(57)【要約】【課題】得られたリニア値に対して、濃度値に変換せず、出力デバイスの特性に依存しない値に直接変換することができ、精度がよくなる。また複数の演算処理、もしくはＬＵＴを必要としない為、全体システムとして過剰な設備が不要である。【解決手段】放射線画像撮影システムは、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有する。【選択図】図3
2005117590.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項２】
放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項３】
放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された前記画像信号に画像処理を施す画像処理手段とを有する放射線画像検出処理装置において、
前記画像処理手段は、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量に比例した放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項４】
放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された前記画像信号に画像処理を施す画像処理手段とを有する放射線画像検出処理装置において、
前記画像処理手段は、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量に比例した放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項５】
請求項１において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換する手段を有する放射線画像検出処理手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項６】
請求項２において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項７】
請求項３において、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量または放射線量の対数に比例し、かつ予め定められた所定信号値を含む正規化画像信号に変換する処理を行う正規化処理手段と、
前記正規化処理手段で得られた正規化画像信号に対して、少なくとも階調を変換する処理を行う階調処理手段を有した画像信号に対して、
グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定める処理において、前記放射線画像検出器手段から取り出した信号に対し、前記の一連の変換処理手段処理を組み合わせることにより、放射線画像検出器手段から受取った画像のデータ精度の劣化（精度が落ちる）や、演算によって生じるため処理の誤差が少なくなることを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項８】
請求項４において、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量または放射線量の対数に比例し、かつ予め定められた所定信号値を含む正規化画像信号に変換する処理を行う正規化処理手段と、
前記正規化処理手段で得られた正規化画像信号に対して、少なくとも階調を変換する処理を行う階調処理手段を有した画像信号に対して、
グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定める処理において、前記放射線画像検出器手段から取り出した信号に対し、上記の一連の変換処理手段処理を組み合わせることにより、放射線画像検出器手段から受取った画像のデータ精度の劣化（精度が落ちる）や、演算によって生じるため処理の誤差が少なくなることを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項９】
請求項１において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差、Ｐ値として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項１０】
請求項２において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差、Ｐ値として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項１１】
請求項１において、視覚にリニアな値である或る観察条件の元で平均的人間観察者が識別可能な輝度値として変換した値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項１２】
請求項2において、視覚にリニアな値である或る観察条件の元で平均的人間観察者が識別可能な輝度値として変換した値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項１３】
請求項１において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項１４】
請求項2において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【請求項１５】
請求項１において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して、１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項１６】
請求項２において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して、１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像検出処理装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、診断等に適した放射線画像を得ることができる放射線画像検出処理装置および放射線画像撮影システムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
病気診断等のために放射線発生装置から被写体に放射線を照射し、被写体を透過した放射線による放射線画像を読み取り画像情報を入力するようにした画像入力装置が公知である。かかる画像入力装置には、放射線画像情報を蓄積した輝尽性蛍光体プレートにレーザー光を走査して発生した輝尽光を集光しフォトマルチプライヤ(以下ＰＭＴという場合がある)で光電変換して電気信号に変えるシステム(ＣＲタイプ)、及び、被写体を通過して照射されるＸ線エネルギーをＸ線透過画像として再構成するための電気信号に変換する機能を有し画像診断のために必要な人体の部分を十分に覆う面積の平面をもつ平板状のＸ線画像平面検出器（Ｘ線フラットパネルディテクタ）から構成したシステム（ＦＰＤタイプ）がある。
【０００３】
特開平１１−２３７４７８号公報において放射線画像平面検出器、放射線撮像パネルについて記載されている。人体などの組織を放射線例えばＸ線で撮像するＸ線撮像装置（放射線撮像装置）として、近年Ｘ線用の感光フィルムを使用する代わりに、Ｘ線像を２次元のＸ線撮像パネルに導き、Ｘ線像（潜像）を画像信号として得るようにしたＸ線撮像装置が開発されている。このＸ線撮像装置には、Ｘ線像を一旦光信号に変換し、変換した光信号を電気信号に変換するいわゆる間接方式があり、また別にＸ線像を直接電気信号に変換できるいわゆる直接方式のＸ線撮像装置について知られている。
【０００４】
この直接方式によるＸ線撮像装置に使用されるＸ線撮像パネルとしては図１に示すような構成が知られている。図１において、Ｘ線撮像装置は、垂直走査部30、水平走査部32を備え、撮像パネル１２は複数のゲート線１４と信号線１６とがそれぞれ所定のピッチをもってマトリックス状に配列され、それらが交差する内部が画素として機能する変換セル２０となる。
【０００５】
変換セル２０は照射されたＸ線の強さに基づいた電荷を生成する電荷生成層２２と、生成された電荷を蓄積する蓄積用コンデンサ２４と、このコンデンサ２４に蓄積された電荷を電気信号（画像信号）として信号線１６に導くスイッチング素子２６とで構成されている。スイッチング素子２６としては図示するように、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）などが使用される。
【０００６】
図示する例では電荷生成層２２が変換セル２０の半分程度の領域を占めるように描かれているが、実際には図２に示すように変換セル２０の上部（Ｘ線照射面）が電荷生成層２２となり、その下部にコンデンサ２４およびスイッチング素子２６が設けられている。
【０００７】
Ｘ線撮像パネル１２には電源部２８より所定の高電圧（５０００ボルト程度）が印加され、これによって電荷生成層２２において生成された電荷（電子と正孔）が分離されて、この電子または正孔がコンデンサ２４に蓄積される。
【０００８】
そして、垂直走査部３０から供給される垂直操作用のゲート信号が対応するゲート線１４に加えられることによって、そのゲート線１４に接続されたスイッチングトランジスタ２６がオンして、オンしたスイッチングトランジスタ２６に接続されたコンデンサ２４に蓄積された電荷が対応する信号線１６を介して水平走査部３２に導かれる。
【０００９】
水平走査部３２では各信号線１６から導かれた画像信号が変換セル２０ごとに順次水平方向に走査されて１ライン分のＸ線用画像信号が得られ、これが後段の信号処理回路３４に導かれる。水平方向の走査は、信号線をいくつかのブロックに分けてブロック毎で並列処理的に行ってもよく、この場合はＸ線画像信号の読み取り時間を短縮できる。
【００１０】
信号処理回路３４においては、このＸ線画像信号がデジタル信号に変換したり、出力形態として、対数を取った濃度値として出力する。
【００１１】
更にＦＰＤに関して、例えば特開平１１−３１６８４４号公報においては、表示の濃度変換方法について記載されている。特開２００２−３００４６号公報などでは、対数を取った濃度値に対して、階調処理を施したり、ノイズ除去を行ったりする方式について記載されている。
【００１２】
またこの画像データにおいて、例えば特開２００３−１５０９５３号公報などにあるように、医用画像を画像データとして取り扱う場合、フィルムなどの媒体に一旦画像を写し込みシャーカステン（発光器）上に載置させ、その透過光を利用して行う従来の観察に対し、ＣＲＴなどのモニタに画像を表示させて行う新たな観察では、画像の見え方が違うため、医者などの読影者が違和感を感じることがあり、かかる問題が生じる原因の一つに、媒体に写し込んだ画像の階調特性が、モニタに表示した画像の階調特性と異なることがある。これに対し、人間の視覚特性に合わせるべく、モニタに画像を表示する際の輝度変換を、所定の関数で行うことがＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）の規格に定められており、それを実現する手段が記載されている。
【特許文献１】特開平１１−２３７４７８号公報
【特許文献２】特開平１１−３１６８４４号公報
【特許文献３】特開２００２−３００４６号公報
【特許文献４】特開２００３−１５０９５３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
ＦＰＤにおいて、図１にある通り素子毎にＡ/Ｄ変換をかけ、デジタル信号値を得る事が出来るため、出力値が放射線量に比例した値、リニア値となる。しかし、実際には他の放射線画像入力装置、例えば輝尽性蛍光体を使用したプレートにレーザー照射し、輝尽光をＰＭＴで読み取る画像入力装置としてＣＲがあるが、ＰＭＴ後に対数変換回路を設け、放射線量の対数に比例した値、濃度値（Ｄ：Density）としてホストやイメージャなどに転送する。よってＦＰＤにおいても同様に、得られたリニア値から対数を取り、濃度値として信号値を扱う。
【００１４】
しかしＦＰＤにおいては、デジタル値の段階でリニア値（輝度値）のため、これを濃度値（Ｄ）に変換する処理が入り、階調処理などの画像処理を加え、更に出力モダリティに対応した濃度値を出力するために、出力モダリティの特性に合わせた画像処理を行うと、多段階に渡る処理で誤差が生じ、精度が悪くなるか、精度達成のために、処理時間が延びたり、過剰な設備が必要となったりする可能性がある。また複数の演算処理、もしくはＬＵＴを必要とする為、全体システムとして過剰な設備を必要とする可能性がある。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
前記課題を解決するために、この発明は以下のように構成した。
【００１６】
請求項１に記載の発明は、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００１７】
請求項２に記載の発明は、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００１８】
請求項３に記載の発明は、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された前記画像信号に画像処理を施す画像処理手段とを有する放射線画像検出処理装置において、
前記画像処理手段は、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量に比例した放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００１９】
請求項４に記載の発明は、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づく画像信号を生成して出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された前記画像信号に画像処理を施す画像処理手段とを有する放射線画像検出処理装置において、
前記画像処理手段は、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量に比例した放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００２０】
請求項５に記載の発明は、請求項１において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換する手段を有する放射線画像検出処理手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００２１】
請求項６に記載の発明は、請求項２において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００２２】
請求項７に記載の発明は、請求項３において、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量または放射線量の対数に比例し、かつ予め定められた所定信号値を含む正規化画像信号に変換する処理を行う正規化処理手段と、
前記正規化処理手段で得られた正規化画像信号に対して、少なくとも階調を変換する処理を行う階調処理手段を有した画像信号に対して、
グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定める処理において、前記放射線画像検出器手段から取り出した信号に対し、前記の一連の変換処理手段処理を組み合わせることにより、放射線画像検出器手段から受取った画像のデータ精度の劣化（精度が落ちる）や、演算によって生じるため処理の誤差が少なくなることを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００２３】
請求項８に記載の発明は、請求項４において、前記画像信号を前記放射線画像検出手段に照射された放射線量または放射線量の対数に比例し、かつ予め定められた所定信号値を含む正規化画像信号に変換する処理を行う正規化処理手段と、
前記正規化処理手段で得られた正規化画像信号に対して、少なくとも階調を変換する処理を行う階調処理手段を有した画像信号に対して、
グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定める処理において、前記放射線画像検出器手段から取り出した信号に対し、上記の一連の変換処理手段処理を組み合わせることにより、放射線画像検出器手段から受取った画像のデータ精度の劣化（精度が落ちる）や、演算によって生じるため処理の誤差が少なくなることを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００２４】
請求項９に記載の発明は、請求項１において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差、Ｐ値として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００２５】
請求項１０に記載の発明は、請求項２において、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差、Ｐ値として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００２６】
請求項１１に記載の発明は、請求項１において、視覚にリニアな値である、或る観察条件の元で平均的人間観察者が識別可能な輝度値として変換した値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００２７】
請求項１２に記載の発明は、請求項2において、視覚にリニアな値である、ある観察条件の元で平均的人間観察者が識別可能な輝度値として変換した値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有することを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００２８】
請求項１３に記載の発明は、請求項１において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００２９】
請求項１４に記載の発明は、請求項2において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、出力デバイスに依存しない出力信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【００３０】
請求項１５に記載の発明は、請求項１において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して、１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００３１】
請求項1６に記載の発明は、請求項２において、放射線画像を２次元的に配列された複数の検出素子により撮像し、前記複数の検出素子で得られた電気信号に基づくリニアな画像信号を生成して、１４ｂｉｔデジタル値として出力する放射線画像検出手段と、
前記放射線画像検出手段から出力された放射線画像情報について、視覚にリニアな値として、グレースケール標準表示関数曲線を使用し、平均的人間観察者が識別できる濃度差に対応する輝度差を定め、この平均的人間観察者が識別できる輝度差として、出力デバイスに依存しない信号に変換して出力する手段を有する放射線画像検出処理手段を備えることを特徴とする放射線画像検出処理装置である。
【発明の効果】
【００３２】
前記構成により、この発明は、以下のような効果を有する。
【００３３】
この発明は、ＦＰＤにおいて、放射線検出素子から出力されたリニア値のデジタルデータから、複数の演算処理による丸め誤差や精度落ちを無くし、また複数の処理を施す為の過剰なリソースや、時間を排除する為に、得られたリニア値に対して、濃度値に変換せず、出力デバイスの特性に依存しない値に直接変換することができ、精度がよくなる。また複数の演算処理、もしくはＬＵＴを必要としない為、全体システムとして過剰な設備が不要である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３４】
以下、この発明の放射線画像撮影システムおよび放射線画像検出処理装置の実施の形態を図面に基づいて説明するが、この発明は、この実施の形態に限定されない。また、この発明の実施の形態は、発明の最も好ましい形態を示すものであり、この発明の用語はこれに限定されない。
【００３５】
この発明は、ＦＰＤにおいて、放射線検出素子から出力されたリニア値のデジタルデータから、その後の複数回の演算処理によっておこる精度劣化や丸め誤差などを生じにくくし、また複数の処理を施す為の過剰なリソースや、時間を排除する為に、得られたリニア値に対して、濃度値に変換せず、出力デバイスの特性に依存しない値に直接変換することを特徴とする。ここで言う出力デバイスとは、例えばイメージャを使用したフィルム出力や、モニタ表示機がある。また画像配信用のサーバや、保存用のサーバ、画像データを記憶するストレージも含む。放射線検出素子から出力されたリニア値から、直接一回の演算式、もしくは変換テーブルを用いて最終出力形態を作成する。
【００３６】
この最終出力形態として、出力デバイスの特性に依存しない値として、DICOM（Digital Imaging and Communication in Medicine）の規格に定められている、ＧＳＤＦ（Grayscale Standard Display Function）変換カーブと言う、グレースケール表示関数曲線を利用した、人間の視覚が認識できる輝度差の値をＰ値とする。この人が認識できる輝度差、Ｐ値の求め方について述べる。
【００３７】
この仕組みとしては、例えば以下の形態をとればよい。
【００３８】
放射線画像検出器としては、図１のようなＦＰＤがある。このFPDは、図2に示すように、ゲートＧとなるゲート電極５０がガラス基板４０上に形成され、このゲート電極５０を覆うように絶縁層５２が被着形成され、そのコンデンサ２４に隣接してスイッチング素子として機能するＴＦＴ２６が形上の所定位置にドレインＤとなるドレイン電極５４とソースＳとなるソース電極５６がそれぞれ被着形成される。ソース電極５６とコンデンサ２４用の電極４６とは一体形成される。ドレイン電極５４は信号線１６としても使用される。
【００３９】
基板４０上に形成されたこれらコンデンサ２４およびＴＦＴ２６のさらに上面には電荷生成層２２として機能する光導電層５７が所定の厚みとなるように形成される。光導電層５７はアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）などが使用されると共に、この光導電層５７は通常蒸着によって形成される。光導電層５７の上面には共通電極６０が被着形成されて、変換セル２０が得られる。
【００４０】
電極４２と６０との間には上述したような高電圧が電源部２８より印加され、この高電界の印加状態にあるとき、例えばパネル正面１２ａ側から人体等の被写体を透過したＸ線が照射される。光導電層５７内に入射したＸ線によって光導電層５７の内部にはＸ線エネルギーの強さに応じた電荷が生成される。この電荷は電極４２、６０間に印加された高電圧（高電界）によって分離されて、マイナス電荷の電子とプラス電荷の正孔は電極６０側または電極４６、５６側に引き寄せられる。電極４６、５６側に引き寄せられた電荷はコンデンサ２４によって捕集されて、Ｘ線エネルギーに対応した電荷がコンデンサ２４の両極４２、４６内に蓄積される。コンデンサ２４に蓄積された電荷はＴＦＴ２６がオンすることによってドレイン電極５４に接続された信号線１６を介して水平走査部３２に導かれる。
【００４１】
ここで素子ごとに、リニア値のままＡ／Ｄ変換されてデジタルデータとなる。ここでは例えば14ｂｉｔのリニア値のデジタルデータが得られたとする。このデータを”Ｘ”とする。
【００４２】
ここでまず標準の視覚特性を求める為に、今まで同様実績のあるCRなど、同様の濃度値出力で、イメージャによるフィルム出力の形態を前提条件として、視覚が認識できる輝度差の値として求める。リニア値を濃度変換する場合は以下の式で表される。
【００４３】
ＤＶ  =  log(Ｘ+α)+β  ・・・  （１）      ※α,βは素子毎の定数
（１）式により、相対濃度として値ＤＶ(仮に14bit値とする)が求まる。ここの相対濃度ＤＶは、最小値がフィルムの最低濃度、最大値がフィルムの最大濃度にリニアに対応する。
【００４４】
ここで得たＤＶは相対濃度のため、放射線画像を診断等に適した濃度およびコントラストの放射線画像を得る為に階調処理を施した方が良い。階調処理は、例えば図５に示すような階調変換曲線が用いられて、画像データＤＶの基準値Ｓ1，Ｓ2をレベルＳ1'，Ｓ2'として画像データＤＶが出力画像データＤＶoutに変換される。このレベルＳ1'，Ｓ2'は、出力画像における所定の輝度または写真濃度と対応するものである。階調変換曲線は、全信号領域にわたって連続な関数であることが好ましく、またその微分関数も連続であることが好ましい。また、全信号領域にわたって、その微分係数の符号が一定であることが好ましい。また、撮影部位や撮影体位、撮影条件、撮影方法等によって好ましい階調変換曲線の形状やレベルＳ1'，Ｓ2'が異なることから、階調変換曲線は画像毎にその都度作成したりしても良い。
【００４５】
ここで、標準的なフィルムの最高濃度をDmax_def（通常は3.0[D]）とし、また標準的なフィルムの最低濃度をDmin_def（通常では0.2[D]）とし、相対濃度DV（階調処理後のDvoutでも良い）濃度Ｄを求める。
【００４６】
Ｄ = Dmin_def +DV / 16383 * (Dmax_def - Dmin_def)  … (2)
※16383は14bitの最大値
ここでフィルムを、医療用の標準なシャーカステンで見た時の輝度（cd/mm2）を求める。ここで、標準的なシャーカステンの輝度をL0_def(標準では2000[cd/mm2])、透過光の無い黒部、標準的なフィルム面の反射輝度をLa_def（標準では10[cd/mm2]）とした時に、以下で求められる。
【００４７】
Lf = La_def + L0_def * 10(-D)   ・・・  (3)    ※任意の濃度Dにおけるフィルム輝度
Lf_min = La_def + L0_def *10(-Dmax_def)  ・・・  (4)  ※フィルムの最低輝度
Lf_max = La_def +L0_def * 10(-Dmin_def)   ・・・ (5)  ※フィルムの最高輝度
上記輝度より、フィルムを標準的なシャーカステンで見た時のJNDindexを求める事が出来る。JND(Just-Noticeble Difference) = 弁別域で、与えられた観察条件の元で、平均的人間観察者が最小識別可能である与えられたターゲット、ここではシャーカステン上の、フィルムの濃度の差を示す。
【００４８】
JNDの１ステップは人間の明るさを識別可能な最低限の幅となっており、暗いところは少しの輝度の違いが識別可能で、明るいところはかなりの輝度差がないと識別が出来ない。輝度とJNDの関係は、DICOM規格に定められている、グレースケール標準表示関数曲線、図3および図４のGSDFカーブで決まる。
【００４９】
このグレースケール標準表示関数を、j()とすると以下の式で与えられる。
【００５０】
j(L) = A + Blog(L) + C(log(L))2 + D(log(L))3 + E(log(L))4+ F(log(L))5 + G(log(L))6
+ H(log(L))7+ I(log(L))8 ・・・  (6)
※A=71.498068, B=94.593053, C=41.912053, D=9.8247004, E=0.28175407, F=-1.1878455,G=-0.18014349, H=-0.14710899, I=-0.017046845
※logは常用対数（底が10）を示す。
【００５１】
ｊ（）と輝度Lfより、JNDindexが以下に求まる。
【００５２】
JNDf_def = j(Lf)        ・・・  (7)    ※フィルムの任意の輝度LfにおけるJNDindex
JNDf_def_min = j(Lf_min)  ・・・ (8)   ※フィルムの最低JNDindex
JNDf_def_max =j(Lf_max) ・・・  (9)    ※フィルムの最高JNDindex
となる。ここでJNDindex値より、P値を求める。
【００５３】
P値は以下の式で与えられる。（14bit画像の場合）
P  ＝  ( JNDf_def - JNDf_def_min ) * ( JNDf_def_max - JNDf_def_min ) * 16383  ・・・  (10)
図１のFPDから出力された信号が３４信号処理部で、P値に変換されて様々な出力デバイスに送られる。本発明は得られたリニアのデジタル信号値から直接P値に変換する信号処理部を持つ事を特徴とする放射線画像検出処理装置であり、（1）〜(10)式を使用し変換式もしくは変換テーブルを作成する事により達成する事が出来る。
[発明の実施形態]
ここでFPDから出力されたリニアのデジタル信号から、直接P値に変換する方法について  説明する。FPDから出力されるリニア信号を図1のFDP検出器において、リニア信号値を14bitA/D変換器でデジタル信号化したあと、信号処理部３４で14ｂｉｔリニア値からＰ値に直接変換する方法について述べる。まず(10)式に(7)〜(9)式を代入する。
【００５４】
P  ＝  (j(Lf)- j(Lf_min)) * (j(Lf_max)- j(Lf_min)) * 16383  ・・・  (11)
(11)式に(1)〜(5)式を代入すると、(12)式が得られる。
【００５５】
P  ＝  [j｛La_def + L0_def * 10(- Dmin_def + log(Ｘ+α)+β/ 16383 * (Dmax_def - Dmin_def))｝- j｛La_def + L0_def *10(-Dmax_def)｝] * [j{ La_def +L0_def * 10(-Dmin_def)}
・  j{ La_def + L0_def *10(-Dmax_def) }] * 16383    ・・・  (12)
j(L) = A + Blog(L) + C(log(L))2 + D(log(L))3 + E(log(L))4+ F(log(L))5 + G(log(L))6
+ H(log(L))7+ I(log(L))8 ・・・  (6)
※La_def, L0_def, Dmax_def, Dmin_def,α,βは定数。
ここで、グレースケール標準表示関数j()は、(6)式で与えられるため、P値は入力されたリニアの14bitデジタル信号値“X”から直接求めることが可能となる。
【００５６】
ここで逐次A/D変換されたリニアの画像信号値を上記(6),(12)の式で演算させて、P値を直接求めても良いが、実際には予め値を求めておき、LUTとして参照する形で運用する形態が、処理の迅速化の観点から望ましい。
【００５７】
リニア信号値がここでは14biｔとしたため、0〜16383を上記(6),(12)式に代入し、Ｐ値を求める。リニア信号値とＰ値の変換テーブルが作成でき、図１の３４信号処理部において、このテーブルを使用し、直接Ｐ値として出力する事が可能になる。変換テーブルを別途作成しておくことにより、必要十分な精度で予めテーブルの値を演算することができる。
【００５８】
以上により、ＦＰＤにおいてリニアでＡ／Ｄ変換し、濃度Ｄ値に変換する事無しに、Ｐ値に直接変換して外部に画像データを出力する事により、処理の迅速化、複数演算による途中の丸め誤差や精度落ちをなくす事が可能な放射線検出処理装置、または放射線画像撮影システムを作成することができる。
【産業上の利用可能性】
【００５９】
診断等に適した放射線画像を得ることができる放射線画像検出処理装置および放射線画像撮影システムに広く適用できる。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】Ｘ線撮像装置に使用されるＸ線撮像パネルを示す図である。
【図２】Ｘ線撮像パネルの断面図である。
【図３】グレースケール標準表示関数曲線を示す図である。
【図４】グレースケール標準表示関数曲線を示す図である。
【図５】階調変換特性を示す図である。
【符号の説明】
【００６１】
１２  Ｘ線撮像パネル
１４  ゲート線
１６  信号線
２０  変換セル
２２  電荷生成層
２４  蓄積用コンデンサ
２６  スイッチング素子
２８  電源部
３０  垂直走査部
３２  水平走査部
３４  信号処理回路
【図１】
2005117590.tif 000003
【図２】
2005117590.tif 000004
【図３】
2005117590.tif 000005
【図４】
2005117590.tif 000006
【図５】
2005117590.tif 000007