JPH083845B2

JPH083845B2 - 放射線画像読取装置

Info

Publication number: JPH083845B2
Application number: JP63086827A
Authority: JP
Inventors: 吉郎大山; ひとみ中丸
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1988-04-07
Filing date: 1988-04-07
Publication date: 1996-01-17
Anticipated expiration: 2011-01-17
Also published as: JPH01258079A

Description

【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は、画像記録媒体に記録されている放射線画像
情報を読取る放射線画像読取装置に関する。

（従来の技術）従来は、画像記録媒体例えばフィルムに記憶された画
像、特にＸ線フィルムによる画像をシャーカステン等に
乗せて直接目視により診断していたが、近年フィルムに
記憶されている画像を、細く絞ったレーザ光で走査して
電気信号に変換した後、空間周波数処理や階調処理等の
種々の画像処理を施して医学診断に有効な情報を強調し
てから再生し、診断するようになってきた。

この方法では、１回のＸ線撮影からより多くの診断情
報が得られることになり、診断性能が向上された。更
に、Ｘ線画像情報の保存や検索の効率化という点でも期
待されている。

第６図のシステム構成図で説明すると以下のようにな
る。

画像記録媒体たるフィルム１に記憶されている画像
は、フィルム画像読取装置２においてフィルム１上をレ
ーザ光で走査することで読取られる。この読取情報は、
ディジタル信号に変換された後にデータ処理装置３に送
出される。データ処理装置３は、送られた画像情報を例
えば周波数強調やエッジ強調等のデータ処理を施す。こ
れにより診断適性の優れた画像が得られる。表示装置４
はデータ処理された画像を可視化する。

第７図（ａ），（ｂ）は従来のフィルム画像読取装置
２の概念図である。５はレーザ光を発生するレーザ発振
器であり、６は入射したレーザ光の口径を任意の大きさ
に拡大して、レーザ光の広がり角を減らすためのビーム
イクスパンダである。例えばレーザ光のビーム径をビー
ムイクスパンダ６で５倍に拡大すると、レーザ光の広が
り角は1/5に減少する。

７は入射したレーザ光を、主走査方向に角速度を一定
にして反射させる高速角度変化鏡であり、ガルバノメー
タやポリゴンが一般に適用される。８はｆθレンズであ
り、角速度一定のレーザ光入射により、線速度を一定に
して同一平面上にレーザビームの焦点を結ぶ役目をす
る。

9a,9bはフィルム送りローラであり、画像情報が記憶
されたフィルム10を保持しつつ、主走査方向に対し垂直
の方向（副走査方向）に予め決められたスピードでフィ
ルム10を走行させる。このフィルム送りローラ9a,9bに
よる副走査と高速角度変化鏡７による主走査とによりフ
ィルム10の全面がレーザ光で走査されることになる。

11は、フィルム10を透過して入射したレーザ光を、電
気信号に変換する検出器12へ導くための集光器であり、
バンドル状にした光ファイバやレンズ等の光学系，入射
した光を効率良く検出器12へ伝えるように出力端部を加
工した透明なアクリル樹脂等が使用される。

検出器12の後段には電子回路が接続されておりこの電
子回路において、フィルム10を通過した光を各画素の位
置情報と対応づけて時系列的にディジタル信号に変換し
ている。

フィルム濃度測定の原理を述べると以下のようにな
る。検出器12に入射する基準光量をI₀とし、フィルムが
無い場合とフィルムがある場合の検出器12へ入射する光
量をそれぞれI₁とI₂、そのときの濃度を各々D₁とD₂とす
ると、濃度と光量との関係は、D₁＝−logI₁／I₀,D₂＝−
logI₂／I₀となる。

このとき、フィルムがある場合の濃度D₂と、フィルム
が無い場合の濃度D₁の差の濃度D₃を求めると、D₃＝D₂-D
₁＝−logI₂／I₁となり、これがフィルムの濃度を示して
いる。

即ち、フィルムが無い場合の濃度D₁を予め測定して記
憶しておき、フィルムを置いた場合の濃度D₂を測定して
前述の記憶している濃度との差分を計算すると、その値
はフィルムの濃度D₃を示すことになる。

第８図はフィルム画像読取装置２の電子回路を示して
いる。濃度は前述のように、ログのディメンジョンを持
つため、検出器12で電気信号に変換された信号は、先ず
ログアンプ13でログ変換される。

サンプル／ホールド回路14は、電子回路全体を管理し
ているコントローラ（図示せず）から入るクロック信号
に同期して前段のログアンプ13の出力信号を保持するも
のであり、A/D変換器15は、サンプル／ホールド回答14
が保持している走査１ライン分のアナログ信号をディタ
ル信号に変換して出力するものである。

上記のコントローラは主走査の速度に対応したクロッ
ク信号を発生させることにより、連続した画像情報を画
素に分割する。切換器16は、コントローラから指示され
た信号により、A/D変換器15が出力した信号をキャリブ
レーションバッファ17又はラインバッファ18へ送る。即
ち、第７図でフィルム10が置かれていない場合の濃度情
報がキャリブレーションバッファ17へ送られ、フィルム
10が置かれている場合の濃度情報がラインバッファ18へ
送られるように切換器16は動作する。

キャリブレーションバッファ17とラインバッファ18は
１ライン分の画素数のディジタル信号を記憶する働きを
する回路であり、図示しないコントローラから入るクロ
ック信号により記憶番地を進めて、画素の位置情報と記
憶情報とを対応づけている。

19は差分算出回路であり、前段のラインバッファ18に
記憶されているフィルムの濃度情報とキャリブレーショ
ンバッファ17に記憶されている濃度情報との差分を、図
示しないコントローラから入る信号により、対応する画
素毎に算出する機能を有する。この差分がフィルムの濃
度となる。

20はインターフェースであり、差分算出回路19の出力
信号をデータ処理装置３へ送る働きをする。

上記の構成において、先ず、フィルムが無いときの１
ラインの濃度が測定され、これがキャリブレーションバ
ッファ17に記憶される。次に、フィルム送りローラ9a,9
bが副走査方向にフィルム10を高速角度変化鏡７による
主走査線まで移動させ、これによりフィルムがある状態
での１ラインの濃度が測定され、その測定値がラインバ
ッファ18に記憶される。

その後、図示しないコントローラの働きにより、キャ
リブレーションバッファ17とラインバッファ18の内容
が、次々に差分算出回路19に送られ、差分すなわちフィ
ルムの濃度が算出されて、その算出結果がインターフェ
ース20を介してデータ処理装置３へ送られる。

１ライン分のデータがデータ処理装置３に転送された
後、フィルム送りローラ9a,9bが予め決められた距離だ
けフィルム10を副走査方向に移動させ、次のラインの測
定が行われる。このような動作が次々に行われ、フィル
ム10の全面が測定される。

ところで、フィルムに記憶されている画像の画質を低
下させる主要原因の一つに、被写体とＸ線の相互作用に
よって発生する散乱線がある。この散乱線はフィルムに
記憶され、画像のコントラストを低下させる。そこで、
フィルムに到達する散乱線の量を減少させるために、散
乱線除去用のグリッドが広範に使用されている。

通常のグリッドは、28本/cmから40本/cmの密度を有し
ており、このグリッドをＸ線曝射中に静止状態に置いた
ときは、フィルム上に肉眼でも分る縞目が生ずるので、
医師の診断に影響を与える。このためブッキ装置を使用
して、Ｘ線曝射中にグリッドを往復させて、グリッドを
フィルムに写込まないようにしている。

しかし最近は、密度が60本/cmの高密度のグリッドが
使用され始めてきた。この高密度のグリッドによる微細
なグリッド縞目は、通常の撮影ではほとんど見ることが
できない。従つて、高密度のグリッドでは、静止状態に
して撮影しても、医師の診断には何等支障は生じない。
また、グリッドを静止させることは、動きによるボケを
減少させる利点がある。このため、高密度のグリッドを
使用する場合にはそれをフィルムに写込む傾向になって
きた。

（発明が解決しようとする課題）ところが、グリッドの写込まれたフィルムを従来の画
素読取装置で測定すると、読取画像上に偽像が発生する
場合がある。また、検出器に飛込んでくるノイズの影響
や、Ｘ線撮影の際のＸ線量子のゆらぎあるいはフィルム
の黒化銀粒子の粒状による読取データのゆらぎ等に起因
して読取画像の画質から劣化する場合がある。

そこで本発明は上記の欠点を除去するもので、その目
的とするところは、読取時間が長くなることなしに、グ
リッドに起因する偽像、及び上記のノイズ，ゆらぎ等に
起因する読取画像の画質劣化の低減を図った放射線画像
読取装置を提供することにある。

［発明の構成］（課題を解決するための手段）上記目的を達成するために、本発明は、放射線画像情
報がグリッドとともに記録された画像記録媒体上にレー
ザ光で走査し、放射線画像情報をサンプリングすること
により、該画像記録媒体から放射線画像情報を読取る放
射線画像読取装置において、前記画像記録媒体への放射
線画像情報記録の際に該画像記録媒体に写込まれたグリ
ッドのピッチに対応する周波数の２倍以上の周波数で放
射線画像情報のサンプリングを行うサンプリング手段
と、このサンプリング手段にてサンプリングした放射線
画像情報を順次加算平均する加算平均処理手段とを設け
たことを特徴とするものである。

（作用）ここで先ず、グリッドに起因する偽像の発生について
説明する。

グリッドの周波数とサンプリングの周波数とが異なる
場合、それらの差の周波数を持つ偽像は必ず発生する。
例えば第９図に示すように、5Hzの原画像を4Hzでサンプ
リングした場合、1Hzの偽像が発生する。放射線画像読
取装置のサンプリングレートは、一般に50乃至100本/cm
であるため、60本/cmの高解像度グリッドに対してはサ
ンプリング定理を満していないことになる。このため偽
像が発生する。

しかし、グリッドが写込まれた画像記録媒体例えばフ
ィルムを測定したときの最大の濃度と最小の濃度との差
を十分小さくすれば、偽像を無視することができる。

ところで、レーザ発振器から出力されるレーザ光の形
状は第２図のようにガウシアン（Gaussian）であり、次
式で表される強度分布をしている。

Ｉ（ｒ）＝Imax e^-2r2／w² （１）ここで、Imaxは光軸上（ｒ＝０）での強度であり、ｒ
は光軸から半径方向への距離であり、ｗはImax/e²とな
るビームの半径である。

ビーム径が指定されると、（１）式と正規分布表を使
用すれば、グリッドが写込まれたフィルムの濃度の最大
値と最小値を計算できる。

通常のグリッドは、鉛箔と、アルミニウムなどからで
きているインタースペーサとの対で構成されており、グ
リッドを撮影したフィルムは、鉛箔の部分がＸ線を透過
しないので、この部分が白く透けており、インタースペ
ーサの部分は、透過したＸ線量に応じて露光され黒くな
る。60本/cmの高密度のグリッドでは、鉛箔の厚さは45
μｍであり、間隔は167μｍである。

このグリッドに、ビーム半径ｗμｍのレーザ光が照射
された場合、濃度の最大値と最小値は、それぞれ第３
図，第４図に示すようにレーザビーム26の中心がインタ
ースペーサ24の中心と鉛箔25の中心に位置するときに生
ずる。

濃度の最大値と最小値の差を濃度差とすると、60本/c
mのグリッドが写込まれたフィルムの、計算上の濃度差
とビーム径の関係は第５図のようになる。同図によれ
ば、ビーム径が約360μｍの場合の濃度差は約0.02であ
り、これはＸ線フィルムの黒化度のゆらぎにほぼ等しい
値であり、グリッドを測定することによって発生した偽
像は無視できることになる。

しかし、ビーム径をここまで大きくしてしまうこと
は、読取りの分解能を落すことになり、フィルムに記憶
されている画像の細部を読取ることができなくなる。実
際に、ビーム径は装置において固定されているので、こ
れを変更することは不可能である。

グリッドの密度を60本/cmで一定とすると、測定する
レーザ光の形状がガウシアンであるため、ビーム径の中
心位置により、濃度は大きく変化することになる。

そこで、本発明では、画像記録媒体に写込まれたグリ
ッドのピッチに対応する周波数２倍以上の周波数で放射
線画像情報のサンプリングを行うことで、サンプリング
定理を満足させ、グリッドに起因する偽像は大幅に減少
することになり、診断上、極めて良好な読取画像が得ら
れる。また、このサンプリング出力について加算平均処
理を施すようにしているので、最大の濃度と最小の濃度
との差を小さくし、これにより偽像の低減を図り、か
つ、検出器に飛込んでくるノイズの影響やＸ線撮影の際
のＸ線量子のゆらぎあるいはフィルムの黒化銀粒子の粒
状による読取データのゆらぎ等に起因する画質劣化を低
減することができる。

（実施例）以下、本発明を実施例により具体的に説明する。

第１図は本発明の一実施例たる放射線画像読取装置に
おける電気回路の構成を示している。

尚、第１図において第８図に示すのと同一機能を有す
るものには同一符号を付すことにより、その詳細な説明
を省略する。

本実施例装置が従来装置と大きく相違するのは、サン
プル／ホールド回路14,A/D変換器15の動作周波数を高く
した点、及びA/D変換器15と切換器16との間に加算回路2
1,バッファメモリ22を配置した点である。

サンプル／ホールド回路14の出力はA/D変換器15によ
ってディジタル信号に変換される。サンプル／ホールド
回路14及びA/D変換器15は、マイクロコンピュータ25の
制御下にあり、このマイクロコンピュータ25より送出さ
れるクロック信号に同期して動作する。この動作周波
数、すなわちログアンプ13を介して取込まれる放射線画
像情報のサンプリング周波数は、画像記録媒体例えばフ
ィルムへの放射線画像情報記録の際に該フィルムに写込
まれたグリッドの周波数の２倍以上に設定されている。
ここで、本発明におけるサンプリング手段24はサンプル
／ホールド回路14及びA/D変換器15により形成されてい
る。

加算回路21は、マイクロコンピュータ25の制御下でバ
ッファメモリ22内のデータとA/D変換器15の出力データ
との加算処理を行うもので、この加算結果は再びバッフ
ァメモリ22に書込まれる。バッファメモリ22の出力ビッ
トのうち、下位数ビットが切捨てられ、上位数ビットが
後段に配置された切換器16に入力されるようになってい
る。これはバッファメモリ22内のデータの除算を意味す
る。つまり、加算器21とバッファメモリ22とによって、
A/D変換器15の出力の加算平均処理が行われるのであ
る。ここで、本発明における加算平均処理手段23は、加
算回路21とバッファメモリ22とから形成されている。

尚、検出器２の前段の装置構成は、第７図（ａ），
（ｂ）に示すのをそのまま適用することができる。

上記の構成において、先ず、サンプル／ホールド回路
14及びA/D変換器15の動作周波数（サンプリング周波
数）を従来装置と等しくした場合の作用について説明す
る。

加算平均処理手段23により、４個のデータの加算平均
処理が行われるものとすると、この場合の処理は次のよ
うに行われる。

始めに、バッファメモリ22の内容がマイクロコンピュ
ータでクリアされる。A/D変換器15が１個目のデータを
出力すると、その値はバッファメモリ22に入り、加算回
路21に伝えられる。２個目のデータがA/D変換器15から
出力されると、加算回路21はバッファメモリ22から出力
されている１個目のデータと２個目のデータとを加算
し、バッファメモリ22の内容を書換える。

３個目,4個目のデータがA/D変換器15から出力される
と、同様の動作で、バッファメモリ22の内容は加算され
たデータに置換えられることになる。バッファメモリ22
の内容が、４個目のデータが加算された値になると、平
均するために４で割らなければならないが、この場合
は、バッファメモリ22の出力の下２桁を切り捨てた値を
次段の切換器16へ送るようにすれば良い。即ち、A/D変
換器15の量子化数を10ビットとすると、バッファメモリ
22を12ビットにして、上位の10ビットのみを後段に送れ
ば良い。尚、８個のデータを加算平均するには、バッフ
ァメモリ22を13ビットにして、下３桁を捨てればよい。

この回路はマイクロコンピュータ25でプロセスがコン
トロールされているので、最適なタイミングで上記の動
作を行うようにすることは容易である。その後の各部の
動作は、従来装置（第８図参照）と同様である。

本願発明者らの試験結果によれば、60本/cmのグリッ
ドが写込まれたフィルムを従来装置においてレーザビー
ム径200μm,サンプリングピッチ200μｍで測定したとき
の濃度差（最大濃度と最小濃度との差）が0.22であった
のに対してサンプリングピッチ同一の条件下で４個のデ
ータの加算平均処理を行うことにより濃度差を0.04にま
で低下させることができた。つまり、上記の加算平均処
理により、グリッドに起因する偽像を読取診断に影響し
ない程度にまで低減することができるのである。更に、
上記の加算平均処理を施すことにより、検出器12へ飛込
んでくるノイズや、Ｘ線撮影（フィルムへの放射線画像
情報記録）の際のＸ線量子のゆらぎあるいはフィルムの
黒化銀粒子の粒状による読取データのゆらぎ等に起因す
る画質劣化をも同時に低減することができる。従って、
読影診断に好適な読取画像を得ることができる。しか
も、従来装置と比較した場合、ハードウェア的に加算回
路21とバッファメモリ22とが加えられただけであるた
め、大幅なコスト上昇を伴わずに済むという利点もあ
る。

次に、サンプル／ホールド回路14及びA/D変換器15の
動作周波数を従来装置よりも高くした場合の作用につい
て説明する。

例えばサンプリングピッチを50μｍとすると（従来の
サンプリングピッチが200μｍであるから、サンプリン
グピッチは1/4となり、サンプリング周波数は４倍とな
る）、サンプリング定理が満され、60本/cmのグリッド
に起因する偽像は発生しない。しかして、このサンプリ
ング出力（A/D変換器15の出力）が加算平均処理手段23
に取込まれ、ここで、４個のデータの加算平均処理が行
われ、この処理結果が切換器16に入力される。

このようにすれば、グリッドに起因する偽像は、上記
の加算平均処理のみの場合に比して更に減少し、しかも
上記加算平均処理により、ノイズ等に起因する画質変化
を低減することができるから、極めて良好な読取画像が
得られる。また、上記の加算平均処理のみの場合には、
サンプリング周波数が従来装置と同じであるため、従来
装置に比してフィルム測定に要する時間が４倍となる
が、サンプリング周波数を４倍に上げることにより、従
来装置と同等の測定時間になる。

尚、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、
種々の変形実施が可能であるのはいうまでもない。

例えば上記実施例では画像記録媒体をフィルムとした
ものについて説明したが、フィルム以外の媒体例えば輝
尽性蛍光体を含んで成るイメージングプレートを用いる
場合でも本発明を適用することができる。

また、上記実施例では60本/cmのグリッドが写込まれ
た場合について説明したが、これより解像度の低いグリ
ッド例えば28乃至40本/cmのグリッドが写込まれた場合
には、ナイキスト周波数が下がるので、更に有利とな
る。

［発明の効果］以上詳述したように本発明によれば、グリッドに起因
する偽像、及び検出器に飛込んでくるノイズの影響やＸ
線撮影の際のＸ線量子のゆらぎ等に起因する読取画像の
画質劣化の低減を図った放射線画像読取装置を提供する
ことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例たる放射線画像読取装置の主
要部の構成ブロック図、第２図はレーザ光の強度特性
図、第３図及び第４図はグリッドとレーザビームとの関
係説明図、第５図は計算上の濃度差とレーザビーム径と
関係を示す特性図、第６図は画像処理装置のシステム構
成ブロック図、第７図（ａ），（ｂ）は従来装置の構成
説明図、第８図は従来装置における主要部の構成ブロッ
ク図、第９図はグリッドに起因する偽像発生を説明する
ための波形図である。 10……フィルム（画像記録媒体）、23……加算平均処理
手段、24……サンプリング手段。

フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所 7517−2ＪＡ６１Ｂ 6/00 ３５０Ａ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射線画像情報がグリッドとともに記録さ
れた画像記録媒体上をレーザ光で走査し、放射線画像情
報をサンプリングすることにより、該画像記録媒体から
放射線画像情報を読取る放射線画像読取装置において、
前記画像記録媒体への放射線画像情報記録の際に該画像
記録媒体に写込まれたグリッドのピッチに対応する周波
数の２倍以上の周波数で放射線画像情報のサンプリング
を行うサンプリング手段と、このサンプリング手段にて
サンプリングした放射線画像情報を順次加算平均する加
算平均処理手段とを設けたことを特徴とする放射線画像
読取装置。