JPH0614345B2 - Radiation image gradation processing method and apparatus - Google Patents
Radiation image gradation processing method and apparatusInfo
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- JPH0614345B2 JPH0614345B2 JP1294337A JP29433789A JPH0614345B2 JP H0614345 B2 JPH0614345 B2 JP H0614345B2 JP 1294337 A JP1294337 A JP 1294337A JP 29433789 A JP29433789 A JP 29433789A JP H0614345 B2 JPH0614345 B2 JP H0614345B2
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は放射線画像の階調処理方法およびそのための装
置、さらに詳しくは蓄積型螢光体に記録した放射線画像
を読み出して可視像に再生記録する際、その可視再生像
が目的に応じて見やすい画像に再生されるように階調処
理を施す方法およびそのための装置に関するものであ
る。本発明のこの方法および装置は、特に医療用診断に
用いるＸ線写真の診断性能を向上させるのに有効であ
る。The present invention relates to a method of gradation processing of a radiation image and an apparatus therefor, and more specifically, when a radiation image recorded on a storage type fluorescent body is read out and reproduced and recorded in a visible image, the visible reproduction is performed. The present invention relates to a method for performing gradation processing so that an image can be reproduced as an easily viewable image according to the purpose, and an apparatus therefor. The method and apparatus of the present invention are particularly effective for improving the diagnostic performance of radiographs used for medical diagnosis.
蓄積型螢光体（以下単に「螢光体」という）を用いて、
これに放射線画像を記録し、この放射線画像を読み出
し、これを写真フイルム等の記録材料に可視像として再
生記録する放射線写真システムが開発された。このシス
テムは本出願人が特願昭53-84741号（特開昭55-12429号
公報参照）に提案したもので、被写体を透過した放射線
を螢光体に吸収せしめ、その後この螢光体をある種のエ
ネルギーで励起してこの螢光体が蓄積している放射線エ
ネルギーを螢光として放射せしめ、この螢光を検出して
画像化するものである。Using a storage-type fluorescent substance (hereinafter simply referred to as "fluorescent substance"),
A radiographic system has been developed in which a radiographic image is recorded on this, the radiographic image is read out, and this is reproduced and recorded as a visible image on a recording material such as a photographic film. This system was proposed by the applicant in Japanese Patent Application No. 53-84741 (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-12429), in which radiation transmitted through an object is absorbed by a phosphor, and then this phosphor is removed. It is excited by a certain kind of energy to radiate the radiant energy accumulated in the fluorescent body as fluorescent light, and the fluorescent light is detected and imaged.
この螢光体を用いる放射線写真システムは、従来の銀塩
写真による放射線写真システムと比較して極めて広い放
射線露出域に亘って画像を記録することができるという
利点があり、これは実用上非常に価値の高いものであ
る。すなわち、この螢光体では放射線露光量に対して蓄
積後に励起によって発光する発光量が極めて広い範囲に
亘って比例するため、この発光量を光電変換手段によっ
て電気信号に変換し、この電気信号を使用して写真フイ
ルム等の記録材料に可視像を再生記録すればいかなる露
光量で撮影しても適正な濃度の画像が得られる。なお、
この再生記録時には広い範囲に亘って得られた電気信号
のレベルを光学濃度で識別可能な範囲に変換するよう信
号処理の際の増巾率を調整して適正な画像が得られるよ
うにする。A radiographic system using this phosphor has an advantage that an image can be recorded over an extremely wide radiation exposure area as compared with a conventional radiographic system using silver salt photography, which is very practical. It is of high value. That is, in this fluorescent material, the amount of light emitted by excitation after storage is proportional to the amount of radiation exposure, which is proportional to a very wide range. Therefore, this amount of light emission is converted into an electric signal by the photoelectric conversion means, and this electric signal is converted into an electric signal. If a visible image is reproduced and recorded on a recording material such as a photographic film by using it, an image having an appropriate density can be obtained regardless of the exposure amount. In addition,
At the time of this reproduction / recording, the amplification rate at the time of signal processing is adjusted so that the level of the electric signal obtained over a wide range is converted into a range identifiable by optical density so that an appropriate image can be obtained.
実用上は、これに使用する電気信号系のダイナミックレ
ンジによって放射線露光量の範囲が制限される。実験で
は約３ケタの範囲に亘って露光量を変化させても、すな
わち放射線の露光量を１：1000に変化させても適正な濃
度の写真を得ることができた。In practice, the range of radiation exposure dose is limited by the dynamic range of the electrical signal system used for this. In the experiment, even if the exposure amount was changed over a range of about 3 digits, that is, even if the exposure amount of the radiation was changed to 1: 1000, it was possible to obtain a photograph having an appropriate density.
このように、上記のような螢光体を使用する放射線写真
システムでは露光量を大幅に変化させても最終的に適正
濃度の画像が得られるから、実用上数々の利点がある。
例えば撮影時の露光に撮影ショット間でムラがあった場
合、あるいは露光ミスがあった場合、これを最終的には
同一レベルの濃度に仕上げることができるから全く問題
がなく、露光条件における失敗を実質的になくすること
ができる。また、被写体によっては露光量を大きくしな
ければならないもの、あるいは露光量を小さくしなけれ
ばならないもの等、従来の放射線写真システムでは出来
上がる画像の濃度が見やすい濃度に仕上るように露光量
を調整しなければならない場合があったが、このシステ
ムでは同一条件で撮影しておいても後の再生時に適宜見
やすい濃度に再生することができるから露光条件の設定
に注意を払う必要がない。さらに、従来のシステムでは
感度の異なるスクリーンに対しては感度の異なるフイル
ムを個別に用いる必要があったが、このシステムでは一
種のフイルムを使って種々のスクリーン、種々の撮影条
件に対処することができるから多種のフイルムを用意す
る必要がない。As described above, in the radiographic system using the fluorescent substance as described above, an image having an appropriate density can be finally obtained even when the exposure amount is largely changed, so that there are various advantages in practical use.
For example, if there is unevenness in the exposure during shooting between shooting shots, or if there is an exposure error, there is no problem because it can be finally finished to the same level of density, and failure in exposure conditions will not occur. It can be virtually eliminated. In addition, depending on the subject, the exposure amount must be adjusted so that the density of the image produced by conventional radiographic systems will be easy to see, such as the one requiring a larger exposure amount or the one requiring a smaller exposure amount. In some cases, it is not necessary to pay attention to the setting of the exposure condition, because even if the image is taken under the same conditions, the reproduction can be performed at a density that is easy to see in the subsequent reproduction. Furthermore, in the conventional system, it was necessary to use films with different sensitivities individually for screens with different sensitivities, but with this system, it is possible to handle different screens and different shooting conditions using one type of film. You don't have to prepare many kinds of films because you can.
要するに、上記のような螢光体を使用する放射線写真シ
ステムでは、極めて広い範囲に亘る露光量を画像情報と
して一旦螢光体に蓄積し、最終的な可視像を記録材料上
に再生記録する際にはその画像情報を電気信号に変換し
て記録するから、その電気信号のレベルを適宜調整する
ことによって最終的に得られる再生像の濃度を常に目的
に合った見やすい濃度範囲に仕上げることができるので
ある。In short, in the radiographic system using the fluorescent substance as described above, the exposure amount over an extremely wide range is temporarily accumulated in the fluorescent substance as image information, and the final visible image is reproduced and recorded on the recording material. At that time, since the image information is converted into an electric signal and recorded, the density of the reproduced image finally obtained can always be finished in an easy-to-see density range suitable for the purpose by appropriately adjusting the level of the electric signal. You can do it.
しかしながら、この放射線写真システムを実用化するた
めには上記のような信号処理を定量的に標準化しなけれ
ばならない。そして、これは実用上いかなる放射線画像
に対しても好ましい信号処理を施すものであるよう、種
々の放射線画像について多数の実験を繰返して決められ
なければならない。However, in order to put this radiographic system into practical use, the above signal processing must be quantitatively standardized. Then, this must be determined by repeating a number of experiments for various radiographic images so that practically preferable signal processing is performed on any radiographic image.
本発明は、上記のような背景のもとに、螢光体を使用す
る放射線写真システムにおいて種々の放射線写真画像に
対して適正な濃度の最終的再生像を得ることができるよ
う信号処理すなわち階調処理を施す方法および装置を提
供することを目的とするものである。Based on the background as described above, the present invention provides signal processing, that is, floor processing, so as to obtain a final reproduced image with proper density for various radiographic images in a radiographic system using a fluorescent substance. It is an object of the present invention to provide a method and a device for performing a toning treatment.
すなわち、本発明の第一の目的は螢光体を使用する放射
線写真システムにおいて、実用上殆どあらゆる種類の放
射線画像に対して常に適性な濃度の再生像を記録材料上
に得ることができるような電気信号の処理方法すなわち
階調処理方法を提供することにある。That is, the first object of the present invention is that in a radiographic system using a fluorescent substance, it is possible to obtain a reproduced image having a density which is always suitable for practically any type of radiographic image on a recording material. It is to provide a method of processing an electric signal, that is, a gradation processing method.
本発明の第二の目的は上記方法を実施するのに適した装
置、すなわち種々の放射線画像に対して常に適正な濃度
の再生像を記録材料上に記録する一般性を持ったシステ
ムを実現するための階調処理装置を提供すことにある。The second object of the present invention is to realize an apparatus suitable for carrying out the above method, that is, a system having generality for recording a reproduced image of various radiance images at an always proper density on a recording material. It is to provide a gradation processing device for this.
さらに本発明は、上記のような方法において、特に医療
用Ｘ線写真における診断性能を向上させる階調処理方法
を提供することを目的とするものである。A further object of the present invention is to provide a gradation processing method that improves the diagnostic performance of medical X-ray photography, especially in the above method.
本発明の階調処理方法は、 放射線画像情報を記録した、発光光が300〜500ｎｍの波
長域内にある蓄積型螢光体材料を、600〜700ｎｍの波長
域内の励起光により走査して、この螢光体材料の発光に
より前記画像情報を読み出し、この発光量をその発光量
に対応したレベルの電気信号に変換した後、この電気信
号を使用して記録材料に前記画像情報に応じた可視像を
再生記録する放射線画像の再生記録方法であって、電気
信号の最小レベル値に対応する画像情報が再生像におい
て記録材料のカブリ濃度からカブリ濃度＋０．３（光学
濃度）の範囲に再生され、最大レベル値に対応する画像
情報が再生像において１．５〜２．８（光学濃度）の範
囲に再生されるように電子信号の最大、最小レベル値に
おける信号処理を行ない、この間のレベルにおいては再
生像の濃度が電気信号のレベル増加にしたがって常に正
の勾配で増加するように信号処理を行なうことを特徴と
するものである。The gradation processing method of the present invention is a method of recording radiation image information, wherein the emitted light is in the wavelength range of 300 to 500 nm, and the storage type phosphor material is scanned with excitation light in the wavelength range of 600 to 700 nm, The image information is read out by the light emission of the fluorescent material, the amount of this light emission is converted into an electric signal of a level corresponding to the amount of light emission, and then the electric signal is used to make the recording material visible according to the image information. A reproduction and recording method of a radiation image for reproducing and recording an image, wherein image information corresponding to a minimum level value of an electric signal is reproduced from a fog density of a recording material to a fog density +0.3 (optical density) in a reproduced image. , The signal processing is performed at the maximum and minimum level values of the electronic signal so that the image information corresponding to the maximum level value is reproduced within the range of 1.5 to 2.8 (optical density) in the reproduced image, Is characterized in that the signal processing is performed so that the density of the reproduced image always increases with a positive gradient as the level of the electric signal increases.
また、本発明の方法は好ましくは、さらに前記最大、最
小レベル値間においえ所定のレベルを中心として再生像
の濃度を全体として下げることを特徴とするものであ
る。この方法は、その所定のレベルにおいて光学濃度で
０．５以下の最大下げ幅をもって濃度を下げ、この所定
のレベルを中心としてこのレベルより上下に離れるにし
たがって下げ幅を次第に小さくしていくようにしたもの
である。Further, the method of the present invention is preferably characterized by further lowering the density of the reproduced image as a whole around a predetermined level even between the maximum and minimum level values. In this method, the density is lowered with a maximum reduction range of 0.5 or less in optical density at the predetermined level, and the reduction range is gradually reduced as the distance from the predetermined level increases and decreases. It was done.
また、さらに本発明の方法は、好ましくは、前記勾配の
変化率を少なくとも上記所定のレベルより低いレベルの
範囲、すなわち再生像における濃度範囲で前記所定のレ
ベル対応する濃度より低い濃度の範囲において、常に正
または０とするような信号処理を行なうことを特徴とす
るものである。Further, the method of the present invention is preferably such that the rate of change of the gradient is at least in a range of a level lower than the predetermined level, that is, in a density range in a reproduced image, a density range lower than a density corresponding to the predetermined level, The feature is that signal processing is always performed to be positive or zero.
本発明の装置は、上記方法を実施するための信号処理手
段を備えたものである。The device of the present invention comprises signal processing means for carrying out the above method.
即ち本発明の装置は、 放射線画像情報を記録した、発光光が300〜500ｎｍの波
長域内にある蓄積型螢光体材料を、600〜700ｎｍの波長
域内の励起光により走査し、その螢光体材料の発光量か
ら前記画像情報を読み出してその発光量に対応したレベ
ルの電気信号を出力する読出し手段、この読出し手段か
ら出力された電気信号を信号処理する手段、この信号処
理された信号によって制御される変調器、およびこの変
調器によって変調され、記録材料を走査してこの記録材
料上に画像を記録する記録手段からなる、蓄積型螢光体
材料に記録された放射線画像情報の再生記録装置であっ
て、 前記信号処理手段が、前記発光量の最大値に対応する最
大レベルの前記電気信号を、前記記録材料上に再生記録
される再生像において光学濃度で１．５〜２．８の範囲
の濃度で前記記録手段が画像記録するようなレベルに変
換し、また、前記発光量の実質的最小値に対応する最小
レベルの前記電気信号を前記再生像において前記記録材
料のカブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で０．３だ
け高い濃度までの範囲の濃度で前記記録手段が画像記録
するようなレベルに変換し、かつこれらの最大、最小レ
ベル値間のレベルの電気信号をレベルの増加に応じて再
生像の濃度が単調増加するように変換する信号変換手段
を含んでいることを特徴とするものである。That is, the device of the present invention, the radiation image information is recorded, the emitted light is in the wavelength range of 300 ~ 500 nm, the storage type phosphor material is scanned by the excitation light in the wavelength range of 600 ~ 700 nm, the phosphor Readout means for reading out the image information from the light emission amount of the material and outputting an electric signal of a level corresponding to the light emission amount, means for signal processing the electric signal output from the read means, and control by the signal processed signal Apparatus for reproducing radiation image information recorded on a storage-type fluorescent material, which comprises a modulator to be recorded, and a recording unit which is modulated by the modulator and scans the recording material to record an image on the recording material. In the reproduction image reproduced and recorded on the recording material, the signal processing unit reproduces and records the electric signal of the maximum level corresponding to the maximum value of the light emission amount in an optical density of 1.5 to 2.8. The density of the recording material is converted to a level at which the recording means records an image, and the electric signal of the minimum level corresponding to the substantially minimum value of the light emission amount is fogged from the fog density of the recording material in the reproduced image. The recording means converts into a level at which an image is recorded at a density up to 0.3 higher than the optical density, and an electric signal of a level between these maximum and minimum level values is increased. It is characterized in that it includes signal conversion means for converting so that the density of the reproduced image monotonically increases accordingly.
なお、上記方法、装置における電気信号あるいは螢光体
の発光量の最大、最小とは、単に螢光体に蓄積された画
像情報の中での文字通りの最大と最小を意味するもので
はなく、放射線画像として最終的に再生したい画像部分
の最大、最小の意味するものである。すなわち、実際の
螢光体には画像情報として最終的に再生したい被写体の
画像以外のものあるいは部分の情報も含まれており、こ
れは本来再生して観察したい被写体の画像とは関係のな
い部分であるから、これは上記信号処理の目的とする対
象画像の最大、最小の範囲から除外して処理する方が望
ましい訳であり、本発明で最大、最小と称するのはいず
れもこの対象画像の中での最大、最小すなわち実質的な
最大、最小を意味するものである。例えば胸部Ｘ線写真
で人体の外の背景、あるいは肺野部の外の部分がこの場
合の除外すべき部分に該当する。Incidentally, the maximum and minimum of the electrical signal or the amount of light emission of the fluorescent substance in the above method and device do not mean literally the maximum and minimum in the image information accumulated in the fluorescent substance, but the radiation. It means the maximum and minimum of the image portion to be finally reproduced as an image. In other words, the actual fluorescent substance also contains, as image information, information or parts other than the image of the subject to be finally reproduced, and this is a part that is not related to the image of the subject to be reproduced and observed. Therefore, it is desirable to process the target image excluding the maximum and minimum ranges of the target image targeted for the signal processing. In the present invention, both the maximum and the minimum are referred to as the target image. It means the maximum and the minimum among them, that is, the substantial maximum and the minimum. For example, in the chest radiograph, the background outside the human body or the portion outside the lung field corresponds to the portion to be excluded in this case.
上記最大、最小のとり方としては種々の方法が考えられ
るが、例えば特願昭53-122882 号（特開昭55-50180号公
報参照）に本出願人が提案したような螢光体の瞬時発光
光を利用する方法、再生のために発光量を読み出す際の
読み出された信号を利用する方法、撮影時に螢光体への
照射放射線量あるいは螢光体からの透過放射線量を２次
元検出器でモニターして螢光体の発光量を推測する方
法、撮影時に螢光体の背後にモニター用に螢光シートを
配して放射線によってこのモニター用の螢光シートを発
光させ、この発光を２次元検出器でモニターして螢光体
の発光量を推測する方法等を採用することが考えられ
る。これらの方法については後に詳述する。Although various methods can be considered as the maximum and minimum methods, for example, instantaneous light emission of a fluorescent substance as proposed by the present applicant in Japanese Patent Application No. 53-122882 (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-50180). Two-dimensional detector for the method of using light, the method of using the read signal when reading the amount of emitted light for reproduction, the amount of irradiation radiation to the fluorescent body or the amount of transmitted radiation from the fluorescent body during imaging A method of estimating the amount of light emitted from the fluorescent body by monitoring with, a fluorescent sheet for monitoring is placed behind the fluorescent body at the time of photographing, and the fluorescent sheet for this monitor is caused to emit light by radiation, and this emission is 2 It is conceivable to adopt a method of estimating the light emission amount of the fluorescent substance by monitoring with a dimension detector. These methods will be described in detail later.
上記のようにして具体的に信号中から最大、最小レベル
の信号を取り出す際には、前述のように単に信号そのも
のの最大、最小レベルを取り出すのではなく、所望の対
象画像部分の中での最大、最小レベルを取り出さなくて
はらなない。これには例えばヒストグラムを利用する方
法等が採用される。すなわち、得られた信号レベルをメ
モリーに入れ、このメモリー中のデータを演算装置で計
算してヒストグラムを作成する。これは横軸に信号レベ
ルを、縦軸に頻度をとったグラフにしたときにいくつか
の山状の信号を頻度分布を示すグラフ、すなわちヒスト
グラムであって、このヒストグラムの頻度が上下端で０
に落ち込む点あるいは最大頻度の５％程度に落ち込む点
が求める最大、最小レベルであるとすることができる。
このヒストグラムを使用する場合は、経験的に放射線画
像の種類に応じて表わされるヒストグラム上のパターン
から、所望の最大、最小レベルの位置を求めることもで
きる。すなわち、例えば胸部Ｘ線写真においてはヒスト
グラムに３つの山が表われ、この中で一番信号レベルの
高い側の山が最も頻度も大きいが、この山が肺野部を示
すもので、この山の信号レベルの高い側の裾すなわち頻
度が０または最大頻度の５％になるところを最大値とす
ればよい。一番信号レベルの低い側に高さの低い山が表
われるが、これが背骨を示すもので、この山の信号レベ
ルの低い側の裾を最小値とするとよい。When specifically extracting the maximum and minimum level signals from the signal as described above, the maximum and minimum levels of the signal itself are not simply extracted as described above, but rather in the desired target image portion. You have to get the maximum and minimum levels. For this, for example, a method using a histogram is adopted. That is, the obtained signal level is stored in a memory, and the data in this memory is calculated by a computing device to create a histogram. This is a graph showing the frequency distribution of several mountain-shaped signals when a graph is plotted with the signal level on the horizontal axis and the frequency on the vertical axis, that is, a histogram, and the frequency of this histogram is 0 at the upper and lower ends.
It is possible to set the points falling to or to the points falling to about 5% of the maximum frequency as the maximum and minimum levels to be obtained.
When this histogram is used, it is also possible to empirically find the desired maximum and minimum level positions from the pattern on the histogram that is represented according to the type of radiation image. That is, for example, in a chest X-ray photograph, three histograms appear in the histogram, and the mountain with the highest signal level has the highest frequency, but this mountain indicates the lung field, and this mountain The bottom of the higher signal level, that is, the place where the frequency is 0 or 5% of the maximum frequency may be set as the maximum value. The mountain with the lowest height appears on the side with the lowest signal level, which indicates the spine, and the skirt on the side with the lowest signal level of this mountain should be the minimum value.
また、もう一つの方法として、螢光体からの発光を走査
によって読み取る際、画像の中央（あるいは画像の種類
によって適宜選択された場所）を走査したときの信号レ
ベルの変化から対象画像部分およびその最大最小を知る
こともできる。例えば乳房Ｘ線写真を螢光体に蓄積した
画像情報から再生する際、画面の中央を走査すると、信
号は非被写体部分、表皮、脂肪組織、乳腺組織の順でそ
の再生像における濃度に対応する発光量のレベルを表わ
す。このとき、非被写体部分（すなわち対象外の最も発
光量の大きい部分）から表皮に変わったところでレベル
は大きく変化する。表皮は対象画像の中では最も再生像
における濃度が高いところであるから、このレベル変化
直後のレベルを最大値として採用することができる。ま
た、乳腺組織は最も濃度が低いところであるから、表
皮、脂肪組織、乳腺組織と順にレベルが低下して、低下
しきったところを最小値として採用することができる。
あるいは、この最小値が出てくる近辺のレベルをメモリ
ーで記憶して、その中の最小値を採用することもでき
る。As another method, when reading the light emitted from the fluorescent substance by scanning, the target image portion and its target image portion can be detected from the change in the signal level when scanning the center of the image (or a location appropriately selected depending on the type of image). You can also know the maximum and minimum. For example, when a mammogram is reproduced from image information stored in a fluorescent body, if the center of the screen is scanned, the signal corresponds to the density in the reproduced image in the order of non-subject part, epidermis, adipose tissue, and mammary gland tissue. Indicates the level of light emission. At this time, the level greatly changes when the non-subject portion (that is, the portion having the largest amount of light emission outside the target) is changed to the skin. Since the skin has the highest density in the reproduced image in the target image, the level immediately after this level change can be adopted as the maximum value. Moreover, since the density of the mammary gland tissue is the lowest, the levels of the epidermis, the adipose tissue, and the mammary gland tissue are sequentially decreased, and the part where the level is completely decreased can be adopted as the minimum value.
Alternatively, it is possible to store the level in the vicinity where the minimum value appears and use the minimum value among them.
このようにして求めた最大レベル値と最小レベル値の信
号を、再生像でそれぞれ１．５〜２．８、カブリ濃度〜
カブリ濃度＋０．３の濃度に再生記録されるような信号
に変換する。１．５〜２．８は実用的に読影しやすい光
学濃度の最大値で、これは望ましくは１．８〜２．６の
範囲とするのがよい。カブリ濃度〜カブリ度＋０．３は
実用的に読影できる最小値であり、これは望ましくはカ
ブリ濃度〜カブリ濃度＋０．２の範囲とするのがよい。The signals of the maximum level value and the minimum level value thus obtained are respectively 1.5 to 2.8 in the reproduced image, and the fog density to
The signal is converted to a signal that can be reproduced and recorded at a density of fog +0.3. 1.5 to 2.8 is the maximum value of the optical density that is practically easy to read, and it is desirable to set it to the range of 1.8 to 2.6. The fog density-fogging degree + 0.3 is the minimum value at which the image can be read practically, and it is desirable to set the fog density-fogging density + 0.2 in the range.
最大値と最小値の間の信号のレベル変換は、単純に両極
値を直線で結ぶ（縦軸に光学濃度を、横軸に発光量すな
わち信号レベルの対数値を表わした座標系で直線となる
ような）変換でよいが、さらに好ましくはその間で濃度
を所定のレベルを中心にして多少下げた方がよい結果が
得られる。これは特に医療用Ｘ線写真の場合に診断性能
を上げるのに効果がある。この点については後に図をも
って詳述する。To convert the signal level between the maximum value and the minimum value, simply connect the extreme values by a straight line (the optical axis is plotted on the vertical axis, and the horizontal axis is a straight line in the coordinate system representing the logarithmic value of the light emission amount, ie, the signal level) However, it is more preferable that the density is slightly lowered about the predetermined level in the meantime. This is particularly effective in improving diagnostic performance in the case of medical X-ray photography. This point will be described later in detail with reference to the drawings.
また、最大、最小レベル値間ではγすなわち縦軸に再生
像の光学濃度（Ｄ）を、横軸に信号レベルの対数（log
Ｓ）をとったときの曲線の勾配が常に正であることが正
常なコントラストを再生するために必要であるが、さら
にこの勾配（γ）の変化率が再生像において少なくとも
前記所定のレベルに対応する濃度より低い濃度の範囲に
おいて正または０であるように信号処理すると良好な結
果が得られる。この所定レベルより高いすなわちこの所
定レベルに対応する濃度より高い濃度範囲においてはγ
が正でありさえすればγの変化率は多少負になっても濃
度が高いため問題はない。Further, between the maximum and minimum level values, γ, that is, the vertical axis represents the optical density (D) of the reproduced image, and the horizontal axis represents the logarithm of the signal level (log
It is necessary for reproducing the normal contrast that the gradient of the curve when S) is taken is always positive, and the rate of change of this gradient (γ) corresponds to at least the predetermined level in the reproduced image. Good results can be obtained by performing signal processing such that the density is positive or zero in the range of density lower than the density. In the concentration range higher than this predetermined level, that is, higher than the concentration corresponding to this predetermined level, γ
As long as is positive, there is no problem even if the rate of change of γ becomes slightly negative because the concentration is high.
本発明において蛍光体とは、最初の光もしくは高エネル
ギー放射線が照射された後に、光的、熱的、機械的、化
学的または電気的等の刺激（励起）により、最初の光も
しくは高エネルギー放射線の照射量に対応した光を再生
光せしめる、いわゆる輝尽性を示す蛍光体をいう。ここ
で光とは電磁放射線のうち可視光、紫外光、赤外光を含
み、高エネルギー放射線とはＸ線、ガンマ線、ベータ
線、アルファ線、中性子線等を含む。In the present invention, the term “phosphor” refers to the first light or high-energy radiation after being irradiated with the first light or high-energy radiation and then stimulated (excited) by optical, thermal, mechanical, chemical, or electrical. It means a so-called stimulable phosphor that regenerates light corresponding to the irradiation amount of. Here, light includes visible light, ultraviolet light, and infrared light among electromagnetic radiation, and high-energy radiation includes X-rays, gamma rays, beta rays, alpha rays, neutron rays, and the like.
励起は600〜700ｎｍの波長域の光によって行なうことが
望ましく、この波長域の励起光は、この波長域の光を放
出する励起光源を選択することにより、あるいは上記波
長域にピークを有する励起光源と、600〜700ｎｍの波長
域以外の光をカットするフィルターとを組合せて使用す
ることにより得ることができる。Excitation is preferably performed with light in the wavelength range of 600 to 700 nm, and the excitation light in this wavelength range is selected by selecting an excitation light source that emits light in this wavelength range, or an excitation light source having a peak in the above wavelength range. And a filter that cuts off light outside the wavelength range of 600 to 700 nm can be used in combination.
上記波長域の光を放出することができる励起光源として
Ｋｒレーザ、各種の発光ダイオード、Ｈｅ−Ｎｅレー
ザ、ローダミンＢダイレーザ等がある。またタングステ
ンヨーソランプは、波長域が近紫外、可視から赤外まで
及ぶため、600〜700ｎｍの波長域の光を透過するフィル
ターと組合わせれば使用することができる。A Kr laser, various light emitting diodes, a He-Ne laser, a Rhodamine B dye laser, and the like are available as an excitation light source that can emit light in the above wavelength range. Further, since the tungsten yoyo lamp has a wavelength range from near-ultraviolet, visible to infrared, it can be used in combination with a filter that transmits light in the wavelength range of 600 to 700 nm.
しかし、ＣＯ２レーザ（波長10600ｎｍ）、ＹＡＧレー
ザ（波長1060ｎｍ）は波長が長いために発光効率が悪
く、しかも走査中に蛍光体が温度上昇して走査点以外を
発光させてしまうため使用することができない。However, CO 2 laser (wavelength: 10600 nm) and YAG laser (wavelength: 1060 nm) have a long wavelength and thus have poor light emission efficiency. Further, the temperature of the phosphor rises during scanning and the phosphor emits light other than at the scanning point. I can't.
前述した励起光の波長によって蛍光体に蓄積されたエネ
ルギーの衰退速度が異る様子を具体的に示すと第７図お
よび第８図に示す如くである。ここで第７図はＸ線照射
してから、その直後に励起して発光させた光を基準と
し、照射２時間後に発光させたときの蓄積エネルギーの
衰退する様子を示すものである。励起光として600〜700
ｎｍの波長域の光を用いると驚くべきことに750〜800ｎ
ｍの波長域の光を用いたときよりも、蓄積エネルギーの
衰退が少なくなる。したがって蛍光体上の記録を長期間
保存することができる。It is as shown in FIG. 7 and FIG. 8 that the decay rate of the energy accumulated in the phosphor varies depending on the wavelength of the excitation light described above. Here, FIG. 7 shows how stored energy declines when light is emitted 2 hours after irradiation, with reference to light that is excited and emitted immediately after X-ray irradiation. 600 to 700 as excitation light
Surprisingly 750-800n when using light in the wavelength range of nm
Decrease in stored energy is less than that when light in the wavelength range of m is used. Therefore, the record on the phosphor can be stored for a long time.
第８図は同じ現象を照射２時間後の発光量を励起波長と
の関連が明確になるように示したグラフである。この図
から分るように、700ｎｍ以上の長波長では、蓄積エネ
ルギーの衰退が大きくなっている。FIG. 8 is a graph showing the same phenomenon so that the relationship between the amount of light emitted 2 hours after irradiation and the excitation wavelength becomes clear. As can be seen from this figure, at long wavelengths of 700 nm or more, the decay of stored energy is large.
第９図は点線で示すように矩形波状に強度が変化する励
起光を照射するときの応答性を示すものである。実線で
示す曲線Ａは、Ｈｅ−Ｎｅレーザ光（波長633ｎｍ）で
励起したときの発光輝度である。曲線ＢはＣＯ２レーザ
光（波長10600ｎｍ）で励起したときの発光輝度を示
す。このグラフから分るように、Ｈｅ−Ｎｅレーザ光
は、応答性が良いので、それだけ読取速度が早くなる。FIG. 9 shows the responsiveness when irradiating with excitation light whose intensity changes in a rectangular wave shape as shown by the dotted line. A curve A indicated by a solid line is the emission luminance when excited by He—Ne laser light (wavelength 633 nm). Curve B shows the emission luminance when excited with CO 2 laser light (wavelength 10600 nm). As can be seen from this graph, since the He-Ne laser light has good responsiveness, the reading speed becomes faster.
なお、ＣＯ２レーザ光を100μスポットで走査したとこ
ろ、蛍光体が温度上昇し、これにより走査の終りの方で
は、発光が約１／４だけ減少してしまった。When the CO 2 laser beam was scanned with a 100 μ spot, the temperature of the phosphor increased, and as a result, the emission decreased by about 1/4 at the end of the scan.
上記第７図、第８図および第９図は、蓄積性蛍光体とし
てＢａＦＢｒ：Ｅｕを使用した場合の例を示すものであ
る。FIG. 7, FIG. 8 and FIG. 9 above show examples in which BaFBr: Eu is used as the stimulable phosphor.
励起エネルギーと発光エネルギーの比は10４：１〜1
0６：１程度であることが普通であるため、光検出器に
励起光が入ると、Ｓ／Ｎ比が極度に低下する。発光を短
波長側にとり、励起光を長波長側にとってできるだけ両
者を離し、光検出器に励起光が入らないようにすると、
上述のＳ／Ｎ比の低下を防止することができる。The ratio of excitation energy to emission energy is 10 4 : 1 to 1
0 6: since it is usually of the order of 1, when the excitation light enters the light detector, S / N ratio is extremely lowered. If the emission is on the short wavelength side, the excitation light is on the long wavelength side, and the two are separated as much as possible to prevent the excitation light from entering the photodetector,
It is possible to prevent the above S / N ratio from decreasing.
このためには、発光光が300〜500ｎｍの波長域にある蛍
光体を使用することが望ましい。しかし蛍光体が上記波
長域の光を放出しても、光検出器がその波長域以外の光
をも測定してしまえば、Ｓ／Ｎ比を改善することができ
ない。したがって、蛍光体が300〜500ｎｍの波長域の光
を発光し、かつ光検出器でこの波長域の光だけを検出す
るようにしなければならない。For this purpose, it is desirable to use a phosphor whose emitted light is in the wavelength range of 300 to 500 nm. However, even if the phosphor emits light in the above wavelength range, the S / N ratio cannot be improved if the photodetector also measures light outside the wavelength range. Therefore, it is necessary that the phosphor emits light in the wavelength range of 300 to 500 nm and that the photodetector detects only light in this wavelength range.
このためには、300〜500ｎｍの波長域に感度を有する光
検出器を用い、かつその前面にこの波長域の光だけを通
すフィルタを配することが必要である。For this purpose, it is necessary to use a photodetector having a sensitivity in the wavelength range of 300 to 500 nm and to dispose a filter passing only light in this wavelength range on the front surface thereof.
上記300〜500ｎｍの波長域の光を発光する蛍光体として
は、 ＬａＯＢｒ：Ｃｅ，Ｔｂ ＳｒＳ：Ｃｅ，Ｓｍ ＳｒＳ：Ｃｅ，Ｂｉ ＢａＯ・ＳｉＯ２：Ｃｅ ＢａＯ・６Ａｌ２Ｏ３：Ｅｕ （０．９Ｚｎ，０．１Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ ＢａＦＢｒ：Ｅｕ ＢａＦＣｌ：Ｅｕ 等がある。The phosphor emitting light in a wavelength range of the 300~500nm, LaOBr: Ce, Tb SrS : Ce, Sm SrS: Ce, Bi BaO · SiO 2: Ce BaO · 6Al 2 O 3: Eu (0.9Zn , 0.1Cd) S: AgBaFBr: EuBaFCl: Eu.
上記波長域の光を放出しない蛍光体、例えば ＺｎＳ：Ｐｂ（波長500〜530ｎｍ）、 ＺｎＳ：Ｍｎ，Ｃｕ（波長580〜600ｎｍ）、 （０．３Ｚｎ，０．７ｃｄ）Ｚ：Ａｇ（波長610〜620ｎ
ｍ）、 ＺｎＳ，ＫＣｌ：Ｍｎ（波長580〜610ｎｍ）、 ＣａＳ・Ｃｅ，Ｂｉ（波長570〜580ｎｍ）、 は、励起光との分離が困難であるから使用することがで
きない。Phosphors that do not emit light in the above wavelength range, for example, ZnS: Pb (wavelength 500 to 530 nm), ZnS: Mn, Cu (wavelength 580 to 600 nm), (0.3 Zn, 0.7 cd) Z: Ag (wavelength 610 to 620n
m), ZnS, KCl: Mn (wavelength 580 to 610 nm), and CaS.Ce, Bi (wavelength 570 to 580 nm) cannot be used because they are difficult to separate from the excitation light.
第10図は蛍光体として、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ，ＺｎＳ：Ｐ
ｂ、ＺｎＳ，ＫＣｌ：Ｍｎの３種類についてＨｅ−Ｎｅ
レーザ光を用いて励起したときのＳ／Ｎ比を示すもので
ある。ａはそれぞれの蛍光体の発光波長を示すものであ
り、ｂはフォトマルの分光感度と、フォトマルの前面に
設けられるフィルタの透過率を示すグラフである。FIG. 10 shows BaFBr: Eu, ZnS: P as a phosphor.
He, Ne for three kinds of b, ZnS, and KCl: Mn
It shows the S / N ratio when excited with laser light. a is the emission wavelength of each phosphor, and b is a graph showing the spectral sensitivity of Photomul and the transmittance of a filter provided in front of Photomul.
前記３種類の蛍光体からの発光をｂのフォトマルで測定
すれば、ｄに示すＩ′，II′，III′の波長特性が得ら
れる。これには発光光に励起光の一部がノイズとして含
まれている。そこでｃに示すフィルタ１〜５を通して測
定したときの受光量と、バックグランド受光量との比は
曲線IVになる。これはＳ／Ｎ比を表わしている。このＳ
／Ｎ比を示す曲線IVから分るように、波長が500ｎｍを
越えて波長長になると、励起光の波長に接近するから、
両者の分離が困難になり、Ｓ／Ｎ比が極端に低下する。When the light emission from the above three types of phosphors is measured by the photo b of b, the wavelength characteristics of I ′, II ′, and III ′ shown in d are obtained. In this, a part of the excitation light is included in the emitted light as noise. Therefore, the ratio of the amount of received light when measured through the filters 1 to 5 shown in c and the amount of received light in the background is a curve IV. This represents the S / N ratio. This S
As can be seen from the curve IV showing the / N ratio, when the wavelength exceeds 500 nm and becomes the wavelength length, it approaches the wavelength of the excitation light,
It becomes difficult to separate the two, and the S / N ratio drops extremely.
以下、図面によって本発明の方法による階調処理をさら
に詳細に説明する。Hereinafter, the gradation processing according to the method of the present invention will be described in more detail with reference to the drawings.
第１図は螢光体の発光量から得た画像情報を表わす電気
信号のレベル（Ｓ）と、最終的に再生像に表われる光学
濃度（Ｄ）との関係を表わグラフを示すもので、これに
よって信号変換の関数全体を表わす。信号のレベル
（Ｓ）は対数目盛で表してある。電気信号の前記最大レ
ベル値をＳmax、最小レベル値をＳminで表わし、前記
１．５〜２．８、望ましくは１．８〜２．６の最大濃度
をＤmax、カブリ濃度〜カブリ濃度＋０．３望ましくは
カブリ濃度〜カブリ濃度＋０．２の最小濃度値をＤmin
で表わす。本発明の方法は、第１図の曲線Ａで示すよう
にＳmaxを、Ｄmaxに、ＳminをＤminに対応させ、その間
の変換を信号レベルの対数値と濃度とが比例するよう
に、一方を対数とした後の線型変換としたことを基本的
特徴とするものである。FIG. 1 is a graph showing the relationship between the level (S) of the electric signal representing the image information obtained from the amount of light emitted from the fluorescent substance and the optical density (D) finally appearing in the reproduced image. , Which represents the entire signal transformation function. The signal level (S) is shown on a logarithmic scale. The maximum level value of the electric signal is represented by Smax and the minimum level value is represented by Smin. The maximum density of 1.5 to 2.8, preferably 1.8 to 2.6 is Dmax, and the fog density to fog density +0.3. Desirably, the minimum density value from fog density to fog density + 0.2 is Dmin
Express with. According to the method of the present invention, Smax is associated with Dmax and Smin is associated with Dmin as shown by a curve A in FIG. 1, and one of them is logarithmically converted so that the logarithmic value of the signal level is proportional to the concentration. The basic feature is that the linear conversion after the above is performed.
実用上は、特に医療用Ｘ線写真の場合にはさらに折線Ｂ
１，Ｂ２で示すようにＳmaxとＳminの間の所定レベル値
Ｓａを中心として全体の濃度をΔＤだけ低下させるのが
望ましい。この下げ幅ΔＤは中心となる前記所定レベル
Ｓａにおいて最大下げ幅ΔＤmaxを示し、この上下にお
いてはこの所定レベルＳａから離れるにしたがって下げ
幅ΔＤが小さくなるようにする。このよって濃度の低い
方の画像部分のコントラスト（勾配γ）を折線部分Ｂ１
のように下げ、濃度の高い方の画像部分のコントラスト
を折線部分Ｂ２のように上げて診断性能を向上させるこ
とができる。この下げ幅は、最大下げ幅ΔＤmaxが０か
ら０．５となるようにする。ΔＤmaxが０の場合とは曲
線Ａの場合を示し、ΔＤmaxが正の場合に曲線Ｂの場合
を示す。この最大下げ幅ΔＤmaxは望ましくは０．１〜
0.45である。なお実用上は折線Ｂ１，Ｂ２でなく、曲線
Ｂのようになめらかな曲線としないと折れ目で濃度の
「とび」が出るので好ましくない。In practice, especially for medical X-rays, the broken line B
As indicated by 1 and B2, it is desirable to reduce the overall density by ΔD around a predetermined level value Sa between Smax and Smin. The reduction width ΔD shows the maximum reduction width ΔDmax at the center of the predetermined level Sa, and the reduction width ΔD becomes smaller above and below the predetermined level Sa as the distance from the predetermined level Sa increases. Therefore, the contrast (gradient γ) of the image portion with the lower density is calculated as the polygonal line portion B1.
As described above, the contrast of the image portion having the higher density can be increased like the broken line portion B2 to improve the diagnostic performance. The reduction width is such that the maximum reduction width ΔDmax is from 0 to 0.5. The case where ΔDmax is 0 indicates the case of curve A, and the case where ΔDmax is positive indicates the case of curve B. This maximum reduction width ΔDmax is preferably 0.1 to
It is 0.45. Practically, it is not preferable that the curved line B is not the broken lines B1 and B2, but the curved line B is a smooth curve because density "skips" appear at the folds.
また、上記下げ幅ΔＤを最大とする所定のレベル値Ｓａ
は、Ｓminからの高さｐ、すなわち が０．１から０．７であることが、診断性能をよくする
ためには必要である。In addition, a predetermined level value Sa that maximizes the reduction width ΔD
Is the height p from Smin, that is, Is required to be 0.1 to 0.7 in order to improve the diagnostic performance.
この高さｐが０．１より小さいと、最大下げ幅の信号レ
ベル値Ｓａが最小レベル値Ｓminに近づきすぎて、勾配
γが０に近づきすぎてコントラストがなくなって診断す
ることができなくなる。濃度の大小が逆転して診断する
ことができなくなる。また、ｐが０．７より大きいと、
このレベル値Ｓａが最大レベル値Ｓmaxに近づきすぎ
て、大部分の信号領域において勾配γが低下し、Ｄmax
を単純に下げた場合の階調に近くなってこの放射線写真
システムの特徴による効果が減少してしまう。この所定
レベルＳａに、平均発光量（）や最大頻度発光量（Ｓ
ｐ）等を選ぶのもよい。あるいはＳmaxとＳminの単純平
均点すなわち を選んでもよい。When the height p is smaller than 0.1, the signal level value Sa of the maximum reduction width is too close to the minimum level value Smin, and the gradient γ is too close to 0, so that the contrast is lost and diagnosis cannot be performed. It becomes impossible to diagnose because the magnitude of the concentration is reversed. If p is greater than 0.7,
This level value Sa becomes too close to the maximum level value Smax, the gradient γ decreases in most signal regions, and Dmax
Is close to the gradation when simply lowered, and the effect due to the characteristics of this radiographic system is reduced. The average light emission amount () and the maximum frequency light emission amount (S
You may also choose p). Or the simple average of Smax and Smin You may choose.
なお、本発明の階調処理においては、第１図のグラフに
おける曲線の勾配γは常に正でなければならないし、ま
た、勾配の変化率 は常に正または０でなければならない。前者の条件はコ
ントラストが逆転しないための条件であり、後者の条件
は特に最終的に得られる再生像が見やすい、特に医療用
Ｘ線写真の場合には診断性能が向上するための条件であ
る。すなわち、変化率が０の場合は単に曲線Ａを示すも
のであるが、変化率が正の場合は曲線Ｂのように濃度が
高い方程コントラストが高くなることを意味するもの
で、医療用Ｘ線写真の場合には診断性能を向上させるも
のである。また、変化率は一部正で一部０でもよいのは
勿論である。In the gradation processing of the present invention, the gradient γ of the curve in the graph of FIG. 1 must always be positive, and the rate of change of the gradient Must always be positive or zero. The former condition is a condition that the contrast is not reversed, and the latter condition is a condition that the reproduced image finally obtained is easy to see, especially in the case of medical X-ray photography, in order to improve the diagnostic performance. That is, when the rate of change is 0, only the curve A is shown, but when the rate of change is positive, it means that the higher the density as in the curve B, the higher the contrast becomes. In the case of a photograph, it improves the diagnostic performance. It goes without saying that the rate of change may be partially positive and partially zero.
最大、最小のレベル値Ｓmax、Ｓminよりさらに大きい、
あるいは小さい信号（前述の非被写体画像部分に対応す
る）に対しては、両極値間の曲線になめらかに連結する
曲線状に変換するのがよい、Ｄmax、Ｄminよりさらに大
きく、あるいは小さくする場合、これを大きく濃度の両
極値間外へ広げることは通常記録材料の特性上不可能で
あるので、第１図に曲線Ａの場合について示す破線Ｃ，
ＤのようにＤmax、Ｄminの外でなめらかに飽和させる形
に変換するのが好ましい。Greater than the maximum and minimum level values Smax and Smin,
Alternatively, for a small signal (corresponding to the above-mentioned non-subject image portion), it is preferable to convert it into a curved line that is smoothly connected to the curve between the extreme values. When making it larger or smaller than Dmax and Dmin, Since it is usually impossible to extend this value between the extreme values of the density due to the characteristics of the recording material, the broken line C shown in FIG.
It is preferable to convert into a form such as D that is smoothly saturated outside Dmax and Dmin.
上記各種数値限定の根拠を、以下さらに詳細に実験デー
タを使用して説明する。The grounds for limiting the various numerical values will be described below in more detail using experimental data.
本発明の方法による効果は、再生像の「見やすさ」とし
て表わされるが、これは通常の写真技術で問題となるシ
ャープネス（鮮鋭度）、粒状性、コントラスト等の測定
可能な要因では表現できないものであり、その写真を利
用する人の主観的評価としてのみ表わされるものであ
る。したがって、これを統計的な客観的数値として表わ
すために、数々の症例についての放射線写真を、本発明
の階調処理を施したものと施さなかったものの両方に亘
って多数用意し、これを６人の放射線読影の専門家（放
射線医）に観察、評価を依頼し、その主観的評価を統計
的に処理して診断性能を評価した。評価の基準は次のと
おりである。The effect of the method of the present invention is expressed as "viewability" of a reproduced image, which cannot be expressed by measurable factors such as sharpness, graininess and contrast which are problems in ordinary photographic technology. And is expressed only as a subjective evaluation of the person who uses the photograph. Therefore, in order to express this as a statistical objective numerical value, a large number of radiographs of many cases, both of which were subjected to the gradation processing of the present invention and those which were not subjected, were prepared. Observations and evaluations were requested from a human radiological reading expert (radiologist), and the subjective evaluation was statistically processed to evaluate the diagnostic performance. The evaluation criteria are as follows.
＋２：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断性能が
大幅に向上した。+2: Diagnostic performance is significantly improved compared to the conventional X-ray film system.
＋１：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断性能が
向上した。+1: The diagnostic performance is improved as compared with the conventional X-ray film system.
０：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断性能は、
殆ど変わらなかった。0: Compared with the conventional X-ray film system, the diagnostic performance is
Almost unchanged.
−１：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断性能が
低下した。-1: The diagnostic performance was lower than that of the conventional X-ray film system.
−２：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断性能が
大幅に低下した。-2: The diagnostic performance was significantly reduced as compared with the conventional X-ray film system.
この基準のもとに、下記の症例計20例の放射線写真を使
用して診断性能を評価した。Based on this standard, the diagnostic performance was evaluated using radiographs of the following 20 cases in total.
胸部単純撮影（正常なもの、ガン陰影や肺炎陰影を含む
もの等） ６例 胸部断層撮影 ２例 腹部単純撮影 ２例 腹部臓器造影撮影 ４例 脈管（血管、リンパ管）造影撮影 ３例 マーゲン ３例 さらに、これらと比較するために従来のＸ線写真（フイ
ルム−スクリーン系を使用するもの）を同時に撮影して
診断特性の評価を依頼した。Chest chest radiography (normal, including shadows of cancer and pneumonia, etc.) 6 cases Chest tomography 2 cases Abdominal plain photography 2 cases Abdominal organ angiography 4 cases Vascular (lymphatic) imaging 3 cases Magen 3 Example Further, in order to compare with these, a conventional X-ray photograph (using a film-screen system) was simultaneously taken, and the evaluation of diagnostic characteristics was requested.
上記評価の結果を第２図および第３図に示す。The results of the above evaluations are shown in FIGS. 2 and 3.
第２図は縦軸に前記評価の平均値、横軸に前記最大下げ
幅ΔＤmax（このときのレベル値Ｓａは、前記高さｐ＝
0.35の位置にとった）を表わして両者の関係を示すもの
である。第２図から明らかなように、評価値はΔＤmax
が０〜０．５の間において＋１以上となり、この範囲を
越えると上下とも急激に評価値が下がる。０．１〜0.45
の範囲では＋１．５以上の評価値を示している。In FIG. 2, the vertical axis represents the average value of the evaluations, and the horizontal axis represents the maximum reduction width ΔDmax (the level value Sa at this time is the height p =
(Taken at the position of 0.35) to show the relationship between the two. As is clear from FIG. 2, the evaluation value is ΔDmax
Becomes +1 or more in the range of 0 to 0.5, and beyond this range, the evaluation values sharply decrease in the upper and lower parts. 0.1-0.45
In the range of, the evaluation value of +1.5 or more is shown.
第３図は縦軸に評価値の平均値、横軸に前記所定レベル
Ｓａの最小値Ｓminからの高さｐ（ＳmaxとＳminの差に
対する割合、％で示した）を表わして両者の関係を示す
ものである。第３図から明らかなように、評価値はｐが
10−70％の間において＋１以上となり、この範囲を越え
ると上下とも急激に評価値が下がる。また、ｐが20−60
％の間においては＋１．５以上となり、この範囲では特
に評価値が高い。なお、第３図のデータを作成したとき
のΔＤmaxは０．３とした。In FIG. 3, the vertical axis represents the average value of the evaluation values, and the horizontal axis represents the height p from the minimum value Smin of the predetermined level Sa (shown as a ratio to the difference between Smax and Smin, expressed as%). It is shown. As is clear from FIG. 3, the evaluation value is p
It becomes +1 or more in the range of 10-70%, and when it exceeds this range, the evaluation value drops sharply in the upper and lower parts. Also, p is 20-60
% Is +1.5 or more, and the evaluation value is particularly high in this range. The ΔDmax when the data of FIG. 3 was created was set to 0.3.
次に本発明の方法および装置の実施例を図面によって詳
細に説明する。Embodiments of the method and apparatus of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings.
第４図はＸ線を螢光体に照射したときに螢光体から瞬間
的に発光される瞬時発光光の光量Ｖを検出し、この光量
Ｂが螢光体の読取り時の発光量Ｓに比例することから、
この光量Ｖの最大値Ｖmaxと最小値ＶminをＳmax、Ｓmin
の推定値もしくは代用値として利用する実施例を示すも
のである。FIG. 4 shows the amount of light V of the instantaneous light emitted from the phosphor when the phosphor is irradiated with X-rays, and this amount of light B is used as the amount of light emission S at the time of reading the phosphor. Because they are proportional,
The maximum value Vmax and the minimum value Vmin of this light quantity V are Smax and Smin.
It shows an embodiment used as an estimated value or a substitute value of.
第４図は本発明を利用した放射線写真システムの撮影部
１、階調処理用情報入力部２、読取部３、再生記録部４
の全部を示すものである。撮影部１ではＸ線源10から被
写体11に向けて照射されたＸ線を螢光体シート12で受
け、この螢光体シート12に被写体11のＸ線画像が記録さ
れる。このとき、螢光体シート12は瞬間的に発光する。
この螢光体シート12の背面に、階調処理用情報入力部２
の光検出器20が配され、この瞬時発光光を受光してその
発光量Ｖに応じたレベルの電気信号を出力する。この光
検出器20としては、例えば30cmの角のシートに対して６
×６＝36個のフォトダイオードをマトリックス状に配列
したものを使用する。この光検出器20の各々の出力をそ
れぞれ積分アンプ21で積分し、ホールド回路22で各出力
Ｖ１，……Ｖｎをホールドした後、マルチプレクサ23に
入力してスイッチングを行なう。FIG. 4 shows an image capturing section 1, a gradation processing information input section 2, a reading section 3 and a reproducing / recording section 4 of a radiographic system using the present invention.
It shows all of. In the photographing unit 1, the fluorescent sheet 12 receives the X-rays emitted from the X-ray source 10 toward the subject 11, and an X-ray image of the subject 11 is recorded on the fluorescent sheet 12. At this time, the fluorescent sheet 12 instantaneously emits light.
On the back surface of the phosphor sheet 12, the gradation processing information input section 2 is provided.
The photodetector 20 is provided to receive the instantaneous light emission and output an electric signal of a level corresponding to the amount V of the light emission. The photodetector 20 is, for example, 6 for a 30 cm square sheet.
× 6 = 36 photodiodes arranged in a matrix are used. Each output of the photodetector 20 is integrated by an integrating amplifier 21, each output V 1 , ..., Vn is held by a hold circuit 22, and then input to a multiplexer 23 for switching.
このスイッチング後の出力をピークホールド回路等の最
大最小弁回路24に入力し、最大値Ｖmaxと最小値Ｖminを
弁別し、それぞれを出力する。最小値Ｖminはゲイン設
定用に読取り部３の光電子増倍管32の高圧電源25に入力
され、高圧電源の電圧をサーボモータ等によって変える
ために使用される。あるいは光電子増倍管32のリーダー
抵抗値を変えて光電増倍管32のゲインを制御してもよ
い。最大値Ｖmaxは最小値Ｖminとともにガンマ設定用の
除算回路26に入力され、Ｖmax／Ｖminの比（最大最小比
ΔＶ＝γ）が出力される。この出力ΔＶは読取り部３の
γ変換回路35のアンプのゲインをサーボモータで変える
ために使用される。The output after this switching is input to the maximum / minimum valve circuit 24 such as a peak hold circuit, the maximum value Vmax and the minimum value Vmin are discriminated, and each is output. The minimum value Vmin is input to the high voltage power supply 25 of the photomultiplier tube 32 of the reading unit 3 for gain setting, and is used to change the voltage of the high voltage power supply by a servomotor or the like. Alternatively, the leader resistance value of the photomultiplier tube 32 may be changed to control the gain of the photomultiplier tube 32. The maximum value Vmax is input to the division circuit 26 for gamma setting together with the minimum value Vmin, and the ratio of Vmax / Vmin (maximum / minimum ratio ΔV = γ) is output. This output ΔV is used to change the gain of the amplifier of the γ conversion circuit 35 of the reading unit 3 by the servo motor.
読取り部３では、被写体11のＸ線画像を蓄積した螢光体
シート12をレーザ光源30からレーザ光30ａで走査ミラー
31を介して走査し、それによって発光した光12ａを光電
子増倍管32で読み取り、光電変換する。この光電子増配
管32の出力はアンプ33で増幅され、対数変換回路34によ
って対数変換され、γ変換回路35によって勾配を変換さ
れ、第１図の直線Ａを得る。これは次いで非線型変換回
路36によって第１図の曲線Ｂのように非線型処理を受
け、記録部４の光変調器41に入力される。In the reading unit 3, the fluorescent sheet 12 accumulating the X-ray image of the subject 11 is scanned from the laser light source 30 by the laser light 30a.
The light 12a emitted by scanning through 31 is read by the photomultiplier tube 32 and photoelectrically converted. The output of the photoelectron multiplying pipe 32 is amplified by the amplifier 33, logarithmically converted by the logarithmic conversion circuit 34, and the slope thereof is converted by the γ conversion circuit 35 to obtain the straight line A in FIG. This is then subjected to a non-linear processing by the non-linear conversion circuit 36 as shown by the curve B in FIG. 1 and input to the optical modulator 41 of the recording unit 4.
記録部４では、記録用のレーザ光源40からのレーザ光40
ａを光変調器41で変調して走査ミラー42によって写真フ
イルム等の感光材料43に走査し記録する。In the recording unit 4, the laser light 40 from the recording laser light source 40
A is modulated by the light modulator 41, and is scanned and recorded on the photosensitive material 43 such as a photographic film by the scanning mirror 42.
読取り用のレーザ光源30、記録用のレーザ光源40として
は、例えばヘリウム・ネオンレーザを使用することがで
きる。As the laser light source 30 for reading and the laser light source 40 for recording, for example, a helium-neon laser can be used.
読取り部３での螢光体シート12および記録部４での感光
材料43は走査方向と直角の矢印方向に走査と同期して移
動される。The fluorescent sheet 12 in the reading unit 3 and the photosensitive material 43 in the recording unit 4 are moved in the direction of the arrow perpendicular to the scanning direction in synchronization with the scanning.
上記実施例では読取り部３における読取りと同時に記録
部４で記録しているが、これは読み取った信号を一旦テ
ープ等に記憶させ、これは記録時に記録部４に入力する
ようにすることもできる。また、記録部４での記録方式
はレーザ光源による直接的な記録方式でなくてもよく、
例えば読取り部３で得られた最終的な信号をＣＲＴに表
示して、ＣＲＴ上の画像を写真撮影することも可能であ
る。また、勿論感光材料を使ったレーザ光による記録で
なくても、感熱材料を使った熱線による記録等種々の公
知の記録方式を採用することもできる。In the above embodiment, the recording unit 4 records the data simultaneously with the reading by the reading unit 3. However, it is also possible to temporarily store the read signal on a tape or the like and input it to the recording unit 4 at the time of recording. . Further, the recording system in the recording unit 4 does not have to be a direct recording system using a laser light source,
For example, it is possible to display the final signal obtained by the reading unit 3 on the CRT and take a picture of the image on the CRT. Of course, various known recording methods such as recording with a heat ray using a heat sensitive material can be adopted instead of recording with a laser beam using a photosensitive material.
上記実施例において、Ｖmax、Ｖminを得るのにピークホ
ールド回路等の最大最小弁別回路24を用いたが、この代
わりに、マルチプレクサ23でスイッチングしながらＶ
1，……ＶｎをＡ−Ｄ変換し、これをデジタルメモリー
に記録し、これからデジタル回路を用いてＶmax、Ｖmin
を計算するようにしてもよい。In the above embodiment, the maximum / minimum discriminating circuit 24 such as a peak hold circuit is used to obtain Vmax and Vmin.
1, ... Vn is A-D converted and recorded in a digital memory, and Vmax and Vmin are recorded using a digital circuit.
May be calculated.
この計算の方式としてはＶ１〜Ｖｎを直接比較して最
大、最小を求める計算の他に、分散σすなわち （ここでｎは光検出器の数、はＶｉの平均値）を計算
し、 Ｖmax＝＋２σ Ｖmin＝−２σ とする計算も可能である。As a method of this calculation, in addition to the calculation of directly comparing V 1 to Vn to obtain the maximum and minimum, the variance σ, that is, (Where n is the number of photodetectors, is the average value of Vi), and Vmax = + 2 [sigma] Vmin = -2 [sigma] can also be calculated.
また、上記実施例において、光電子増倍管32のゲイン設
定、あるいはγ設定を、ゲインやγの異なるチャネルを
切り替える方式とすることもできる。このときは、Ｖma
x、Ｖminの値がアナログの場合はアナログ・スイッチに
よって、デジタルの場合はデジタル・スイッチによって
チャネルを切り替えるようにする。また、ゲインの設定
は光電子倍増管32の高圧電源の電圧を変えることによっ
て光電子増倍管32のゲインを直接変えるようにしている
が、この変わりに光電子増倍管32の出力を増幅するアン
プ33のゲインを変えるようにしてもよい。しかしこの場
合はアンプ33のノイズまで高ゲインで増幅されることに
なるから、ゲイン設定は増倍管32のゲインを変える前者
の方法の方が好ましい。Further, in the above-described embodiment, the gain setting or γ setting of the photomultiplier tube 32 may be a system of switching channels having different gains or γ. At this time, Vma
When the values of x and Vmin are analog, the channel is switched by an analog switch, and when the value is digital, the channel is switched by a digital switch. Further, the gain setting is such that the gain of the photomultiplier tube 32 is directly changed by changing the voltage of the high voltage power source of the photomultiplier tube 32, but instead of this, an amplifier 33 that amplifies the output of the photomultiplier tube 32 is used. The gain of may be changed. However, in this case, since the noise of the amplifier 33 is also amplified with a high gain, the former method of changing the gain of the multiplier 32 is preferable for the gain setting.
第５図は別の実施例を示すもので、Ｘ線源50によって照
射される被写体51を透過したＸ線51ａを、螢光体シート
52で受けてこれに被写体51のＸ線画像情報を蓄積すると
ともに、螢光体シート52の背後に別のモニター用の螢光
体シート53を配し、このモニター用螢光シート53の背後
にこのモニター用螢光シート53から発光された光を受け
る光検出器54を配している。モニター用の螢光体シート
53としては、例えばＺｎ（Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ板が使用さ
れ、光検出器としては例えば５×５＝25個のピン・フォ
トダイオードのマトリックスを使用することができる。
前述のように、このモニター用の螢光シート53から発光
される発光量は螢光体シート52の読取り時の発光量と比
例すると考えられるから、この光検出器54の出力を前記
実施例の光検出器20の出力と同等に扱うことにより、前
記実施例と同じような階調処理を行なうことができる。FIG. 5 shows another embodiment in which an X-ray 51a transmitted through an object 51 irradiated by an X-ray source 50 is converted into a fluorescent sheet.
In addition to accumulating the X-ray image information of the subject 51 in the receiver 52, a fluorescent sheet 53 for another monitor is arranged behind the fluorescent sheet 52, and behind this fluorescent sheet 53 for the monitor. A photodetector 54 for receiving the light emitted from the monitor fluorescent sheet 53 is arranged. Fluorescent sheet for monitor
For example, a Zn (Cd) S: Ag plate is used as 53, and a matrix of 5 × 5 = 25 pin photodiodes can be used as the photodetector.
As described above, the amount of light emitted from the fluorescent sheet 53 for monitoring is considered to be proportional to the amount of light emitted when the fluorescent sheet 52 is read. By treating the output as the same as that of the photodetector 20, it is possible to perform gradation processing similar to that in the above-described embodiment.
第６図は本発明のさらに異なる実施例を示すものであ
る。この実施例では撮影済の螢光体シート62上に走査ミ
ラー61によってレーザ光源60からのレーザ光を走査させ
て螢光体シート62を発光させ、この発光量を光電子増倍
管63で受光して記録されている画像情報を読み取る際、
この読み取った情報から直接Ｓmax、Ｓminを決めるよう
にしたものである。光電子増倍管63の出力を増幅用アン
プ64によって増幅し、これを対数変換回路65によって対
数変換した後Ａ−Ｄ変換回路66によってデジタル量に変
換する。デジタル量に変換された画像情報は全て磁気デ
ィスク等のメモリー67に一旦記憶される一方、最大最小
弁別デジタル回路68に入力されてＳmaxとＳminが計算に
よって求められる。このＳmaxとＳminは別のメモリー69
に記憶される。FIG. 6 shows a further different embodiment of the present invention. In this embodiment, the fluorescent sheet 62 is made to emit light by scanning the laser light from the laser light source 60 by the scanning mirror 61 on the photographed fluorescent sheet 62, and the photomultiplier tube 63 receives the emitted light amount. When reading the recorded image information,
The Smax and Smin are directly determined from the read information. The output of the photomultiplier tube 63 is amplified by the amplification amplifier 64, logarithmically converted by the logarithmic conversion circuit 65, and then converted into a digital quantity by the AD conversion circuit 66. All the image information converted into a digital amount is temporarily stored in a memory 67 such as a magnetic disk, and is also input to a maximum / minimum discrimination digital circuit 68 to obtain Smax and Smin by calculation. This Smax and Smin are different memories 69
Memorized in.
次にメモリー67からの全画像情報とメモリー69からのＳ
maxとＳminがデジタル演算回路70に入力されＳminをＤm
inに、ＳmaxをＤmaxに変換し、その間のレベルの信号を
前述の所望の変換関数にしたがって変換する。このデジ
タル演算回路70の出力をＡ−Ｄ変換回路71によって濃度
を表わすアナログ信号Ｄに変換し、このアナログ信号Ｄ
によって光変調器72が変調される。光変調器72の出力に
よって記録用光源73が変調され、変調された光を集光レ
ンズ74によって写真フイルム等の感光材料75上に集光
し、感光材料75を２次元に移動してこの上に画像を再生
記録する。前記螢光体シート62はレーザ光で走査されな
がら走査方向と直角な方向へ移動され、この感光材料75
は光軸の静止した光に露光されながら２次元に走査され
る。勿論、Ｄ−Ａ変換回路71の出力を第１の実施例のよ
うなレーザ走査型記録装置の光変調器に入力してもよ
い。Then all image information from memory 67 and S from memory 69
max and Smin are input to the digital arithmetic circuit 70 and Smin is Dm
In, Smax is converted to Dmax, and a signal of a level between them is converted according to the desired conversion function described above. The output of the digital operation circuit 70 is converted into an analog signal D representing the density by an AD conversion circuit 71, and the analog signal D
The light modulator 72 is modulated by. The recording light source 73 is modulated by the output of the optical modulator 72, and the modulated light is condensed on a photosensitive material 75 such as a photographic film by a condenser lens 74, and the photosensitive material 75 is moved two-dimensionally over this. Playback and record the image on. The phosphor sheet 62 is moved in the direction perpendicular to the scanning direction while being scanned by the laser light, and the photosensitive material 75
Is two-dimensionally scanned while being exposed to the stationary light of the optical axis. Of course, the output of the D-A conversion circuit 71 may be input to the optical modulator of the laser scanning type recording apparatus as in the first embodiment.
本発明は以上詳細に説明したように、発光光が300〜500
ｎｍの波長域内にある螢光体に記録された放射線画像情
報を600〜700ｎｍを波長域内の励起光を用いて走査する
ことにより読み出して、記録材料上に再生記録する際、
画像信号の最大値と最小値をそれぞれ記録材料上の光学
濃度１．５〜２．８およびカブリ濃度〜カブリ濃度＋
０．３の範囲の濃度に再生するような信号レベルに変換
し、この間の濃度−信号レベル曲線の勾配が常に正であ
るように信号処理をするものであるから、結果として見
やすい、特に医療用Ｘ線写真においては診断性能の高い
再生像を得ることができる。The present invention, as described in detail above, emits light of 300 to 500.
When the radiographic image information recorded on the fluorescent material within the wavelength range of nm is read by scanning 600 to 700 nm by using the excitation light within the wavelength range, and is reproduced and recorded on the recording material,
The maximum value and the minimum value of the image signal are the optical density on the recording material of 1.5 to 2.8 and the fog density to the fog density +
The signal level is converted so as to reproduce the density in the range of 0.3, and the signal processing is performed so that the gradient of the density-signal level curve during this time is always positive. In X-ray photography, a reproduced image with high diagnostic performance can be obtained.
第１図は本発明の方法による階調処理を行なった信号の
濃度−信号レベル曲線を示すグラフ、第２図は階調処理
における濃度の最大下げ幅の好ましい範囲を示す、診断
性能の評価値と最大下げ幅との関係を表わすグラフ、第
３図は上記最大下げ幅を与える信号レベルのＳminから
の高さの好ましい範囲を示す、診断性能を評価値とこの
高さｐとの関係を表わすグラフ、第４図は本発明の第１
の実施例を示す系統図、第５図は別の実施例の一部を示
す概略図、第６図はさらに異なる実施例を示す系統図、
第７図および第８図は励起波長と蛍光体の衰退を示すグ
ラフ、第９図は蛍光体の応答性を示すグラフ、第10図は
発光光の波長とＳ／Ｎ比を示すグラフである。 １……撮影部、２……階調処理情報入力部 ３……読取り部、４……記録部 10……Ｘ線源、11……被写体 12,62……螢光体シート 20……光検出器、21……積分アンプ 22……ホールド回路、23……マルチプレクサ 24……最大最小弁別回路 25……高圧電源 30,60……読取り用レーザ光源 31,61……走査ミラー、32,63……光電子増倍管 33,64……アンプ、34,65……対数変換回路 35……γ変換回路、36……非線型変換回路 、40……記録用レーザ光源 41,72……光変調器、42……走査ミラー 43,75……感光材料、67,69……メモリー 68……最大最小弁別デジタル回路 70……デジタル演算回路、71……Ｄ−Ａ変換回路 73……記録用光源 74……集光レンズFIG. 1 is a graph showing a density-signal level curve of a signal subjected to gradation processing by the method of the present invention, and FIG. 2 shows a preferable range of maximum density reduction range in gradation processing. And FIG. 3 is a graph showing the relation between the maximum reduction amount and FIG. 3, showing the relation between the evaluation value of the diagnostic performance and this height p, which shows the preferable range of the height of the signal level giving the maximum reduction amount from Smin. The graph and FIG. 4 show the first of the present invention.
Fig. 5 is a schematic diagram showing a part of another embodiment, Fig. 6 is a schematic diagram showing still another embodiment,
7 and 8 are graphs showing the excitation wavelength and the decay of the phosphor, FIG. 9 is a graph showing the responsivity of the phosphor, and FIG. 10 is a graph showing the wavelength of the emitted light and the S / N ratio. . 1 ... Shooting unit, 2 ... Gradation processing information input unit 3 ... Reading unit, 4 ... Recording unit, 10 ... X-ray source, 11 ... Subject 12,62 ... Fluorescent sheet 20 ... Light Detector, 21 …… Integration amplifier 22 …… Hold circuit, 23 …… Multiplexer 24 …… Maximum / minimum discrimination circuit 25 …… High-voltage power source 30,60 …… Laser light source for reading 31,61 …… Scanning mirror, 32,63 …… Photomultiplier tube 33,64 …… Amplifier, 34,65 …… Logarithmic conversion circuit 35 …… γ conversion circuit, 36 …… Non-linear conversion circuit, 40 …… Recording laser light source 41,72 …… Optical modulation 42, Scanning mirror 43, 75 ... Photosensitive material, 67, 69 ... Memory 68 ... Maximum / minimum discrimination digital circuit 70 ... Digital arithmetic circuit, 71 ... DA conversion circuit 73 ... Recording light source 74 ... Condensing lens
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭52−85872（ＪＰ，Ａ) 特開 昭49−120545（ＪＰ，Ａ) 特公 昭51−26263（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許 3859527（ＵＳ，Ａ) 日本醫學放射線學會雑誌，23〔５〕（昭 和38年），Ｐ．579−590 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (56) Reference JP-A-52-85872 (JP, A) JP-A-49-120545 (JP, A) JP-B-51-26263 (JP, B2) US Patent 3859527 (US , A) The Journal of Japanese Society of Radiology, 23 [5] (Showa 38), p. 579-590
Claims (21)
〜500ｎｍの波長域内にある蓄積型螢光体材料を、600〜
700ｎｍの波長域内の励起光により走査して、この螢光
体材料の発光により前記画像情報を読み出し、この発光
量をその発光量に対応したレベルの電気信号に変換した
後、この電気信号を使用して記録材料に前記画像情報に
応じた可視像を再生記録する放射線画像の再生記録方法
であって、 前記電気信号の最小レベル値に対応する画像情報が前記
記録材料上に再生記録される再生像において前記記録材
料のカブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で0.3高い
濃度までの範囲の濃度で再生記録されるように、また前
記電気信号の最大レベル値に対応する画像情報が前記再
生像において光学濃度で1.5〜2.8の範囲の濃度で再生記
録されるように、前記電気信号の最大、最小レベル値に
おける信号処理を行ない、 前記最大、最小レベル値の間の領域においては、縦軸に
記録材料上の再生像の光学濃度をとり横軸に電気信号の
レベルをとったときの濃度曲線の勾配が常に正であるよ
うに、前記電気信号の最大、最小レベル値間の信号処理
を行なうことを特徴とする放射線画像の階調処理方法。1. The emitted light is 300, which records radiation image information.
~ 600 nm for storage-type phosphor materials in the wavelength range of ~ 500 nm
Scanning with excitation light in the wavelength range of 700 nm, the image information is read out by the emission of this fluorescent material, and after converting this emission amount into an electric signal of a level corresponding to the emission amount, this electric signal is used A method of reproducing and recording a radiation image for reproducing and recording a visible image according to the image information on a recording material, wherein image information corresponding to a minimum level value of the electric signal is reproduced and recorded on the recording material. In the reproduced image, the reproduced image is reproduced and recorded at a density in the range from the fog density of the recording material to an optical density higher than the fog density by 0.3, and the image information corresponding to the maximum level value of the electric signal in the reproduced image. Signal processing is performed at the maximum and minimum level values of the electrical signal so that the optical density is reproduced and recorded in the range of 1.5 to 2.8. Is the maximum and minimum level values of the electric signal so that the vertical axis represents the optical density of the reproduced image on the recording material and the horizontal axis represents the level of the electric signal so that the gradient of the density curve is always positive. A method for gradation processing of a radiation image, characterized by performing signal processing between the two.
て、所定の信号レベルを中心として再生像の濃度を全体
として下げることを特徴とする特許請求の範囲第１項記
載の放射線画像の階調処理方法。2. The floor of the radiation image according to claim 1, wherein the density of the reproduced image is lowered as a whole around a predetermined signal level in the region between the maximum and minimum level values. Adjustment method.
度の下げ幅を光学濃度で０〜0.5としたことを特徴とす
る特許請求の範囲第２項記載の放射線画像の階調処理方
法。3. The gradation processing method for a radiation image according to claim 2, wherein the reduction range of the density of the reproduced image at the predetermined signal level is 0 to 0.5 in terms of optical density.
を特徴とする特許請求の範囲第３項記載の放射線画像の
階調処理方法。4. The method of gradation processing of a radiation image according to claim 3, wherein the reduction width is in the range of 0.1 to 0.45.
レベル値間のレベル差の、対数目盛で10〜70％だけ最小
レベル値より高いことを特徴とする特許請求の範囲第２
項から第４項のうちいずれか１項記載の放射線画像の階
調処理方法。5. The method according to claim 2, wherein the predetermined signal level is higher than the minimum level value by 10 to 70% on a logarithmic scale of the level difference between the maximum and minimum level values.
Item 4. The gradation processing method for a radiation image according to any one of items 4 to 4.
レベル値間のレベル差の、対数目盛で20〜60％だけ最小
レベル値より高いことを特徴とする特許請求の範囲第５
項記載の放射線画像の階調処理方法。6. The method according to claim 5, wherein the predetermined signal level is higher than the minimum level value by 20 to 60% on a logarithmic scale of the level difference between the maximum and minimum level values.
A method for gradation processing of a radiation image according to the item.
〜500ｎｍの波長域内にある蓄積型螢光体材料を、600〜
700ｎｍの波長域内の励起光により走査して、この螢光
体材料の発光により前記画像情報を読み出し、この発光
量をその発光量に対応したレベルの電気信号に変換した
後、この電気信号を使用して記録材料に前記画像情報に
応じた可視像を再生記録する放射線画像の再生記録方法
であって、 前記電気信号の最小レベル値に対応する画像情報が前記
記録材料上に再生記録される再生像におおいて前記記録
材料のカブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で0.3高
い濃度までの範囲の濃度で再生記録されるように、また
前記電気信号の最大レベル値に対応する画像情報が前記
再生像において光学濃度で1.5〜2.8の範囲の濃度で再生
記録されるように、前記電気信号の最大、最小レベル値
における信号処理を行ない、 前記最大、最小レベル値の間の領域においては、縦軸に
記録材料上の再生像の光学濃度をとり横軸に電気信号の
レベルをとったときの濃度曲線の勾配が常に正であるよ
うに、また前記最大、最小レベル値の間の領域におい
て、所定の信号レベルを中心として再生像の濃度を全体
として下げるように、さらに少なくとも前記所定の信号
レベルより再生像において濃度の低い範囲において、前
記勾配の変化率が常に正または０であるように前記電気
信号の信号処理を行なうことを特徴とする放射線画像の
階調処理方法。7. The emitted light having recorded radiation image information is 300.
~ 600 nm for storage-type phosphor materials in the wavelength range of ~ 500 nm
Scanning with excitation light in the wavelength range of 700 nm, the image information is read out by the emission of this fluorescent material, and after converting this emission amount into an electric signal of a level corresponding to the emission amount, this electric signal is used A method of reproducing and recording a radiation image for reproducing and recording a visible image according to the image information on a recording material, wherein image information corresponding to a minimum level value of the electric signal is reproduced and recorded on the recording material. The reproduced image is reproduced and recorded at a density ranging from the fog density of the recording material to an optical density of 0.3 higher than the fog density, and the image information corresponding to the maximum level value of the electric signal is reproduced. The signal is processed at the maximum and minimum level values of the electric signal so as to be reproduced and recorded at an optical density of 1.5 to 2.8 in the image, and in the area between the maximum and minimum level values. The gradient of the density curve when the optical density of the reproduced image on the recording material is plotted on the vertical axis and the electric signal level is plotted on the horizontal axis, and between the maximum and minimum level values. In the area (1), the rate of change of the gradient is always positive or 0 so that the density of the reproduced image is lowered as a whole around the predetermined signal level, and at least in the range where the density of the reproduced image is lower than the predetermined signal level. A gradation processing method for a radiation image, characterized in that the electric signal is processed as described above.
ル値の間の領域全体に亘って、常に正または０であるよ
うに前記電気信号の信号処理を行なうことを特徴とする
特許請求の範囲第７項記載の放射線画像の階調処理方
法。8. The signal processing of the electric signal is performed such that the rate of change of the gradient is always positive or zero over the entire region between the maximum and minimum level values. The gradation processing method for a radiation image according to the seventh section.
度の下げ幅を光学濃度で０〜0.5としたことを特徴とす
る特許請求の範囲第７もしくは８項記載の放射線画像の
階調処理方法。9. The gradation processing method for a radiation image according to claim 7 or 8, wherein the reduction width of the density of the reproduced image at the predetermined signal level is 0 to 0.5 in terms of optical density. .
とを特徴とする特許請求の範囲第７項から第９項のうち
いずれか１項記載の放射線画像の階調処理方法。10. The gradation processing method for a radiation image according to claim 7, wherein the reduction width is in the range of 0.1 to 0.45.
小レベル値間のレベル差の、対数目盛で10〜70％だけ最
小レベル値より高いことを特徴とする特許請求の範囲第
７項から第10項のうちいずれか１項記載の放射線画像の
階調処理方法。11. The method according to claim 7, wherein the predetermined signal level is higher than the minimum level value by 10 to 70% on a logarithmic scale of the level difference between the maximum and minimum level values. The gradation processing method for a radiation image according to any one of item 10.
小レベル値間のレベル差の、対数目盛で20〜60％だけ最
小レベル値より高いことを特徴とする特許請求の範囲第
11項記載の放射線画像の階調処理方法。12. The method according to claim 1, wherein the predetermined signal level is higher than the minimum level value by 20 to 60% on a logarithmic scale of the level difference between the maximum and minimum level values.
The gradation processing method for a radiation image according to the item 11.
0〜500ｎｍの波長域内にある蓄積型螢光体材料を、600
〜700ｎｍの波長域内の励起光により走査して、この螢
光体材料の発光により前記画像情報を読み出し、この発
光量をその発光量に対応したレベルの電気信号に変換し
た後、この電気信号を使用して記録材料に前記画像情報
に応じた可視像を再生記録する放射線画像の再生記録方
法であって、 前記電気信号の最小レベル値に対応する画像情報が前記
記録材料上に再生記録される再生像において前記記録材
料のカブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で0.3高い
濃度までの範囲の濃度で再生記録されるように、また前
記電気信号の最大レベル値に対応する画像情報が前記再
生像において光学濃度で1.5〜2.8の範囲の濃度で再生記
録されるように、前記電気信号の最大、最小レベル値に
おける信号処理を行ない、 前記最大、最小レベル値の間の領域においては、縦軸に
記録材料上の再生像の光学濃度をとり横軸に電気信号の
レベルをとったときの濃度曲線の勾配が常に正であり、
かつ勾配の変化率が常に正または０であるように、前記
電気信号の最大、最小レベル値間の信号処理を行なうこ
とを特徴とする放射線画像の階調処理方法。13. The emitted light is 30 for recording radiation image information.
The storage type fluorescent material within the wavelength range of 0 to 500 nm is
Scanning with excitation light in the wavelength range of ~ 700 nm, the image information is read by the light emission of this phosphor material, and after converting this light emission amount into an electric signal of a level corresponding to the light emission amount, this electric signal is A method of reproducing and recording a radiation image, wherein a visible image according to the image information is reproduced and recorded on a recording material, wherein image information corresponding to a minimum level value of the electric signal is reproduced and recorded on the recording material. So that the reproduced image is reproduced and recorded at a density ranging from the fog density of the recording material to an optical density higher by 0.3 than the fog density, and the image information corresponding to the maximum level value of the electric signal is the reproduced image. In order to reproduce and record the optical density in the range of 1.5 to 2.8, the signal processing is performed at the maximum and minimum level values of the electric signal, and in the area between the maximum and minimum level values. Information, the slope of the concentration curve when taking level of the electrical signal to the horizontal axis on the vertical axis represents the optical density of the reproduced image on the recording material is always positive,
A gradation processing method for a radiation image, wherein signal processing is performed between the maximum and minimum level values of the electric signal so that the rate of change of the gradient is always positive or zero.
0〜500ｎｍの波長域内にある蓄積型螢光体材料を、600
〜700ｎｍの波長域内の励起光により走査し、その螢光
体材料の発光量から前記画像情報を読み出してその発光
量に対応したレベルの電気信号を出力する読出し手段、
この読出し手段から出力された電気信号を信号処理する
手段、この信号処理された信号によって制御される変調
器、およびこの変調器によって変調され、記録材料を走
査してこの記録材料上に画像を記録する記録手段からな
る。蓄積型螢光体材料に記録された放射線画像情報の再
生記録装置であって、 前記信号処理手段が、前記発光量の最大値に対応する最
大レベルの前記電気信号を、前記記録材料上に再生記録
される再生像において光学濃度で1.5〜2.8の範囲の濃度
で前記記録手段が画像記録するようなレベルに変換し、
また、前記発光量の実質的最小値に対応する最小レベル
の前記電気信号を前記再生像において前記記録材料のカ
ブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で0.3だけ高い濃
度までの範囲の濃度で前記記録手段が画像記録するよう
なレベルに変換し、かつこれらの最大、最小レベル値間
のレベルの電気信号をレベルの増加に応じて再生像の濃
度が単調増加するように変換する信号変換手段を含んで
いることを特徴とする放射線画像の階調処理装置。14. The emitted light is 30 for recording radiation image information.
The storage type fluorescent material within the wavelength range of 0 to 500 nm is
A reading unit that scans with excitation light within a wavelength range of ˜700 nm, reads out the image information from the amount of light emitted from the fluorescent material, and outputs an electric signal at a level corresponding to the amount of light emitted;
Means for signal-processing the electric signal output from the reading means, modulator controlled by the signal-processed signal, and recording material scanned by the modulator to record an image on the recording material Recording means for A reproducing / recording apparatus for radiation image information recorded on a storage type fluorescent material, wherein the signal processing means reproduces the electric signal at the maximum level corresponding to the maximum value of the light emission amount on the recording material. In the reproduced image to be recorded, the optical density is converted to a level such that the recording means records an image at a density of 1.5 to 2.8,
Further, the recording means with the minimum level of the electric signal corresponding to the substantially minimum value of the light emission amount in the reproduction image in a density range from the fog density of the recording material to a density higher by 0.3 than the fog density by an optical density. A signal converting means for converting into a level for recording an image and converting an electric signal of a level between these maximum and minimum level values so that the density of a reproduced image monotonically increases according to the increase of the level. A radiation image gradation processing device characterized in that
電変換器の出力を増幅する増幅器とを有し、前記信号処
理手段がこの増幅器の出力を対数変換するとともに非線
型変換する手段を備えていることを特徴とする特許請求
の範囲第14項記載の放射線画像の階調処理装置。15. The reading means includes a photoelectric converter and an amplifier for amplifying the output of the photoelectric converter, and the signal processing means includes means for logarithmically converting the output of the amplifier and nonlinearly converting the output. 15. The gradation processing device for a radiation image according to claim 14, wherein the gradation processing device is a radiation image gradation processing device.
インを制御する手段であることを特徴とする特許請求の
範囲第15項記載の放射線画像の階調処理装置。16. A radiation image gradation processing apparatus according to claim 15, wherein said signal converting means is means for controlling a gain of said photoelectric converter.
力を増幅する増幅器のゲインを制御する手段であること
を特徴とする特許請求の範囲第15項記載の放射線画像の
階調処理装置。17. The radiographic image gradation processing apparatus according to claim 15, wherein the signal converting means is means for controlling a gain of an amplifier for amplifying an output of the photoelectric converter.
置であり、前記変調器が光変調器であることを特徴とす
る特許請求の範囲第14項記載の放射線画像の階調処理装
置。18. The radiation image gradation processing apparatus according to claim 14, wherein the recording means is a laser beam scanning type recording apparatus, and the modulator is an optical modulator.
に放射線画像を記録する際に該螢光体から発する瞬時発
光の発光量を検出し、この発光量の実質的最大値と最小
値を検出する手段を備えていることを特徴とする特許請
求の範囲第14項記載の放射線画像の階調処理装置。19. The signal converting means detects the light emission amount of the instantaneous light emission emitted from the phosphor when recording a radiation image on the storage-type phosphor, and substantially the maximum and minimum values of this light emission amount are detected. 15. The gradation processing device for a radiation image according to claim 14, further comprising means for detecting a value.
に放射線画像を記録する際に該螢光体の背後に配置され
たモニター用の螢光シートが発光する発光量を検出し、
この発光量の実質的最大値と最小値を検出する手段を備
えていることを特徴とする特許請求の範囲第14項記載の
放射線画像の階調処理装置。20. The signal conversion means detects the amount of light emitted by a monitor fluorescent sheet disposed behind the fluorescent body when recording a radiation image on the storage type fluorescent body,
15. The radiation image gradation processing apparatus according to claim 14, further comprising means for detecting the substantially maximum value and the minimum value of the emitted light amount.
出力する電気信号の実質的最大値と最小値を検出する手
段を備えていることを特徴とする特許請求の範囲第14項
記載の放射線画像の階調処理装置。21. The radiation according to claim 14, wherein the signal conversion means comprises means for detecting substantially maximum and minimum values of the electric signal output by the reading means. Image gradation processing device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1294337A JPH0614345B2 (en) | 1989-11-13 | 1989-11-13 | Radiation image gradation processing method and apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1294337A JPH0614345B2 (en) | 1989-11-13 | 1989-11-13 | Radiation image gradation processing method and apparatus |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2309279A Division JPS55116340A (en) | 1979-02-28 | 1979-02-28 | Method and device for processing gradation of radiation picture |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02288981A JPH02288981A (en) | 1990-11-28 |
| JPH0614345B2 true JPH0614345B2 (en) | 1994-02-23 |
Family
ID=17806399
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1294337A Expired - Lifetime JPH0614345B2 (en) | 1989-11-13 | 1989-11-13 | Radiation image gradation processing method and apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0614345B2 (en) |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3859527A (en) | 1973-01-02 | 1975-01-07 | Eastman Kodak Co | Apparatus and method for producing images corresponding to patterns of high energy radiation |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1437161A (en) * | 1973-02-12 | 1976-05-26 | ||
| JPS5126263A (en) * | 1974-08-23 | 1976-03-04 | Nansei Kk | Norisukiki niokeru sukyokyuhoho oyobi sochi |
| JPS5285872A (en) * | 1976-01-08 | 1977-07-16 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiation picture receiving and reproduction apparatus |
-
1989
- 1989-11-13 JP JP1294337A patent/JPH0614345B2/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3859527A (en) | 1973-01-02 | 1975-01-07 | Eastman Kodak Co | Apparatus and method for producing images corresponding to patterns of high energy radiation |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 日本醫學放射線學會雑誌，２３〔５〕（昭和３８年），Ｐ．５７９−５９０ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02288981A (en) | 1990-11-28 |
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