JP2588153B2 - 放射線画像再生方法 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は放射線画像の再生方法、
さらに詳しくは蓄積性蛍光体に記録した放射線画像を読
み出して可視像を再生する際、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信号処理を施す
方法に関するものである。本発明のこの方法は、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。

【０００２】

【従来の技術】蓄積性蛍光体（以下単に「蛍光体」とい
う）に放射線画像を記録し、この放射線画像を読み出
し、これを写真フィ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開昭５５−１２４２９号に提案した
もので、被写体を透過した放射線を蛍光体に吸収せし
め、その後この蛍光体をある種のエネルギーで励起して
この蛍光体が蓄積している放射線エネルギーを蛍光とし
て放射せしめ、この蛍光を検出して画像化するものであ
る。

【０００３】この蛍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、この蛍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
して写真フィ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。

【０００４】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。

【０００５】上記のような蛍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がるように露光
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ィ
ルムを個別に用いる必要があったが、このシステムでは
一種のフィ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ィルムを用意
する必要がない。

【０００６】このように上記のような蛍光体を使用する
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蛍光体に蓄積し、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。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】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なければならない。

【０００８】本発明は上記のような背景のもとに、蛍光
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
ができるような放射線画像再生方法を提供することを目
的とするものである。

【０００９】すなわち本発明の目的は、蛍光体を使用す
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も常に適正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を含む
放射線画像再生方法を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明の放射線画像再生
方法は、放射線画像情報を記録した、発光光が300 〜50
0nm の波長域内にある蓄積性蛍光体材料を、600 〜700n
m の波長域内の励起光により走査し、この走査により該
材料から発せられる発光を検出して前記画像情報に対応
する画像信号を取り出し、この画像信号を用いて画像を
再生する放射線画像再生方法において、前記画像信号を
少なくとも一画面分の画像信号を入力し得るメモリー内
に収録せしめるとともに、前記一画面分の画像信号の中
から画像信号の所望の最大値Ｓmax と最小値Ｓmin を決
定し、前記メモリーから前記一画面分の画像信号を取り
出し、該取り出された画像信号の前記最大値Ｓmax と最
小値Ｓmin が再生画像の最大濃度Ｄmax と最小濃度Ｄmi
n に対応するように該画像信号のレベルを変換し、該レ
ベル変換された画像信号により画像を再生することを特
徴とするものである。

【００１１】なお、最大値，最小値画像信号レベルを得
る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、メモリー中に入力されたデータを演算装
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
つかの山状の信号の頻度分布を示すグラフであって、例
えば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、経済的に放射線画像の種類に
応じて表われるヒストグラム上のパターンから、所望の
最大値，最小値の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。

【００１２】また、もう一つの方法として、蛍光体から
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線写真を蛍光
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い低ところである
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。

【００１３】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〜カブリ濃度＋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。

【００１４】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。

【００１５】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
応した光を再発光せしめる、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。

【００１６】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。

【００１７】上記の波長域の光を放出することができる
励起光源としては、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、ＣＯ₂ レーザ（波長10600nm ）、Ｙ
ＡＧ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図２および
図３に示す如くである。ここで図２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 〜700nm の波
長域の光を用いると驚くべきことに750 〜800nm 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。図３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。図４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
射した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10
600nm ）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、ＣＯ₂ レー
ザ光を100 μ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。上記図２、図３および図４
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。

【００１８】励起エネルギーと発光エネルギーの比は10
⁴ ：１〜10⁶ ：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。

【００１９】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。

【００２０】上記300 〜500nm の波長域の光を発光する
蛍光体としては、 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 〜620nm
）、 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。図５は蛍光体として、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ，Ｚｎ
Ｓ：Ｐｂ、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
を越えて長波長になると、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。

【００２１】

【実施例】以下、本発明の実施例について図面を用いて
説明する。

【００２２】図１は、本発明の一実施例方法を実施する
ためのシステムの一例を示すものである。このシステム
では撮影済の発光光が300 〜500nm の波長域内にある蛍
光体シート12上に、走査ミラー11によってレーザ光源10
からの600 〜700nm の波長域内のレーザ光を走査させて
蛍光体シート12を発光させ、この発光量を光電子増倍管
13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画像信号最大値レベルＳmax
，最小値レベルＳmin を決めるようにしており、この
光電子増倍管13の出力を増幅用アンプ14によって増幅
し、これを対数変換回路15によって対数変換した後Ａー
Ｄ変換回路16によってデジタル量に変換する。この後、
デジタル量に変換された少なくとも一画面分の画像情報
は全て磁気ディスク等のメモリー17に一旦記憶される一
方、最大最小弁別デジタル回路18に入力され、画像の種
類に応じた上記Ｓmax とＳmin が求められる。このＳma
x とＳmin は別のメモリー19に記憶される。

【００２３】次にメモリー17からの１画面分の全画像情
報とメモリー19からのＳmax とＳmin がデジタル演算回
路20に入力される。このデジタル演算回路20では、Ｓmi
n をＤmin に、Ｓmax をＤmax に対応させ、その間のレ
ベルの信号を所望の変換関数にしたがって変換する。こ
こで、上記Ｄmin およびＤmax は、各々再生画像の最小
濃度値（カブリ濃度〜カブリ濃度＋0.3 ）および最大濃
度値（光学濃度1.5 〜2.8 ）であって、上記Ｓmin がＤ
min にＳmax がＤmax に対応するように設定されるた
め、Ｓmin ，Ｓmax 両信号レベルの間隔は画像再生に必
要ないわゆるダイナミックレンジを示すことになる。こ
の後、デジタル演算回路20の出力がＤーＡ変換回路21に
よって濃度を表わすアナログ信号Ｄに変換され、このア
ナログ信号Ｄによって光変調器22が変調される。光変調
器22の出力によって記録用光源23が変調され、変調され
た光を集光レンズ24によって写真フィルム等の感光材料
25上に集光し、感光材料25を２次元に移動してこの上に
画像を再生記録する。前記蛍光体シート12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25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。なお、ＤーＡ変換回路21の出力をレーザ
走査型記録装置の光変調器に入力してもよいことは言う
までもない。

【００２４】なお、本発明を実施するためのシステムと
しては必ずしも上述したものに限られるものではなく、
の他種々の変更例により本発明の実施が可能であり、例
えば、上記増幅用アンプ14および対数変換回路15を用い
る代わりにＬogアンプを用いたシステムによっても実施
可能である。また、前記メモリー17とメモリー19は別の
メモリーとしないで、同一のメモリーとしてもよい。

【００２５】

【発明の効果】本発明は以上説明したように、発光光が
300 〜500nm の波長域内にある蛍光体に記録された放射
線画像情報を600 〜700nm の波長域内の励起光で走査す
ることにより読み出して画像再生する際、画像信号を少
なくとも一画面分の画像信号を入力し得るメモリー内に
収録せしめるとともに、この一画面分の画像信号の中か
ら画像信号の所望の最大値Ｓmax と最小値Ｓmin を決定
し、メモリーから前記一画面分の画像信号を取り出し、
取り出された画像信号の前記最大値Ｓmax と最小値Ｓmi
n が再生画像の最大濃度Ｄmax と最小濃度Ｄmin に対応
するように画像信号のレベルを変換し、このレベル変換
された画像信号により画像を再生するようにしており、
放射線画像の種類に応じて、再生に用いる画像信号のレ
ベルを適宜調整するようにしているので、結果として見
やすい特に医療用Ｘ線写真において診断性能の高い再生
像を得ることができる。

【００２６】なお、本発明を用いれば光源からの放射線
照射量の変動等により画像信号レベルに変動が生じたよ
うな場合にも適確な精度で読取りができるようになるこ
とはもちろんである。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例による方法を実施するための
システムの一例を示す系統図

【図２】励起波長と蛍光体に蓄積されたエネルギーの衰
退を示すグラフ

【図３】励起波長と蛍光体に蓄積されたエネルギーの衰
退を示すグラフ

【図４】蛍光体の応答性を示すグラフ

【図５】発光光の波長とＳ／Ｎ比を示すグラフ

【符号の説明】

10 読取り用レーザ光源 11 走査ミラー 12 蛍光体シート 13 光電子増倍管 14 アンプ 15 対数変換回路 17,19 メモリー 18 最大最小弁別デジタル回路 20 デジタル演算回路 23 記録用光源 24 集光レンズ 25 感光材料

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特公 昭63−26585（ＪＰ，Ｂ２) 特公 平６−44796（ＪＰ，Ｂ２) 特公 昭61−29490（ＪＰ，Ｂ２) 特公 平６−14345（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許3859527（ＵＳ，Ａ) Ｐｒａｔｔ，Ｗｉｌｌｉａｍ Ｋ. 「Ｄｉｇｉｔａｌ ｉｍａｇｅ ｐｒｏ ｃｅ ｓｓｉｎｇ」（1978）Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ＆Ｓｏｎｓ，Ｉｎｃ．（米) Ｐ．307−311

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 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性蛍光体材料を、600
   〜700nm の波長域内の励起光により走査し、この走査に
   より該材料から発せられる発光を検出して前記画像情報
   に対応する画像信号を取り出し、この画像信号を用いて
   画像を再生する放射線画像再生方法において、 前記画像信号を少なくとも一画面分の画像信号を入力し
   得るメモリー内に収録せしめるとともに、 前記一画面分の画像信号の中から画像信号の所望の最大
   値Ｓmax と最小値Ｓmin を決定し、 前記メモリーから前記一画面分の画像信号を取り出し、 該取り出された画像信号の前記最大値Ｓmax と最小値Ｓ
   min が再生画像の最大濃度Ｄmax と最小濃度Ｄmin に対
   応するように該画像信号のレベルを変換し、 該レベル変換された画像信号により画像を再生すること
   を特徴とする放射線画再生方法。