"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。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。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。ただし、Df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。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。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。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。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。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。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。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Ln1にオン電圧が印加されて、走査線5の当該ラインLn1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。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LANLocalAreaNetwork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COFChipOnFilm12が異方性導電接着フィルムAnisotropicConductiveFilmや異方性導電ペーストAnisotropicConductivePaste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CorrelatedDoubleSampling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、CPUCentralProcessingUnitやROMReadOnlyMemory、RAMRandomAccessMemory、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、FPGAFieldProgrammableGateArray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、DRAMDynamicRAM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、LCDLiquidCrystalDisplay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7m,nに対応する各元画像データDoriをDorim,nと表す。また、図11中では、元画像データDorim,nが単にm,nで表されている。また、元画像データDorim,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Dorim,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Dorim,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Dorim,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Dorim,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と表す。また、それらの平均値Da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Dorim,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Dorim,nの信号線方向Bの平均値Dbを算出するように構成してしまうと、平均値Db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Dorim,nの走査線方向Aの平均値Daを算出すると、平均値Da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Dorim,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Dorim,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がその周囲の部分の平均値Da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からその直前の平均値Daを減算して算出した差分Da-Daの絶対値|Da-Da|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を含むそれ以降の各平均値Da、Da、Da、...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と区別するために、平均値DAと表す。すなわち、区分領域Skの各平均値Da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からその直前の平均値Daを減算して算出した差分Da-Daの絶対値|Da-Da|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とそれ以降の各平均値Da、Da、...から、それぞれ差分Da-Daを減算して、圧縮後の平均値DAを算出する。この場合、例えばn=aでの平均値Daから差分Da-Daを減算すると、圧縮後の平均値DAは、DA=Da-Da-Da∴DA=Da...2となり、直前のn=a-1における平均値Daに等しくなる。また、平均値Da、Da、...についても、DA=Da-Da-Da...3DA=Da-Da-Da...4等の各減算処理が行われて、圧縮後の平均値DA、DA、...が算出される。また、平均値Daを含むそれ以降の各平均値Da、Da、Da、...についても同様の処理が行われて、圧縮後の平均値DA、DA、DA、...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からその直前の平均値Daを減算して算出した差分Da-Daに基づいて行う代わりに、例えば、平均値Da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~n5等の所定の範囲における平均値Daの平均値を算出し、当該nにおける平均値Daと当該所定範囲における平均値Da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。ここで、Df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の平均値を表し、σv2は予め設定された分散の値を表し、σ2はDAの分散を表す。すなわち、DAの分散σ2は、nを含む微小範囲例えばn-5~n5の範囲のDA-DAave2の総和ΣDA-DAave2である。そして、DAの分散σ2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>>σv2の場合には、上記5式は、Df≒DA...6となり、フィルタ処理後のデータDfは、元の圧縮後の平均値DAに近い値になる。また、DAの分散σ2が設定された分散σv2とほぼ等しい場合すなわちσ2≒σv2の場合には、上記5式は、Df≒DAave...7となり、フィルタ処理後のデータDfは、圧縮後の平均値DA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を算出するようになっている。ds=DA-Df...8以下、このds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の分散σ2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>>σv2の場合には、上記6式に示したようにDf≒DA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~n5の微小範囲について算出されるDAの分散σ2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が圧縮後の平均値DA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の分散σ2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≒σv2の場合には、上記7式に示したようにDf≒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はほぼDA-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が0ではなく、圧縮後の平均値DA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のプロファイルに基づいて、補正データDsm,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同士の間の位置の補正データDsm,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Dsm,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Dorim,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Dsm,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Dorim,nから、それぞれ対応する補正データDsm,nを減算処理することによって、元画像データDorim,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Dorim,nの走査線方向Aの平均値Daを算出することにより、筋状のムラの成分以外のノイズ成分が打ち消しあって低減され、平均値Da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Dorim,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Dorim,nの走査線方向Aの平均値Da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Dorim,nの走査線方向Aの平均値Da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の走査線方向Aの平均値dsave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dsaveに基づいて、例えば、図19に示したように各平均値dsave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の走査線方向Aの平均値dsave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dsave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の走査線方向Aの平均値dsall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については、各区分領域Skごとに算出したデータdsを破棄して全区分領域Skについての平均値dsall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。"