理を行い、画像データから、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置特有の走査線の延在方向に延びる筋状のムラ（図２９参照）の成分のみを的確に抽出して、筋状のムラの成分のみからなる補正データを作成することが可能となる。
　そのため、画像データからそれぞれ対応する補正データを減算処理することによって、画像データから、それに重畳されている筋状のムラを的確に除去することが可能となり、筋状のムラが除去された画像データを的確に生成することが可能となる。そして、筋状のムラが除去された画像データに基づいて放射線画像を生成することで、放射線画像上から筋状のムラが的確に除去することが可能となり、筋状のムラのない放射線画像を生成することが可能となる。
放射線画像処理装置が処理する放射線画像を撮影するための放射線画像撮影システムの全体構成の例を示す図である。 放射線画像撮影装置の外観斜視図である。 図２の放射線画像撮影装置を反対側から見た外観斜視図である。 図２におけるＸ－Ｘ線に沿う断面図である。 放射線画像撮影装置の基板の構成を示す平面図である。 ＣＯＦやＰＣＢ基板等が取り付けられた基板を説明する側面図である。 放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。 放射線画像撮影装置のコネクタとブッキー装置のコネクタとが接続された状態を表す外観斜視図である。 本実施形態における放射線画像処理装置での画像データに対する画像処理の手順を示すフローチャートである。 放射線画像処理装置の機能的な構成を示すブロック図である。 二次元状に配列された元画像データおよびその領域、走査線の延在方向、信号線の延在方向を説明する図である。 元画像データの領域を分割して作成された各区分領域を説明する図である。 区分領域内の同一の走査線の延在方向に並ぶ各元画像データの平均値を算出する処理を説明する図である。 算出した平均値を信号線の延在方向に並べた場合の平均値の信号線の延在方向のプロファイルの例を示す図である。 区分領域内の同一の信号線の延在方向に並ぶ各元画像データの平均値を算出する場合を説明する図である。 エッジ圧縮処理が行われた後の平均値の信号線の延在方向のプロファイルの例を示すグラフである。 フィルタ処理後のデータの信号線の延在方向のプロファイルの例を示すグラフである。 区分領域ごとの補正データの信号線の延在方向のプロファイルの例を示すグラフである。 フィルタ処理後のプロファイル上のデータを各区分領域の走査線方向の中央の位置に信号線の延在方向に並べた状態等を説明する図である。 再平均化手段を設けた場合の放射線画像処理装置の機能的な構成を示すブロック図である。 各走査線が分割されて構成されている放射線画像撮影装置の基板の構成を示す平面図である。 図２１に示した放射線画像撮影装置で撮影され、前処理が施されただけの元画像データに基づいて生成された放射線画像を拡大して示す写真である。 図２１に示した放射線画像撮影装置で撮影され、検出部の各領域を区別せずに処理された元画像データに基づいて生成された放射線画像を拡大して示す写真である。 図２１に示した放射線画像撮影装置で撮影され、検出部の各領域で別々に処理された元画像データに基づいて生成された放射線画像を拡大して示す写真である。 オフセット補正値から筋状のムラをより厳密に除去するための処理の手順を示すフローチャートである。 放射線画像読取装置の構成を示す図である。 二次元状に並べた画像データを短冊状の各領域に分割することを説明する図である。 ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置での画像データの読み出し処理で各走査線にオン電圧を印加するタイミングを表すタイミングチャートである。 ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で撮影された画像データに基づいて生成された放射線画像上に現れる走査線の延在方向に延びる筋状のムラを表す図である。
　以下、本発明に係る放射線画像処理装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。ただし、本発明は以下の図示例のものに限定されるものではない。
　以下では、放射線画像処理装置について説明する前に、放射線画像処理装置が処理する放射線画像を撮影するための放射線画像撮影システムについて説明する。本実施形態では、放射線画像撮影システム５０は、病院や医院等に設けられることが想定されており、放射線画像撮影装置１を用いて、患者の身体等を撮影する場合が想定されている。
　なお、以下では、放射線画像撮影装置１が、シンチレータ等を備え、照射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換し光電変換素子で電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置である場合について説明するが、直接型の放射線画像撮影装置であってもよい。また、以下では、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、支持台等と一体的に形成された放射線画像撮影装置であってもよい。
　また、以下では、後述するように、放射線画像処理装置７０が、撮影室Ｒａと１対１に対応付けられて前室Ｒｂ内に設けられており、放射線画像処理装置７０が撮影室Ｒａ内等の各装置を制御するコンピュータ（いわゆるコンソール）の機能を兼用する場合について説明する。
　しかし、例えば、撮影室Ｒａに対応付けられ、撮影室Ｒａ内等の各装置を制御するコンソールは別に設けておき、放射線画像処理装置７０を撮影室Ｒａや前室Ｒｂとは別の場所に設置し、放射線画像処理装置７０とコンソールとをＬＡＮ（Local Area Network）等のネットワークを介して接続するように構成することも可能である。
　さらに、例えば、放射線画像処理装置７０と複数の撮影室Ｒａや、複数の放射線画像処理装置７０と複数の撮影室Ｒａとをネットワークを介して接続するように構成することも可能であり、放射線画像撮影システム５０は、放射線画像処理装置７０で放射線画像ｐを適切に画像処理できるように適宜構成される。
　撮影室Ｒａは、患者の身体の一部である被写体（すなわち患者の撮影部位）に放射線を照射して放射線画像撮影を行う部屋であり、被写体に放射線を照射するための放射線照射装置の放射線発生装置５７の放射線源５２等が配置されている。また、撮影室Ｒａには、放射線画像撮影装置１を装填可能なブッキー装置５１が設けられている。
　ここで、放射線画像撮影装置１について説明する。図２は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図３は、放射線画像撮影装置を反対側から見た外観斜視図である。また、図４は、図２のＸ－Ｘ線に沿う断面図である。放射線画像撮影装置１は、図２～図４に示すように、筐体状のハウジング２内にシンチレータ３や基板４等で構成されるセンサパネルＳＰが収納されている。
　図２や図３に示すように、本実施形態では、筐体２のうち、放射線入射面Ｒを有する中空の角筒状のハウジング本体部２Ａは、放射線を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されており、ハウジング本体部２Ａの両側の開口部を蓋部材２Ｂ、２Ｃで閉塞することで筐体２が形成されている。なお、筐体２をこのようないわゆるモノコック型として形成する代わりに、例えば、フレーム板とバック板とで形成された、いわゆる弁当箱型とすることも可能である。
　図２に示すように、筐体２の一方側の蓋部材２Ｂには、電源スイッチ３７や選択スイッチ３８、コネクタ３９、バッテリ状態や放射線画像撮影装置１の稼働状態等を表示するＬＥＤ等で構成されたインジケータ４０等が配置されている。
　また、図３に示すように、筐体２の反対側の蓋部材２Ｃには、画像データ等を放射線画像処理装置７０に無線で転送するための通信手段であるアンテナ装置４１が埋め込まれている。なお、画像データ等を放射線画像処理装置７０に有線方式で転送するように構成することも可能であり、その場合、例えば、前述したコネクタ３９にケーブル等を接続して送受信するように構成される。また、アンテナ装置４１を設ける場合には、アンテナ装置４１の筐体２上の配置場所や配置する個数は適宜決められる。
　筐体２の内部には、図４に示すように、センサパネルＳＰの基板４の下方側に基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４等が取り付けられている。本実施形態では、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒ側には、それらを保護するためのガラス基板３５が配設されており、センサパネルＳＰと筐体２の側面との間には、それらがぶつかり合うことを防止するための緩衝材３６が設けられている。
　シンチレータ３は、基板４の後述する検出部Ｐに貼り合わされるようになっている。本実施形態では、シンチレータ３は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００～８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。
　基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図５に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各区画ｒには、放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。
　このように、走査線５と信号線６で区画された各区画ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた区画ｒの全体、すなわち図５に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。
　本実施形態では、放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、後述する図７に示すように、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。
　そして、ＴＦＴ８は、後述する走査駆動手段１５から走査線５を介してゲート電極８ｇにオン電圧が印加されるとオン状態となり、ソース電極８ｓやドレイン電極８ｄを介して放射線検出素子７内に蓄積されている電荷を信号線６に放出させるようになっている。また、ＴＦＴ８は、接続された走査線５を介してゲート電極８ｇにオフ電圧が印加されるとオフ状態となり、放射線検出素子７から信号線６への電荷の放出を停止して、放射線検出素子７内に電荷を保持するようになっている。
　本実施形態では、列状に配置された複数の放射線検出素子７にそれぞれバイアス線９が接続されており、図５に示すように、各バイアス線９は、基板４の検出部Ｐの外側の位置で１本の結線１０に結束されている。
　また、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう）１１に接続されている。各入出力端子１１には、図６に示すように、ＩＣ１２ａ等のチップがフィルム上に組み込まれたＣＯＦ（Chip On Film）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。
　また、ＣＯＦ１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置１のセンサパネルＳＰの基板４部分が形成されている。なお、図６では、電子部品３２等の図示が省略されている。
　ここで、図７を用いて放射線画像撮影装置１の回路構成について説明する。各放射線検出素子７の一方の電極にはそれぞれバイアス線９が接続されており、各バイアス線９は結線１０に結束されてバイアス電源１４に接続されている。バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の電極にそれぞれバイアス電圧（本実施形態では逆バイアス電圧）を印加するようになっている。
　また、各放射線検出素子７の他方の電極はＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図７中ではＳと表記されている。）に接続されており、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇ（図７中ではＧと表記されている。）は、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから延びる走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにそれぞれ接続されている。また、各ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄ（図７中ではＤと表記されている。）は各信号線６にそれぞれ接続されている。
　走査駆動手段１５は、ゲートドライバ１５ｂにオン電圧やオフ電圧を供給する電源回路１５ａと、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧の間で切り替えるゲートドライバ１５ｂとを備えている。ゲートドライバ１５ｂは、前述したように、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘを介してＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えて、各ＴＦＴ８のオン状態とオフ状態とを制御するようになっている。
　そして、被写体を介して放射線画像撮影装置１に放射線が照射されて放射線画像撮影が行われた後の読み出し処理では、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂは、例えば図２８に示したように走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにオン電圧を順次印加して、放射線の照射により各放射線検出素子７内に蓄積された電荷をそれぞれ各信号線６に放出させるようになっている。
　各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。読み出し回路１７は、増幅回路１８と、相関二重サンプリング（Correlated Double Sampling）回路１９と、アナログマルチプレクサ２１と、Ａ／Ｄ変換器２０とで構成されている。
　放射線画像撮影の際に、被写体を介して放射線画像撮影装置１に放射線が照射されると、シンチレータ３で放射線が他の波長の電磁波に変換され、変換された電磁波がその直下の放射線検出素子７に照射される。そして、照射された放射線の線量（すなわち電磁波の光量）に応じて放射線検出素子７内で電荷が発生する。
　そして、各放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し処理において、上記のように走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂから走査線５の所定のラインＬｎにオン電圧が印加されると、走査線５の当該ラインＬｎを介してそれに接続されている各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇにオン電圧が印加されて各ＴＦＴ８がオン状態となり、オン状態となった各ＴＦＴ８と接続されている放射線検出素子７から各ＴＦＴ８を介して信号線６に電荷が放出される。
　そして、放射線検出素子７から放出された電荷量に応じて増幅回路１８から電圧値が出力され、それを相関二重サンプリング回路１９で相関二重サンプリングしてアナログ値の画像データＤがマルチプレクサ２１に出力される。マルチプレクサ２１から順次出力された画像データＤは、Ａ／Ｄ変換器２０で順次デジタル値の画像データＤに変換され、記憶手段２３に出力されて順次保存されるようになっている。
　制御手段２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等により構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。
　制御手段２２は、放射線画像撮影装置１の走査駆動手段１５や読み出し回路１７等の各機能部の動作等を制御するようになっている。制御手段２２には、ＤＲＡＭ（Dynamic ＲＡＭ）等で構成される記憶手段２３や、放射線画像撮影装置１の各機能部に電力を供給するバッテリ２４が接続されている。また、制御手段２２には、前述したアンテナ装置４１が接続されている。
　制御手段２２は、放射線画像撮影が行われると、上記のようにして、各放射線検出素子７から電荷すなわち画像データＤを読み出す読み出し処理を行うようになっている。また、本実施形態では、制御手段２２は、各放射線検出素子７から読み出して記憶手段２３に保存した各画像データＤに基づいて、各画像データＤを所定の割合で間引いてプレビュー用の間引きデータＤｔを作成するようになっている。
　本実施形態では、制御手段２２は、放射線画像撮影が終了して各放射線検出素子７から画像データＤが読み出して記憶手段２３に保存すると、速やかに間引きデータＤｔを作成し、間引きデータＤｔを後述する放射線画像処理装置７０に送信するようになっている。
　なお、本実施形態では、後述するように、放射線画像撮影装置１がブッキー装置５１に装填されている場合は、制御手段２２はブッキー装置５１を介して間引きデータＤｔや画像データＤ等を放射線画像処理装置７０に送信し、放射線画像撮影装置１がブッキー装置５１に装填されておらず単独で用いられている場合は、制御手段２２はアンテナ装置４１を介して間引きデータＤｔ等を送信するようになっている。
　間引きデータＤｔは、例えば、二次元状に配列された各放射線検出素子７に対応して各画像データＤを配列した場合に３×３画素や４×４画素ごとに１画素分の画像データＤを抽出するようにして作成してもよく、或いは、走査線５の各ラインＬ１、Ｌ４、Ｌ７、…にそれぞれ接続された各放射線検出素子７からの画像データＤのように、走査線５の所定の間隔ごとの各ラインＬｎに接続された各放射線検出素子７からの画像データＤを抽出して作成するように構成することも可能である。
　また、本実施形態では、制御手段２２は、間引きデータＤｔを放射線画像処理装置７０に送信した後、当該間引きデータＤｔの作成の基となった対応する画像データＤを放射線画像処理装置７０に自動的に送信するようになっている。
　一方、本実施形態では、制御手段２２は、１回の放射線画像撮影が終了するごとに、或いは、一連の放射線画像撮影が終了した時点で、これらの放射線画像撮影で得られた画像データＤに重畳されている暗電荷等に起因するオフセット分を補正するためのオフセット補正値Ｏを得るために、いわゆるダーク読取処理を自動的に行うようになっている。なお、単独或いは一連の放射線画像撮影が開始される前に、ダーク読取処理を行うように構成することも可能である。
　ダーク読取処理では、放射線画像撮影装置１の各ＴＦＴ８をオフ状態とし、放射線画像撮影装置１に放射線が照射されない状態で所定時間放置した後、上記の読み出し処理と同様にして、各放射線検出素子７から、それらに蓄積された暗電荷等がいわゆるダーク読取値ｄとして読み出され、記憶手段２３に保存される。
　そして、制御手段２２は、読み出した各放射線検出素子７ごとのダーク読取値ｄをオフセット補正値Ｏとしたり、或いは、ダーク読取処理を複数回行って、各放射線検出素子７ごとに得られた複数のダーク読取値ｄを平均化する等して、オフセット補正値Ｏを算出して放射線画像処理装置７０に送信するようになっている。
　次に、放射線画像撮影システム５０における各装置等について説明する。
　図１に示すように、ブッキー装置５１は、本実施形態では、カセッテ保持部（カセッテホルダともいう。）５１ａに可搬型の放射線画像撮影装置１を装填して用いることができるようになっている。本実施形態では、図１に示すように、撮影室Ｒａには、ブッキー装置５１として立位撮影用と臥位撮影用のブッキー装置５１Ａ、５１Ｂが設置されているが、いずれか一方のみが設けられていてもよい。
　本実施形態では、放射線画像撮影装置１は、ブッキー装置５１に装填して用いられる場合には、図８に示すように、放射線画像撮影装置１をブッキー装置５１に装填する前に、ブッキー装置５１から延びるケーブルの先端に設けられたコネクタ５１ｂを放射線画像撮影装置１のコネクタ３９に接続するようになっている。
　なお、例えば、ブッキー装置５１のカセッテ保持部５１ａの内部にコネクタ５１ｂを設けておき、放射線画像撮影装置１をカセッテ保持部５１ａに装填すると放射線画像撮影装置１のコネクタ３９とコネクタ５１ｂが自動的に接続されるように構成することも可能である。
　図１に示すように、撮影室Ｒａには、被写体に放射線を照射する放射線源５２が少なくとも１つ設けられており、本実施形態では、放射線源５２のうち、１つの放射線源５２Ａは、例えば撮影室Ｒａの天井からつり下げられて配置されており、その照射方向等を変えることにより、立位撮影用のブッキー装置５１Ａや臥位撮影用のブッキー装置５１Ｂに装填された放射線画像撮影装置１に対して放射線を照射することができるようになっている。
　また、本実施形態では、ポータブルの放射線発生装置５２Ｂも設けられており、ポータブルの放射線発生装置５２Ｂは、撮影室Ｒａ内のいかなる場所にも持ち運びでき、任意の方向に放射線を照射できるようになっている。そして、ブッキー装置５１に装填されていない単独の状態の放射線画像撮影装置１を被写体である患者の身体の部分にあてがったり、臥位撮影用のブッキー装置５１Ｂや図示しないベッドと患者の身体との間に差し込んだりした状態で、ポータブルの放射線発生装置５２Ｂから放射線を照射することができるようになっている。
　撮影室Ｒａ内には、放射線画像撮影装置１と放射線画像処理装置７０との通信を中継する無線アンテナ５３を備えた基地局５４が設けられている。なお、本実施形態では、ブッキー装置５１と基地局５４とはケーブル等で接続されており、放射線画像撮影装置１をブッキー装置５１に装填して用いる場合には、放射線画像撮影装置１から出力された間引きデータＤｔ等は、ブッキー装置５１や基地局５４等を介して放射線画像処理装置７０に送信される。
　また、基地局５４には、クレードル５５が接続されている。クレードル５５は撮影室Ｒａと前室Ｒｂのいずれに設置されてもよく、撮影室Ｒａに設置される場合には、放射線発生装置５２から照射される放射線が到達しない位置、すなわち、例えば撮影室Ｒａのコーナーの位置等に設置される。
　図１に示すように、前室（操作室等ともいう。）Ｒｂには、放射線源５２に対して放射線の照射開始等を指示するための曝射スイッチ５６等を備えた放射線発生装置の操作卓５７が設けられている。そして、放射線技師等の操作者は、曝射スイッチ５６を操作することにより放射線源５２から放射線画像撮影装置１に放射線を照射するようになっている。
　また、前述したように、本実施形態では、放射線画像処理装置７０は、前室Ｒｂに設けられており、図示しないＣＰＵやＲＯＭ、ＲＡＭ、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータ等で構成されている。ＲＯＭには所定のプログラムが格納されており、放射線画像処理装置７０は、必要なプログラムを読み出してＲＡＭの作業領域に展開してプログラムに従って各種処理を実行するようになっている。
　放射線画像処理装置７０には、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等からなる表示部７０ａが設けられており、その他、キーボードやマウス等の図示しない入力手段等が接続されている。また、放射線画像処理装置７０には、ハードディスク等で構成された記憶手段７０ｂが接続されており、その他、図示を省略するが、他のコンピュータや、放射線画像処理装置７０から出力された画像データに基づいて放射線画像をフィルム等の画像記録媒体に記録して出力するイメージャ等の外部機器が、ＬＡＮ等を介して接続されている。
　本実施形態では、放射線画像処理装置７０は、前述したように、放射線画像撮影装置１から間引きデータＤｔが送信されてくると、間引きデータＤｔに基づいて表示部７０ｂ上にプレビュー画像を表示するようになっている。このプレビュー画像の表示は、放射線技師等の操作者がプレビュー画像を見て放射線画像撮影が正常に行われたか否かを確認して再撮影の要否等を判断するために行われるものであり、操作者は、再撮影が必要であると判断すると、当該放射線画像撮影を再度行う。
　また、操作者が再撮影は不要であると判断して、放射線画像処理装置７０に対して当該放射線画像撮影について画像処理を行う旨の入力が行われると、放射線画像処理装置７０は、当該放射線画像撮影で得られた画像データＤに対して画像処理を行うようになっている。
　本実施形態では、放射線画像処理装置７０は、図９に示すフローチャートに従って画像データＤに対する画像処理を行うようになっている。
　そして、放射線画像処理装置７０は、図１０に示すように、機能的に、少なくとも分割手段７１、平均値算出手段７２、エッジ圧縮手段７３、フィルタ処理手段７４および補正データ作成手段７５を備えて構成されている。
　そして、図９のムラ除去処理（ステップＳ３）では、これらの各手段７１～７５で、後述するように前処理が行われた画像データＤ（すなわち後述する元画像データＤori）から、前述した筋状のムラ（図２９参照）の成分のみからなる補正データＤｓを作成して、各元画像データＤoriからそれぞれ対応する補正データＤｓを減算処理することによって、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成するようになっている。
　以下、放射線画像処理装置７０における画像データＤに対する画像処理について詳しく説明する。また、本実施形態に係る放射線画像処理装置７０の作用について説明する。
　なお、本発明に特徴的な処理は、上記のようにムラ除去処理（ステップＳ３）であり、その他の処理は、放射線画像撮影で得られた画像データＤに対する通常の画像処理で行われる公知の処理であるため、簡単に説明したり、或いは説明を省略する。
　放射線画像処理装置７０は、上記のように、放射線画像撮影装置１から各放射線検出素子７ごとの画像データＤ（すなわちいわゆるrawデータ）とオフセット補正値Ｏが送信されてくると、それらの各データを記憶手段７０ｂに保存して、まず、ゲイン・オフセット補正処理（ステップＳ１）を行う。
　ゲイン・オフセット補正処理（ステップＳ１）では、放射線画像処理装置７０は、記憶手段７０ｂに記憶されている当該放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７ごとのゲイン補正値Ｇを読み出して、下記（１）式に従って、画像データＤに基づいて元画像データＤoriを各放射線検出素子７ごとに算出する。
　　Ｄori＝Ｇ×（Ｄ－Ｏ）　　…（１）
　なお、元画像データＤoriとは、下記のムラ除去処理（ステップＳ３）で、補正データＤｓを作成する基となる画像データという意味であり、作成された補正データが減算処理されて筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成する基となる画像データという意味である。
　次に、放射線画像処理装置７０は、欠陥補正処理（ステップＳ２）では、記憶手段７０ｂに記憶されている欠陥画素マップを参照して、欠陥画素の補正を行う。ここで、欠陥画素とは、異常な画像データＤが読み出される放射線検出素子７、或いはその放射線検出素子７から読み出された異常な画像データＤのことをいう。
　欠陥補正処理（ステップＳ２）では、放射線画像処理装置７０は、欠陥画素マップを参照して、欠陥画素としてマップ上に示されている異常な放射線検出素子７の元画像データＤoriを無効として廃棄し、当該異常な放射線検出素子７に検出部Ｐ上で隣接する正常な放射線検出素子７の元画像データＤoriで線形補間する等して、異常な放射線検出素子７の元画像データＤoriとする。
　放射線画像処理装置７０は、続いて、本発明に特徴的なムラ除去処理（ステップＳ３）を行う。なお、このムラ除去処理（ステップＳ３）は、上記のようにゲイン・オフセット補正処理（ステップＳ１）や欠陥補正処理（ステップＳ２）を行った後に行うことが好ましい。
　また、後述する対数変換処理等（ステップＳ４）が行われた後に行うと、上記（１）式に従って算出された元画像データＤoriのうち、値が相対的に小さい元画像データＤoriは値の差異が増幅され、値が相対的に大きい元画像データＤoriは値の差異が圧縮されるため、筋状のムラを補正しづらくなる。そのため、このムラ除去処理（ステップＳ３）は、対数変換処理等（ステップＳ４）を行う前に行うことが好ましい。
　ムラ除去処理（ステップＳ３）は、分割手段７１から補正データ作成手段７５までの各手段で、前述したように元画像データＤoriから、前述した筋状のムラ（図２９参照）の成分のみからなる補正データＤｓを作成する。そして、各元画像データＤoriからそれぞれ対応する補正データＤｓを減算処理することによって、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成する処理である。
　まず、補正データＤｓを作成するための前提として、図１１に示すように、各元画像データＤoriを、検出部Ｐ（図５や図７参照）上で二次元状に配列された複数の放射線検出素子７にそれぞれ対応するように、二次元状に配列した場合を考える。
　なお、検出部Ｐ上で、ｍ本目の信号線６とｎ本目の走査線５（すなわち走査線５のラインＬｎ）との交点の位置にある放射線検出素子７（ｍ，ｎ）に対応する各元画像データＤoriをＤori（ｍ，ｎ）と表す。また、図１１中では、元画像データＤori（ｍ，ｎ）が単に（ｍ，ｎ）で表されている。
　また、元画像データＤori（ｍ，ｎ）を図１１に示したように配列させた場合、検出部Ｐ上での走査線５の延在方向（以下、走査線方向という。）は図中の矢印Ａで表され、信号線６の延在方向（以下、信号線方向という。）は図中の矢印Ｂで表される。
　放射線画像処理装置７０の分割手段７１は、図１１に示したように各元画像データＤori（ｍ，ｎ）が二次元状に配列されて形成された領域Ｑを、図１２に示すように、少なくとも走査線方向Ａにおいて所定個数の元画像データＤoriごとに区分して、領域Ｑを各区分領域Ｓｋに分割するようになっている。
　区分領域Ｓｋの走査線方向Ａにおける元画像データＤoriの所定個数は、適宜の個数に設定され、例えば２０個等に設定される。また、図１２に示したように、区分領域Ｓｋの信号線方向Ｂは、領域Ｑの信号線方向Ｂの全ての元画像データＤoriとすることも可能であり、区分領域Ｓｋを信号線方向Ｂにおいても所定個数の元画像データＤoriごとに区分して、区分領域Ｓｋを信号線方向Ｂにも分割するように構成してもよい。
　放射線画像処理装置７０の平均値算出手段７２は、図１３に示すように、分割手段７１が領域Ｑを分割して作成した各区分領域Ｓｋ内の各元画像データＤori（ｍ，ｎ）のうち、同一の走査線５のラインＬｎの延在方向に並ぶ各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の平均値Ｄａを算出する。そして、この処理を走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘ（図７参照）ごとに行う。
　このように、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａを算出すると、各平均値Ｄａは、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘごとの値となり、ライン番号ｎの変数になる。そのため、以下、走査線５のラインＬｎについての平均値ＤａをＤａ(n)と表す。また、それらの平均値Ｄａ(n)を信号線方向Ｂに並べると、図１４に示すように、各平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルが得られる。なお、各平均値Ｄａ(n)の算出は、各区分領域Ｓｋごとに行われる。
　図２９に示したように、本実施形態のようなＦＰＤ型の放射線画像撮影装置１では、走査線方向Ａに延びる筋状のムラが特徴的に現れる。そのような状況において、前述したように、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の平均値を算出する際に、仮に、図１５に示すように、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の信号線方向Ｂの平均値Ｄｂ(m)を算出するように構成してしまうと、平均値Ｄｂ(m)の算出の際に走査線方向Ａに延びる筋状のムラの成分が互いに打ち消しあってしまうため、元画像データＤoriから筋状のムラの成分を抽出することができない。
　それに対し、図１３に示したように、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａを算出すると、平均値Ｄａ(n)の算出の際に、走査線方向Ａに延びる筋状のムラの成分が互いに打ち消しあうことはなく、算出された平均値Ｄａ(n)に、筋状のムラの成分がそのまま残存するため、元画像データＤoriから筋状のムラの成分を抽出することが可能となる。
　なお、ゲイン・オフセット処理（図９のステップＳ１）や欠陥補正処理（ステップＳ２）を施されただけの元画像データＤoriには、筋状のムラの成分だけでなく、種々のノイズ成分が重畳されているが、上記のように、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａを算出することにより、筋状のムラの成分は残存するが、その他の種々のノイズ成分は互いに打ち消しあうため低減される。
　そのため、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａを算出することにより、平均値Ｄａは、ノイズ成分として、主に筋状のムラの成分を含むデータとなる。
　また、このようにして、各平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルを得ると、例えば患者の人体内の臓器や骨等が撮影された部分とそれ以外の部分とで、平均値Ｄａ(n)が異なる値になる。なお、図１４では、臓器や骨等が撮影されている部分の平均値Ｄａ(n)がその周囲の部分の平均値Ｄａ(n)よりも大きな値とされる場合が示されている。
　次に、放射線画像処理装置７０のエッジ圧縮手段７３は、上記のように、各区分領域Ｓｋごとに算出した平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルにおいて、撮影された患者の人体内の臓器や骨等の対象物とその周囲との境界部分に生じる上記の平均値Ｄａ(n)の差分を圧縮したプロファイルを、各区分領域Ｓｋごとに作成するようになっている。
　具体的には、エッジ圧縮手段７３は、例えば、上記のように、各区分領域Ｓｋごとに算出した平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルを、例えばｎが小さい方から順に見ていった場合に、ある平均値Ｄａ(n)からその直前の平均値Ｄａ(n-1)を減算して算出した差分Ｄａ(n)－Ｄａ(n-1)の絶対値｜Ｄａ(n)－Ｄａ(n-1)｜が、予め設定された閾値ΔＤａth以上に大きい場合には、当該平均値Ｄａ(n)を含むそれ以降の各平均値Ｄａ(n)、Ｄａ(n+1)、Ｄａ(n+2)、…から前記差分を減算して、差分を圧縮したプロファイルを作成するように構成される。なお、以下、この差分を圧縮した後の平均値を、平均値Ｄａ(n)と区別するために、平均値ＤＡ(n)と表す。
　すなわち、区分領域Ｓｋの各平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルが、例えば図１４に示したように算出された場合、そのプロファイルを例えばｎが小さい方から順に見ていった場合、ｎ＝ａやｎ＝ｂの所で平均値Ｄａ(n)が大きく変化している。そして、例えばｎ＝ａの所では、平均値Ｄａ(a)からその直前の平均値Ｄａ(a-1)を減算して算出した差分Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)の絶対値｜Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)｜が、予め設定された閾値ΔＤａth以上に大きくなる。
　そのため、エッジ圧縮手段７３は、平均値Ｄａ(a)とそれ以降の各平均値Ｄａ(a+1)、Ｄａ(a+2)、…から、それぞれ差分Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)を減算して、圧縮後の平均値ＤＡ(a)を算出する。
　この場合、例えばｎ＝ａでの平均値Ｄａ(a)から差分Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)を減算すると、圧縮後の平均値ＤＡ(a)は、
　　ＤＡ(a)＝Ｄａ(a)－（Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)）
　∴ＤＡ(n)＝Ｄａ(a-1)　　…（２）
となり、直前のｎ＝ａ－１における平均値Ｄａ(a-1)に等しくなる。
　また、平均値Ｄａ(a+1)、Ｄａ(a+2)、…についても、
　　ＤＡ(a+1)＝Ｄａ(a+1)－（Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)）　…（３）
　　ＤＡ(a+2)＝Ｄａ(a+2)－（Ｄａ(a)－Ｄａ(a-1)）　…（４）
等の各減算処理が行われて、圧縮後の平均値ＤＡ(a+1)、ＤＡ(a+2)、…が算出される。また、平均値Ｄａ(b)を含むそれ以降の各平均値Ｄａ(b)、Ｄａ(b+1)、Ｄａ(b+2)、…についても同様の処理が行われて、圧縮後の平均値ＤＡ(b)、ＤＡ(b+1)、ＤＡ(b+2)、…が算出される。
　エッジ圧縮手段７３でこのように処理が行われることで、例えば図１４に示した区分領域Ｓｋの平均値Ｄａ(n)のプロファイルから、図１６に示すような差分を圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイルが作成される。エッジ圧縮手段７３は、この処理を、各区分領域Ｓｋごとに行うようになっている。
　上記のように患者の人体内の臓器や骨等を撮影した画像では、臓器や骨等が撮影された部分と、それ以外の部分が撮影された部分との境界、すなわちいわゆるエッジの部分で、隣接する平均値Ｄａ(n)同士の値が大きく変化する。一方、筋状のムラの成分でも隣接する平均値Ｄａ(n)同士で異なる値になるが、これらの臓器や骨等のエッジ部分における隣接する平均値Ｄａ(n)同士の値の差分は、筋状のムラの成分の場合の差分より格段に大きくなる。
　そのため、上記の閾値ΔＤａthとして、臓器や骨等のエッジ部分における隣接する平均値Ｄａ(n)同士の値の差分と、筋状のムラの成分における隣接する平均値Ｄａ(n)同士の値の差分とを的確に区別できるような適切な値が設定される。
　そして、このように設定することで、筋状のムラの成分については、上記のエッジ圧縮処理が行われずに圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイル中に残り、臓器や骨等のエッジ部分については、上記のエッジ圧縮処理が行われて、圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイル中から除去することが可能となる。
　このようにして、上記のようなエッジ圧縮処理を行うことにより、圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイルに基づいて作成される後述する補正データＤｓ中に、臓器や骨等のエッジ部分が残らないようにすることが可能となり、補正データＤｓを、筋状のムラの成分のみのデータとすることが可能となる。
　なお、放射線画像処理装置７０のエッジ圧縮手段７３におけるエッジ圧縮処理は、上記のように、ある平均値Ｄａ(n)からその直前の平均値Ｄａ(n-1)を減算して算出した差分Ｄａ(n)－Ｄａ(n-1)に基づいて行う代わりに、例えば、平均値Ｄａ(n)のプロファイルにおける低周波成分を圧縮する、いわゆるダイナミック圧縮処理によって行うように構成することも可能である。
　また、例えば、注目するｎを含む例えばｎ－５～ｎ＋５等の所定の範囲における平均値Ｄａ(n)の平均値を算出し、当該ｎにおける平均値Ｄａ(n)と当該所定範囲における平均値Ｄａ(n)の平均値との差分を算出し、その差分の絶対値が予め設定された閾値を越えた場合に、上記のようにエッジを圧縮するように構成することも可能である。
　このように、エッジ圧縮手段７３におけるエッジ圧縮処理は、上記のように、各区分領域Ｓｋごとに算出した平均値Ｄａ(n)の信号線方向Ｂのプロファイルにおいて、撮影された患者の人体内の臓器や骨等の対象物とその周囲との境界部分に生じる上記の平均値Ｄａ(n)の差分を圧縮したプロファイルを適切に作成することができるものであればよく、特定の手法に限定されない。
　次に、放射線画像処理装置７０のフィルタ処理手段７４は、上記のように作成された圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイルに対して、適応フィルタを施す処理を、各区分領域Ｓｋごとに行うようになっている。
　本実施形態では、上記の適応フィルタとしてウィナーフィルタが用いられるようになっている。ウィナーフィルタは、よく知られているように、ノイズが重畳されていない真のデータとノイズが重畳されているデータとの二乗誤差を最小にする適応フィルタであり、本実施形態の場合に適用する場合には、ウィナーフィルタは、例えば下記（５）式で表されるような形になる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここで、Ｄｆ(n)はフィルタ処理後のデータの値を表し、ＤＡaveは各区分領域Ｓｋごとの圧縮後の平均値ＤＡ(n)の平均値を表し、σｖ２は予め設定された分散の値を表し、σ２(n)はＤＡ(n)の分散を表す。すなわち、ＤＡ(n)の分散σ２(n)は、ｎを含む微小範囲（例えばｎ－５～ｎ＋５の範囲）の（ＤＡ(n)－ＤＡave）２の総和Σ（ＤＡ(n)－ＤＡave）２である。
　そして、ＤＡ(n)の分散σ２(n)が設定された分散σｖ２に比べて非常に大きい場合（すなわちσ２(n)＞＞σｖ２の場合）には、上記（５）式は、
　　Ｄｆ(n)≒ＤＡ(n)　　…（６）
となり、フィルタ処理後のデータＤｆ(n)は、元の圧縮後の平均値ＤＡ(n)に近い値になる。
　また、ＤＡ(n)の分散σ２(n)が設定された分散σｖ２とほぼ等しい場合（すなわちσ２(n)≒σｖ２の場合）には、上記（５）式は、
　　Ｄｆ(n)≒ＤＡave　　…（７）
となり、フィルタ処理後のデータＤｆ(n)は、圧縮後の平均値ＤＡ(n)の平均値ＤＡaveに近い値になる。
　上記（５）式に従って算出されるフィルタ処理後のデータＤｆ(n)は、上記のように各区分領域Ｓｋにおける筋状のムラ等のノイズが重畳されていない真のデータであり、図１７に示すようなプロファイルになる。
　一方、このムラ除去処理（ステップＳ３）で得たいのは、逆に、前述した筋状のムラ（図２９参照）の成分のみからなる補正データＤｓである。
　そこで、放射線画像処理装置７０のフィルタ処理手段７４は、下記（８）式に従って、図１６に示した圧縮後の平均値ＤＡ(n)から、上記のようにして算出した筋状のムラ等のノイズが重畳されていない真のデータであるフィルタ処理後のデータＤｆ(n)（図１７参照）を減算することで、当該区分領域Ｓｋにおける補正データＤｓ作成の基となるデータｄｓ(n)を算出するようになっている。
　　ｄｓ(n)＝ＤＡ(n)－Ｄｆ(n)　　…（８）
　以下、このｄｓ(n)を区分領域Ｓｋごとの補正データという。
　そして、この区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)を筋状のムラの成分のみのデータとするために、上記の（５）式において予め設定する分散σｖ２の値を的確に設定することが必要となる。そして、分散σｖ２の値を、筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に予め設定しておくと、この目的を達成することが可能となる。
　すなわち、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定した場合、上記（５）式によれば、ある圧縮後の平均値ＤＡ(n)の分散σ２(n)が分散σｖ２（すなわち筋状のムラに対応する分散）に比べて非常に大きい場合（すなわちσ２(n)＞＞σｖ２の場合）には、上記（６）式に示したようにＤｆ(n)≒ＤＡ(n)となり、これを上記（８）式に代入すると、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)はほぼ０になる。
　つまり、前述したようにｎを含む例えばｎ－５～ｎ＋５の微小範囲について算出されるＤＡ(n)の分散σ２(n)が、分散σｖ２すなわち筋状のムラに対応する分散に比べて非常に大きい場合とは、例えばその微小範囲において圧縮後の平均値ＤＡ(n)が圧縮後の平均値ＤＡ(n)の平均値ＤＡaveよりも全体的に大きい、或いは全体的に小さい場合を表している。これは、その微小範囲では、筋状のムラの成分よりも、例えば患者の人体内の臓器や骨等に由来する長周期の成分が支配的であることを意味する。
　そして、上記のように区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)を筋状のムラの成分のみのデータとするためには、そのような筋状のムラの成分以外の長周期の成分が区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)中に残らないことが望まれる。そして、上記のように、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定すればこの微小範囲では区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)はほぼ０になり、筋状のムラの成分以外の長周期の成分が区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)中に残らない。このように、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定することが望ましい。
　また、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定すると、上記（５）式によれば、ある圧縮後の平均値ＤＡ(n)の分散σ２(n)が分散σｖ２（すなわち筋状のムラに対応する分散）とほぼ等しい場合（すなわちσ２(n)≒σｖ２の場合）には、上記（７）式に示したようにＤｆ(n)≒ＤＡaveとなり、これを上記（８）式に代入すると、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)はほぼＤＡ(n)－ＤＡaveになる。
　つまり、この場合には、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)が０ではなく、圧縮後の平均値ＤＡ(n)に含まれる筋状のムラの成分とほぼ等しい値となる。このように、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定すれば、上記の微小範囲が筋状のムラを反映した部分であれば、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)が筋状のムラの成分とほぼ等しい値となる。
　上記のように区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)を筋状のムラの成分のみのデータとするためには、筋状のムラの成分が反映されたプロファイルの部分では筋状のムラの成分が的確に区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)中に残ることが必要になるが、上記のように、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定すれば、筋状のムラの成分が反映されたプロファイルの部分で、筋状のムラの成分を的確に区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)中に残すことが可能となる。従って、この点においても、分散σｖ２の値を筋状のムラに対応する分散の値と同程度の値に設定することが望ましいのである。
　なお、筋状のムラの成分がどの程度の大きさで出現するかは、個々の放射線画像撮影装置１で異なるため、分散σｖ２の値は、放射線画像撮影装置１ごとに、上記の目的を達成することが可能な適宜の値に設定される。
　以上のように、ウィナーフィルタを用いることで、前述した従来の場合のように、圧縮後の平均値ＤＡ(n)のプロファイルに対してハイパスフィルタ処理やローパスフィルタ処理を施さなくても、図１８に示すように、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)を的確に抽出することが可能となる。
　なお、上記の（５）式では、圧縮後の平均値ＤＡ(n)をそのまま用いる場合を示したが、例えば、圧縮後の平均値ＤＡ(n)にＳＩＮＣフィルタを施す等してローパスフィルタ処理を行い、そのように処理された圧縮後の平均値ＤＡ(n)に対して、上記の（５）式を適用するように構成することも可能である。
　その場合、上記（５）式中のＤＡ(n)にはローパスフィルタ処理が施された圧縮後の平均値ＤＡ(n)が代入され、ＤＡaveはローパスフィルタ処理が施された圧縮後の平均値ＤＡ(n)の平均値となる。
　次に、放射線画像処理装置７０の補正データ作成手段７５は、各区分領域Ｓｋごとに得られた区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)のプロファイルに基づいて、補正データＤｓ（ｍ，ｎ）を作成するようになっている。
　具体的には、補正データ作成手段７５は、図１９に示すように、例えば、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)を、各区分領域Ｓｋにおける走査線方向Ａの例えば中央の位置にそれぞれ信号線方向Ｂに並べ、隣接する区分領域Ｓｋの対応する補正データｄｓ(n)同士の間の位置の補正データＤｓ（ｍ，ｎ）を例えば線形補間等により作成して、二次元状に配列された各補正データＤｓ（ｍ，ｎ）を作成する。
　このようにして、放射線画像処理装置７０の分割手段７１から補正データ作成手段７５における各処理で、元画像データＤori（ｍ，ｎ）から、筋状のムラ（図２９参照）の成分のみからなる補正データＤｓ（ｍ，ｎ）が抽出される。
　そして、放射線画像処理装置７０は、図１０に示したように、元画像データＤori（ｍ，ｎ）から、それぞれ対応する補正データＤｓ（ｍ，ｎ）を減算処理することによって、元画像データＤori（ｍ，ｎ）から筋状のムラを除去し、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成する。
　放射線画像処理装置７０は、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成すると、続いて、生成された各画像データＤ＊に対して正規化処理や対数変換処理、階調処理等の公知の画像処理を行って、生成された各画像データＤ＊を最終的な画像データ（すなわち診断用画像データ）に変換する（図９のステップＳ４）。
　なお、放射線画像撮影装置１を用いて放射線画像撮影を行う際、放射線画像撮影装置１の放射線入射面Ｒ（図２等参照）にグリッドを取り付ける等して撮影が行われる場合がある。このような場合には、グリッドにより放射線画像上にムラ（以下、上記の筋状のムラと区別するためグリッドモアレという。）が現れるが、このグリッドモアレは、上記の筋状のムラに比べて長周期で画像上に現れるため、上記のムラ除去処理（ステップＳ３）ではグリッドモアレを除去し切れず、或いは除去できない。
　そのため、このような場合には、放射線画像処理装置７０は、生成された各画像データＤ＊から生成した最終的な画像データに対して、公知のモアレ除去のための画像処理を施して、画像データからグリッドモアレを除去する処理を行う（ステップＳ５）。
　そして、放射線画像処理装置７０は、以上のようにして生成した最終的な画像データを記憶手段７０ｂに保存する（ステップＳ６）。また、必要に応じて、最終的な画像データに基づく放射線画像をイメージャでフィルム等の画像記録媒体に記録して出力したり、病院や医院のメインコンピュータに送信して格納させたりする。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像処理装置７０によれば、分割手段７１や平均値算出手段７２、エッジ圧縮手段７３、フィルタ処理手段７４、補正データ作成手段７５の各手段で、画像データＤに対して前処理が行われて得られた元画像データＤoriから筋状のムラの成分のみを的確に抽出し、筋状のムラの成分のみからなる補正データＤｓを作成する。
　前述したように、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置で放射線画像撮影を行う場合、ゲイン・オフセット補正処理や欠陥補正処理等の通常の前処理を行っただけの各元画像データＤoriに基づいて放射線画像を生成すると、放射線画像上に、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置特有の、走査線５の延在方向に延びる筋状のムラ（図２９参照）が生じる。
　しかし、平均値算出手段７２で、各区分領域Ｓｋ内の、同一の走査線５の延在方向に並ぶ各元画像データＤoriの平均値を算出することで、筋状のムラの成分が互いに打ち消しあうことなく、筋状のムラの成分を抽出することができる。また、フィルタ処理手段７４で、例えば上記（５）式に示したようなウィナーフィルタを適用することで、筋状のムラの成分が強く現れているデータを的確に抽出することが可能となる。
　そのため、分割手段７１から補正データ作成手段７５の各手段で前述した各処理を施すことにより、元画像データＤoriから走査線５の延在方向に延びる筋状のムラの成分のみを的確に抽出して、筋状のムラの成分のみからなる補正データＤｓを作成することが可能となる。
　そして、各元画像データＤoriからそれぞれ対応する補正データＤｓを減算処理することによって、各元画像データＤoriから、それに重畳されている筋状のムラを的確に除去することが可能となり、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を的確に生成することが可能となる。
　そのため、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊に基づいて放射線画像を生成すれば、放射線画像上から筋状のムラが的確に除去され、筋状のムラのない放射線画像を生成することが可能となる。
　なお、前述したように、放射線画像処理装置７０の平均値算出手段７２で、各区分領域Ｓｋごとに、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａ(n)を算出することにより、筋状のムラの成分以外のノイズ成分が打ち消しあって低減され、平均値Ｄａ(n)を、筋状のムラの成分をノイズ成分の主成分とするデータとすることができる。
　そのため、これを拡張すれば、図１２に示したように、分割手段７１で、各元画像データＤori（ｍ，ｎ）が二次元状に配列されて形成された領域Ｑを、少なくとも走査線方向Ａにおいて所定個数の元画像データＤoriごとに区分して、領域Ｑを各区分領域Ｓｋに分割せずに、領域Ｑの全域に対して各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａ(n)を算出するように構成すればよいとも考えられる。
　しかし、領域Ｑの全域に対して平均値Ｄａ(n)を算出するように構成すると、図１４にａ、ｂで示したようなエッジ部分が平均値Ｄａ(n)のプロファイル中に多数現れるようになり、エッジ圧縮手段７３で、上記のようにエッジ部分を適切に圧縮することが困難になる。
　また、上記の所定個数を小さい個数とすると（すなわち簡単に言えば、各区分領域Ｓｋの走査線方向Ａの幅を狭くすると）、上記のように平均値算出手段７２で各元画像データＤori（ｍ，ｎ）の走査線方向Ａの平均値Ｄａ(n)を算出する際に、筋状のムラの成分以外のノイズ成分が打ち消しあって低減される程度が低くなり、平均値Ｄａ(n)中に、筋状のムラの成分以外のノイズ成分が多く含まれる状態になる。
　そのため、そのような平均値Ｄａ(n)に対してエッジ圧縮手段７３以降の各手段で各処理を行っても、筋状のムラの成分を的確に抽出することができず、筋状のムラ（図２９参照）の成分のみからなる補正データＤｓを的確に作成することができない。そのため、分割手段７１で、領域Ｑを、走査線方向Ａにおいて所定個数の元画像データＤoriごとに区分する際の所定個数は、適宜の個数に設定される。
　その際、上記の所定個数を、領域Ｑにおける走査線方向Ａの元画像データＤoriの総数を自然数で除算した個数に設定すれば、平均値算出手段７２で、各区分領域Ｓｋごとに上記の平均値Ｄａ(n)を算出する際の平均化の対象となる元画像データＤoriの数が同じになり、演算処理の処理構成が単純になる。また、算出された各平均値Ｄａ(n)を均等に扱うことが可能となる。
　一方、上記のように、領域Ｑを分割する際の上記の所定個数を大きく設定すると、平均値Ｄａ(n)のプロファイル中にエッジ部分が多数現れるようになり、エッジ圧縮手段７３で、上記のようにエッジ部分を適切に圧縮することが困難になるが、エッジ部分を的確に圧縮して除去できないと、補正データＤｓ中にエッジ部分が残る。そして、元画像データＤoriから補正データＤｓを減算処理すると、元画像データＤori中のエッジ部分から補正データＤｓ中のエッジ部分が減算されてしまうため、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊は、エッジ部分がぼやけたデータになってしまう。
　そして、このような各画像データＤ＊に基づいて放射線画像を生成すると、放射線画像は、例えば人体内の臓器や骨等が撮影された部分とそれ以外の部分との境界がぼやけた画像となり、画質が劣化する。このように、エッジ圧縮手段７３で、エッジ部分を適切に検出して的確に圧縮することが必要となる。
　そこで、上記の分割手段７１では、領域Ｑを細かく分割し、すなわち上記の所定個数を小さく設定して、エッジ部分が含まれない区分領域Ｓｋの数を多くし、また、区分領域Ｓｋにエッジ部分が含まれてもエッジ圧縮手段７３でエッジ部分を適切に検出できるようにして、エッジ圧縮手段７３やフィルタ処理手段７４での各処理を行う。
　そして、図２０に示すように、フィルタ処理手段７４と補正データ作成手段７５との間に再平均化手段７６を設け、上記のように細かく分割された各区分領域Ｓｋの各元画像データＤoriの走査線方向Ａの平均値Ｄａ(n)のプロファイルに対して、エッジ圧縮処理やフィルタ処理を行った後、再平均化手段７６で、隣接する所定個数の各区分領域Ｓｋについて、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)の走査線方向Ａの平均値ｄｓ(n)aveを算出するように構成することが可能である。
　補正データ作成手段７５は、この再平均化手段７６が算出した各平均値ｄｓ(n)aveに基づいて、例えば、図１９に示したように各平均値ｄｓ(n)aveを、上記のように隣接する所定個数の各区分領域Ｓｋの走査線方向Ａの中央の位置にそれぞれ信号線方向Ｂに並べ、線形補間する等して、領域Ｑにおける他の位置の各データを復元して、二次元状に配列された補正データＤｓを作成する。
　このように構成すれば、領域Ｑを細かく分割して生成された各区分領域Ｓｋのうち、エッジ部分が含まれない区分領域Ｓｋの数が多くなり、また、エッジ部分が含まれる区分領域Ｓｋでは、区分領域Ｓｋ中に含まれるエッジ部分の数が少なくなり、かつ明確に現れるようになるため、エッジ圧縮手段７３でエッジ部分を的確に検出して圧縮することが可能となる。
　また、エッジ部分を含まない区分領域Ｓｋや、エッジ部分が的確に圧縮された区分領域Ｓｋの各元画像データＤoriの走査線方向Ａの平均値ＤＡ(n)のプロファイルに対してフィルタ処理を行った後、再平均化手段７６で、隣接する所定個数の各区分領域Ｓｋについて、区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)の走査線方向Ａの平均値ｄｓ(n)aveを算出することで、上記のように、筋状のムラ以外のノイズ成分が互いに打ち消しあって低減される。そのため、算出された平均値ｄｓ(n)aveが、筋状のムラの成分をノイズ成分の主成分とするデータになる。
　ところで、上記のように、エッジ圧縮手段７３で、各区分領域Ｓｋの各元画像データＤoriの走査線方向Ａの平均値Ｄａ(n)のプロファイルにおけるエッジ部分を圧縮する場合、仮にエッジ部分に筋状のムラの成分があったとしても、平均値Ｄａ(n)を圧縮することでその部分の筋状のムラの成分が消されてしまう。
　すなわち、圧縮前の平均値Ｄａ(n)に筋状のムラの情報が残っていたとしても、圧縮後の平均値ＤＡ(n)中からはその情報が失われてしまう。そのため、筋状をムラの成分を抽出するという観点から言えば、エッジ部分の平均値ＤＡ(n)の値は必ずしも信頼がおけるデータとは言えない。
　そこで、例えば、エッジ圧縮手段７３が、各区分領域Ｓｋのプロファイル中からエッジ部分を検出した場合、その位置、すなわち、例えば図１４に示した区分領域Ｓｋではｎ＝ａやｎ＝ｂを、各区分領域Ｓｋごとに記憶手段７０ｂに保存する。また、フィルタ処理手段７４によりフィルタ処理が行われた後で、各区分領域Ｓｋごとに得られた区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)のプロファイルに基づいて、全ての区分領域Ｓｋについて、各区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)の走査線方向Ａの平均値ｄｓ(n)allのプロファイルを作成するように構成する。
　そして、各区分領域Ｓｋのエッジ部分の区分領域Ｓｋごとの補正データｄｓ(n)については、各区分領域Ｓｋごとに算出したデータｄｓ(n)を破棄して全区分領域Ｓｋについての平均値ｄｓ(n)allで置換することにより、エッジ圧縮手段７３におけるエッジ圧縮処理で失われた各区分領域Ｓｋのエッジ部分の筋状のムラの成分を復元することが可能となる。
［第２の実施の形態］
　前述したように、画像データＤや元画像データＤori上に重畳される筋状のムラは、前述したように、走査駆動手段１５の電源回路１５ａ（図７参照）やバイアス電源１４等で発生する電圧のノイズが走査線５やバイアス線９を介して各放射線検出素子７やＴＦＴ８に伝わることに起因して生じるものである。
　そして、画像データＤの読み出し処理の際に、走査線５の各ラインＬ１～Ｌｘにオン電圧が印加されるタイミングが異なるため、同じ走査線５に接続されている各放射線検出素子７には同じノイズが重畳されるが、走査線５が異なるとノイズの大きさが異なる値になる。そのため、図２９に拡大して示したように、放射線画像ｐすなわち各画像データＤ上に、走査線方向Ａに延びる筋状のムラとなって現れるものである。
　そして、上記の第１の実施形態では、図５等に示したように、少なくとも各走査線５が検出部Ｐの全域（すなわち図５の場合は左側から右側までの全ての領域）にわたって配列されているため、ゲイン・オフセット補正処理等が施された各元画像データＤoriを、検出部Ｐ上で二次元状に配列された複数の放射線検出素子７にそれぞれ対応するように、二次元状に配列して、分割手段７１以降の各手段で各処理を行った。
　しかし、ＦＰＤ型の放射線画像撮影装置の中には、例えば図２１に示すように、検出部Ｐ上で、少なくとも各走査線５が、走査線方向Ａにおいてそれぞれ走査線５ａと走査線５ｂに分割されて構成されているような放射線画像撮影装置１＊もある。
　このような放射線画像撮影装置１＊では、分割された各走査線５ａ、５ｂがそれぞれ存在する検出部Ｐの各領域Ｐａ、Ｐｂで、走査線５ａ、５ｂ等を介して各放射線検出素子７等に伝わるノイズが各領域Ｐａ、Ｐｂで異なる場合があり、また、各領域Ｐａ、Ｐｂで必ずしも同じタイミングで読み出し処理等が行われない場合もある。
　このような場合、仮に、放射線画像撮影装置１＊で撮影された各画像データＤに前処理が施されて作成された各元画像データＤoriに基づいて放射線画像ｐ１を生成すると、図２２に拡大して示すように、検出部Ｐの各領域Ｐａ、Ｐｂに対応する各領域で、走査線方向Ａに延びる筋状のムラがそれぞれ異なる状態で現れる。
　なお、図２２や後述する図２３、図２４において、放射線画像中に信号線方向Ｂに延びる筋状のムラは、各信号線６ごとに接続されている各読み出し回路１７の読み出し特性に由来するものであり、本発明における走査線方向Ａに延びる筋状のムラとは異なるものである。この信号線方向Ｂに延びる筋状のムラについては、別途、除去する処理が適切に行われる。
　そして、上記の第１の実施形態と同様に、このような元画像データＤoriを、検出部Ｐの全域で二次元状に配列された複数の放射線検出素子７にそれぞれ対応するように、二次元状に配列して、分割手段７１以降の各手段で各処理を行うと、図２３に拡大して示すように、放射線画像ｐ２上の、特に各領域Ｐａ、Ｐｂの境界Ｂｏ付近で、各領域Ｐａ、Ｐｂで筋状のムラが異なる状態で現れることの影響が排除し切れず、筋状のムラが除去し切れずに残存するという現象が生じる場合がある。
　そこで、このように、検出部Ｐ上で少なくとも各走査線５が走査線方向Ａにおいて分割されて構成されている放射線画像撮影装置１＊により撮影された各画像データＤに対しては、分割された走査線５ａ、５ｂがそれぞれ存在する検出部Ｐの各領域Ｐａ、Ｐｂでそれぞれ得られた各画像データＤについてそれぞれ別々に第１の実施形態で説明した画像処理を行うように構成することが望ましい。
　このように構成すれば、検出部Ｐの各領域Ｐａ、Ｐｂでそれぞれ得られた各画像データＤに基づく各元画像データＤoriから、それぞれ別々に補正データＤｓが抽出されて作成され、それらの補正データＤｓがそれぞれ別々に各元画像データＤoriから減算処理される。
　そのため、検出部Ｐの領域Ｐａで得られた各画像データＤに基づく各元画像データＤoriからはそれから抽出されて作成された補正データＤｓが減算処理され、検出部Ｐの領域Ｐｂで得られた各画像データＤに基づく各元画像データＤoriからはそれから抽出されて作成された補正データＤｓが減算処理されるため、検出部Ｐの各領域Ｐａ、Ｐｂで、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊をそれぞれ的確に生成することが可能となる。
　そのため、図２４に拡大して示すように、上記のように的確に生成された各画像データＤ＊に基づいて生成された放射線画像ｐ３では、筋状のムラが的確に除去され、各領域Ｐａ、Ｐｂの境界Ｂｏ付近においても、筋状のムラが残存していない状態とすることが可能となる。
［第３の実施の形態］
　第１および第２の実施形態では、放射線画像撮影装置１で読み出された各画像データＤについて、ゲイン・オフセット補正処理等の前処理を行って各元画像データＤoriを作成し、各元画像データＤoriに対して分割手段７１から補正データ作成処理７５までの各処理を行って、補正データＤｓを作成し、各元画像データＤoriから対応する補正データＤｓを減算処理して、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を生成する場合について説明した。
　一方、ゲイン・オフセット補正処理（図９のステップＳ１）で各画像データＤから減算されるオフセット補正値Ｏを取得するためのダーク読取処理は、前述したように、放射線画像撮影装置１に放射線を照射しないことを除いて放射線画像撮影と同様の処理が行われて読み出されるものであるため、オフセット補正値Ｏにも、画像データＤと同様の走査線方向Ａに延びる筋状のムラが重畳されている。
　また、ダーク読取処理は、放射線画像撮影と同時に行うことができず、放射線画像撮影の前や後に行われるため、ダーク読取処理で読み出される各オフセット補正値Ｏに重畳される筋状のムラと、放射線画像撮影における読み出し処理で読み出される各画像データＤに重畳される筋状のムラは、全く異なる状態となる。
　しかし、ゲイン・オフセット補正処理で、上記（１）式に従って各画像データＤから対応する各オフセット補正値Ｏを減算すると、減算して得られる値Ｄ－Ｏには、各画像データＤに重畳されている筋状のムラから各オフセット補正値Ｏに重畳されている筋状のムラが減算されて生成される筋状のムラが重畳される状態になる。
　従って、この筋状のムラが重畳された値Ｄ－Ｏにゲイン補正値Ｇを乗算して各元画像データＤoriを作成し、これらの各元画像データＤoriに対して画像処理を行うように構成することも可能である。これは、第１の実施形態や第２の実施形態で説明した場合に相当する。
　しかし、筋状のムラが重畳された各画像データＤから、別の筋状のムラが重畳された各オフセット補正値Ｏを減算すると、減算して得られる値Ｄ－Ｏに重畳されている筋状のムラは、その大きさが、２の平方根倍すなわち約１．４倍に大きくなる。そして、画像データＤに重畳される筋状のムラがもともと比較的大きいような場合には、減算して得られる値Ｄ－Ｏに重畳される筋状のムラの大きさが異常に大きくなり、元画像データＤoriから筋状のムラを的確に除去できなくなる場合がある。
　そこで、ゲイン・オフセット補正処理（図９のステップＳ１）で、上記（１）式に従って各画像データＤからオフセット補正値Ｏを減算する前に、このオフセット補正値Ｏについて、第１および第２の実施形態で示した各元画像データＤoriに対する各処理と同様に処理を行い、筋状のムラが除去された各オフセット補正値Ｏを生成しておく。
　そして、ゲイン・オフセット補正処理（図９のステップＳ１）で、この筋状のムラが除去された各オフセット補正値Ｏを、筋状のムラが重畳されている画像データＤから減算するように構成することが可能である。
　このように構成すれば、元画像データＤoriに重畳されている筋状のムラが異常に大きくならず、元の画像データＤに重畳されていた筋状のムラの状態のままで各処理を行うことが可能となり、各元画像データＤoriから筋状のムラを的確に除去することが可能となる。
　また、オフセット補正値Ｏは、前述したように、放射線画像撮影装置１に放射線を照射しない状態で行われるダーク読取処理で取得される。そのため、各元画像データＤoriの場合と異なり、オフセット補正値Ｏには、人体内の臓器や骨等の情報は含まれておらず、上記のようなエッジ部分が存在しない。
　そのため、オフセット補正値Ｏに対する処理では、各オフセット補正値Ｏを、検出部Ｐ（図５や図７参照）上で二次元状に配列された複数の放射線検出素子７にそれぞれ対応するように、二次元状に配列した場合の領域Ｑを、分割手段７１で分割せず、領域Ｑの全体に対して平均値算出手段７２から補正データ作成手段７５までの各手段での各処理を行うように構成することも可能である。
　一方、オフセット補正値Ｏから筋状のムラをより厳密に除去するために、以下のように構成することも可能である。
　すなわち、事前に、放射線画像撮影装置１でダーク読取処理を複数回行って、各放射線検出素子７ごとに複数のオフセット補正値Ｏを取得しておき、それらの平均値として各放射線検出素子７ごとのオフセット補正値Ｏを算出して、放射線画像処理装置７０の記憶手段７０ｂに保存させておく。
　以下、この各放射線検出素子７ごとに予め取得されたオフセット補正値Ｏを、各回の放射線画像撮影ごとに得られるオフセット補正値Ｏと区別するため、基準となるオフセット補正値Ｏｃという。
　また、上記のように、基準となるオフセット補正値Ｏｃを取得するためのダーク読取処理は複数回行われ、各回のダーク読取処理ごとにオフセット補正値Ｏに重畳される筋状のムラの状態が異なるため、すなわち、図２９に示したように、筋状のムラが強く出る走査線５のラインＬと弱く出る走査線５のラインＬが各回のダーク読取処理ごとに異なるため、各回のダーク読取処理で取得された各オフセット補正値Ｏを平均化することで、各オフセット補正値Ｏに重畳されている筋状のムラが互いに打ち消しあう。そのため、基準となるオフセット補正値Ｏｃは、筋状のムラが重畳されていない状態となる。
　放射線画像処理装置７０では、このような基準となるオフセット補正値Ｏｃを有する状態で、図２５に示すフローチャートに従って、各回の放射線画像撮影の前や後に行われるダーク読取処理で取得された実際のオフセット補正値Ｏから筋状のムラを除去して、筋状のムラが除去されたオフセット補正値Ｏを作成する。
　放射線画像処理装置７０は、まず、各回のダーク読取処理で取得された実際のオフセット補正値Ｏから基準となるオフセット補正値Ｏｃを各放射線検出素子７ごとに減算して、各放射線検出素子７ごとの各差分ΔＯを算出する（ステップＳ１１）。上記のように、基準となるオフセット補正値Ｏｃには筋状のムラが重畳されていないため、各差分ΔＯには、実際のオフセット補正値Ｏに重畳されていた筋状のムラが重畳された状態となる。
　そして、算出した各差分ΔＯに対して、前述した分割手段７１から補正データ作成手段７５における各処理を実施する（ステップＳ１２）。なお、この場合も、各差分ΔＯには、人体内の臓器や骨等の情報は含まれておらず、上記のようなエッジ部分が存在しないため、必ずしも分割手段７１における分割処理を行う必要はない。
　そして、補正データ作成手段７５で、各差分ΔＯに関する補正データΔＯｓを作成すると、元の差分ΔＯからそれぞれ対応する補正データΔＯｓを減算処理して、筋状のムラが除去された各差分ΔＯ＊を生成する。
　次に、放射線画像処理装置７０は、生成した筋状のムラが除去された各差分ΔＯ＊を、基準となる各オフセット補正値Ｏｃに加算する（ステップＳ１３）。前述したように、基準となるオフセット補正値Ｏｃには筋状のムラが重畳されておらず、各差分ΔＯ＊からも筋状のムラが除去されているため、これらの加算値も筋状のムラが除去されたものとなる。
　そのため、放射線画像処理装置７０は、筋状のムラが除去された各差分ΔＯ＊と基準となる各オフセット補正値Ｏｃの加算値を、筋状のムラが除去されたオフセット補正値Ｏ＊として記憶手段７０ｂに保存する。放射線画像処理装置７０は、このようにして、実際のオフセット補正値Ｏから、筋状のムラが除去されたオフセット補正値Ｏ＊を作成する（ステップＳ１４）。
　なお、このようにして作成された筋状のムラが除去されたオフセット補正値Ｏ＊を、上記（１）式のＯに代入して元画像データＤoriが作成され、この元画像データＤoriに対して、再度、分割手段７１から補正データ作成手段７５における各処理が施されて、作成された補正データＤｓを元画像データＤoriから減算処理して、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊が生成されることは、改めて説明するまでもない。
　このように構成すれば、オフセット補正値Ｏから筋状のムラがより的確に除去されるため、作成された筋状のムラが除去されたオフセット補正値Ｏ＊を画像データＤから減算して得られる元画像データＤoriに対して適切に筋状のムラを除去する各処理を施すことが可能となり、筋状のムラが除去された各画像データＤ＊を的確に生成することが可能となる。
　放射線画像撮影を行う分野（特に医療分野）において利用可能性がある。
１　放射線画像撮影装置
５、Ｌ１～Ｌｘ　走査線
６　信号線
７　放射線検出素子
７０　放射線画像処理装置
７１　分割手段
７２　平均値算出手段
７３　エッジ圧縮手段
７４　フィルタ処理手段
７５　補正データ作成手段
７６　再平均化手段
Ａ　走査線方向（走査線の延在方向）
Ｂ　信号線方向（信号線の延在方向）
Ｄ　画像データ
Ｄ＊　ノイズが除去された画像データ
ＤＡave　差分が圧縮されたプロファイル上の各平均値の各区分領域ごとの平均値
Ｄａ(n)　平均値
Ｄａ(n)－Ｄａ(n-1)　差分
Ｄori　元画像データ（画像データ）
Ｄｓ、Ｄｓ（ｍ，ｎ）　補正データ
ｄｓ(n)　区分領域ごとの補正データ（適応フィルタが施されたプロファイル上の各データ）
ｄｓ(n)ave　区分領域ごとの補正データの平均値
Ｏ　オフセット補正値
Ｏ＊　ノイズが除去されたオフセット補正値
Ｏｃ　基準となるオフセット補正値
Ｐ　検出部
Ｐａ、Ｐｂ　検出部の各領域
Ｑ　領域
ｒ　区画
Ｓｋ　各区分領域
ΔＤａth　閾値
ΔＯ　差分
ΔＯ＊　ノイズが除去された差分
ΔＯｓ　補正データ
σ２(n)　差分が圧縮されたプロファイル上の平均値の分散
σｖ２　予め設定された分散の値

Claims (9)

  1. 　互いに交差するように配設された複数の走査線および複数の信号線により区画された各区画に各放射線検出素子が設けられ、前記各放射線検出素子が二次元状に配列された検出部を備える放射線画像撮影装置により撮影された前記各放射線検出素子ごとの各画像データに対して画像処理を行う放射線画像処理装置であって、
    　前記各画像データを前記二次元状に配列された複数の放射線検出素子にそれぞれ対応するように二次元状に配列した場合に、前記各画像データが二次元状に配列されて形成された領域を、少なくとも前記検出部上での前記走査線の延在方向において所定個数の前記画像データごとに区分して、前記領域を各区分領域に分割する分割手段と、
    　前記各区分領域内の前記各画像データのうち、同一の前記走査線の延在方向に並ぶ前記各画像データの平均値を算出する処理を前記各走査線ごとに行い、前記各区分領域ごとに行う平均値算出手段と、
    　前記各区分領域ごとに算出した前記各走査線ごとの前記各画像データの平均値の前記信号線の延在方向のプロファイルにおいて、撮影された対象物とその周囲との境界部分に生じる前記各画像データの平均値の差分を圧縮した前記プロファイルを前記各区分領域ごとに作成するエッジ圧縮手段と、
    　前記差分が圧縮された前記プロファイルに対して適応フィルタを施す処理を前記各区分領域ごとに行うフィルタ処理手段と、
    　前記適応フィルタが施された前記プロファイル上の各データに基づいて、前記領域における他の位置の各データを復元して、二次元状に配列された各補正データを作成する補正データ作成手段と、
    を備え、
    　前記二次元状に配列された前記各画像データから、対応する位置の前記補正データを減算処理して、前記各放射線検出素子ごとにノイズが除去された前記各画像データを生成することを特徴とする放射線画像処理装置。
  2. 　前記フィルタ処理手段は、前記差分が圧縮された前記プロファイルに対する前記適応フィルタとして、ウィナーフィルタを施すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線画像処理装置。
  3. 　前記フィルタ処理手段は、前記ウィナーフィルタを、下記（１）式で表される形で前記差分が圧縮された前記プロファイルに適用し、算出された下記の値Ｄｆ(n)を、前記差分が圧縮された前記プロファイル上の前記平均値から減算した値を、前記適応フィルタが施された前記プロファイル上のデータとすることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線画像処理装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
     　ただし、Ｄｆ(n)はフィルタ処理後のデータの値を表し、ＤＡaveは前記差分が圧縮された前記プロファイル上の前記各平均値の各区分領域ごとの平均値を表し、σｖ２は予め設定された分散の値を表し、σ２(n)は前記差分が圧縮された前記プロファイル上の前記平均値の分散を表す。
  4. 　前記フィルタ処理手段は、前記差分が圧縮された前記プロファイル上の前記各平均値にローパスフィルタ処理を施して、前記ウィナーフィルタを施すことを特徴とする請求の範囲第２項または第３項に記載の放射線画像処理装置。
  5. 　前記分割手段で前記領域を少なくとも前記検出部上での前記走査線の延在方向において所定個数の前記画像データごとに区分する際の前記所定個数は、前記領域における前記走査線の延在方向の前記画像データの総数を自然数で除算した個数に設定されることを特徴とする請求の範囲第１項から第４項のいずれか一項に記載の放射線画像処理装置。
  6. 　互いに隣接する所定個数の前記各区分領域について、前記フィルタ処理手段により前記適応フィルタが施された前記プロファイル上の各データのうち、同一の前記走査線の延在方向に存在する前記各データの平均値を算出する処理を前記各走査線ごとに行う再平均化手段を備え、
    　前記補正データ作成手段は、前記再平均化手段が算出した前記各データの平均値に基づいて、前記領域における他の位置の各データを復元して、二次元状に配列された各補正データを作成することを特徴とする請求の範囲第１項から第５項のいずれか一項に記載の放射線画像処理装置。
  7. 　前記検出部上で、少なくとも前記複数の走査線が走査線の延在方向において分割されて構成されている前記放射線画像撮影装置により撮影された前記各画像データに対しては、前記複数の走査線が分割された前記検出部の各領域でそれぞれ得られた前記各画像データについてそれぞれ別々に前記分割手段から前記補正データ作成手段までの各処理を行い、それぞれ別々に二次元状に配列された前記各画像データから、対応する位置の前記補正データをそれぞれ別々に減算処理して、ノイズが除去された前記各画像データを生成することを特徴とする請求の範囲第１項から第６項のいずれか一項に記載の放射線画像処理装置。
  8. 　前記放射線画像撮影装置により取得された前記各放射線検出素子ごとの各オフセット補正値に対しても、前記分割手段から前記補正データ作成手段までの各処理を行い、二次元状に配列された前記各オフセット補正値から、対応する位置の前記補正データを減算処理して、ノイズが除去された前記各オフセット補正値を生成し、前記各画像データからノイズが除去された前記各オフセット補正値を減算することを特徴とする請求の範囲第１項から第７項のいずれか一項に記載の放射線画像処理装置。
  9. 　前記放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとに基準となる前記各オフセット補正値を予め有しておき、前記放射線画像撮影装置により取得された前記各オフセット補正値から前記基準となる各オフセット補正値を減算した各差分に対して、前記分割手段から前記補正データ作成手段までの各処理を行い、二次元状に配列された前記各差分から、対応する位置の前記補正データを減算処理して、ノイズが除去された前記各差分を生成し、ノイズが除去された前記各差分を前記基準となる各オフセット補正値に加算して、前記放射線画像撮影装置の前記各放射線検出素子ごとのノイズが除去された前記各オフセット補正値を作成し、前記各画像データからノイズが除去された前記各オフセット補正値を減算することを特徴とする請求の範囲第１項から第７項のいずれか一項に記載の放射線画像処理装置。
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