JPH0614345B2

JPH0614345B2 - 放射線画像の階調処理方法および装置

Info

Publication number: JPH0614345B2
Application number: JP1294337A
Authority: JP
Inventors: 久豊加藤; 正光石田; 誠二松本
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 1989-11-13
Filing date: 1989-11-13
Publication date: 1994-02-23
Anticipated expiration: 2009-02-23
Also published as: JPH02288981A

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

しかし、ＣＯ_２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。

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。

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。

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ＣＯ_２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。

なお、ＣＯ_２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。

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。

励起エネルギーと発光エネルギーの比は10^４：１〜1
0^６：１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。

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。

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。

上記300〜500ｎｍの波長域の光を発光する蛍光体として
は、ＬａＯＢｒ：Ｃｅ，ＴｂＳｒＳ：Ｃｅ，ＳｍＳｒＳ：Ｃｅ，ＢｉＢａＯ・ＳｉＯ_２：ＣｅＢａＯ・６Ａｌ_２Ｏ_３：Ｅｕ（０．９Ｚｎ，０．１Ｃｄ）Ｓ：ＡｇＢａＦＢｒ：ＥｕＢａＦＣｌ：Ｅｕ等がある。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

＋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。

＋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。

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。

−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。

−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。

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。

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。

上記評価の結果を第２図および第３図に示す。

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。

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。

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。

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。

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
Ｖ_１，……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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

この計算の方式としてはＶ_１〜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。

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。

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。

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。

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。

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。

【図面の簡単な説明】

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

───────────────────────────────────────────────────── 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

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】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、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。
【請求項２】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。
【請求項３】前記所定の信号レベルにおける再生像の濃
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。
【請求項４】前記下げ幅が0.1〜0.45の範囲にあること
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。
【請求項５】前記所定の信号レベルが、前記最大、最小
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。
【請求項６】前記所定の信号レベルが、前記最大、最小
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５
項記載の放射線画像の階調処理方法。
【請求項７】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、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。
【請求項８】前記勾配の変化率が、前記最大、最小レベ
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。
【請求項９】前記所定の信号レベルにおける再生像の濃
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。
【請求項１０】前記下げ幅が0.1〜0.45の範囲にあるこ
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。
【請求項１１】前記所定の信号レベルが、前記最大、最
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。
【請求項１２】前記所定の信号レベルが、前記最大、最
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。
【請求項１３】放射線画像情報を記録した、発光光が30
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。
【請求項１４】放射線画像情報を記録した、発光光が30
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。
【請求項１５】前記読出し手段が光電変換器と、この光
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。
【請求項１６】前記信号変換手段が前記光電変換器のゲ
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。
【請求項１７】前記信号変換手段が前記光電変換器の出
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。
【請求項１８】前記記録手段がレーザ光走査型の記録装
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。
【請求項１９】前記信号変換手段が、前記蓄積型螢光体
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。
【請求項２０】前記信号変換手段が、前記蓄積型螢光体
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。
【請求項２１】前記信号変換手段が、前記読出し手段が
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。