JPH02288981A

JPH02288981A - 放射線画像の階調処理方法および装置

Info

Publication number: JPH02288981A
Application number: JP1294337A
Authority: JP
Inventors: Hisatoyo Kato; 久豊加藤; Masamitsu Ishida; 石田　正光; Seiji Matsumoto; 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: 1990-11-28
Anticipated expiration: 2009-02-23
Also published as: JPH0614345B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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
ムは本出願人が特願昭５３−８４７４１号（特開昭５３
−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
。すなわぢ、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ｉｉＪ能な範囲に変換するよう
信号処理の際の増１４Ｊ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か制限される。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
ｔＥ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
濃度の画像か得られるから、実用上数々の利点かある。

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
かできる。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（）
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１〜なければならない場合があったか、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かない。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か、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。

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Ｉ７、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Ｉ７ながら、この放射線写真システムを実用化する
ためには」−記のような信号処理を定量的に標準化［７
なければならない。そして、これは実用１−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一つい−（多数の実験を繰返
して決められなければならない。

トー粂明は、−１−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１」的とするものである。

すなわち、本発明の第一の１」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ｌＦな濃度の再生像を記録利
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１」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【７て常に適正な
濃度の再生像を記録材料−Ｌに記録する一般性を持った
システムを実現するだめの階調処理装置を提供ずことに
ある。

さらに本発明は１．］二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１」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３００〜５０（ｌ
ｎｌｌｌ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じ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気信号
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て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
ベルに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３００〜５００ｎ
ｍの波長域内にある蓄積型螢光体材料を、６００〜７０
０ｎｍ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
対応じ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、最小を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
合の除剤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
−５０１．８０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４（すする方法等を採用
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
はならない。これには例えばヒストダラムを利用する方
法等が採用される。ずなわぢ、得られた信号レベルをメ
モリに入れ、このメモリー中のデータを演算装置で計算
してヒストダラムを作成する。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、ずなわちヒストグ
ラムであって、このヒストダラムの頻度か上下端でＯに
落ぢ込む点あるいは最大頻度の５％程度に落ち込む点か
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ダラム−Ｌ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て
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、この中で一番信号しヘルの
高い側の山が最も頻度も大きいか、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Ｏ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筒さの低い山か１
つ表イつれるが、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（プ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（すなイつぢ対象外の最
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ｔ（［織は最も濃度が低いところであるか
ら、表皮、脂肪ｉ１１織、乳腺組織と順にレベルが低下
１〜で、低下Ｉ２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−カブリ濃度」−〇、
３は実用的に読影てきる最小値であり、これは望ましく
はカブリ濃度−カブリ濃度＋０．２の範囲とするのかよ
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
値を直線で結シ（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Ｌ７て多少下げた方がよい結果
かｊ！１られる。これは特に医療用Ｘ線写真の場合に診
断性能を−に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（Ｉｏ
ｇＳ）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、先約、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じた光を再発
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。

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、６００〜７０
０ｎｍ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、波長域か近紫外、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。

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。

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。

上記３００〜５００ｎｍの波長域の光を発光する蛍光体
としては、Ｌａ　ＯＢｒ　：　Ｃｅ、Ｔｂ５ｒＳ：Ｃｅ、Ｓｍ５ｒＳ：Ｃｅ、Ｂ１ＢａＯ−８ｉ　０２　　：ＣｅＢａ　０　・６ＡＪ！２０３　：　Ｅｕ（０，９Ｚｎ　
、　０．Ｉ　Ｃｄ）Ｓ　：　ＡｇＢａＦＢｒ：ＥｕＢａ　ＦＣ象：　Ｅｕ等がある。

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）との関係を表わす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）は対数目盛で表しである。電気信号の前記最大レベ
ル値をＳｍａｘｓ最小レベル値をＳ　ｍｉｎ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ＤｍａＸｓカブリ濃度〜カ濃度製カブリ濃度＋０
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Ｓ　ｍａｘを、ｐｍａｘに５５ｍ１ｎをＤ　
ｍｉｎ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
ｌ、Ｂ２で示すようにＳｍａｘとＳ印ｉｎ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ΔＤ　ｍａｘ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
させることかできる。この下げ幅は、最大下げ幅ＡＤ　
ｍａＸがＯから０．５となるようにする。ΔＩ）ｍａｘ
が０の場合とは曲線Ａの場合を示し、ΔＤ　ｌｌ１ａＸ
が正の場合に曲線Ｂの場合を示す。この最大下げ幅ΔＤ
ｍａｘは望ましくは０．１〜０．４５である。なお実用
上は折線Ｂ］、、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、Ｓｍ１ｎからの高さｐｌすなわちｐ＝とか、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か最小レベル値Ｓ　ｍｉｎに近づきすぎて、
勾配γか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Ｓ　ｍａｘ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、Ｄ　ｍａｘ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ｍ（Ｓ）や最大頻度発光ｆｆｉ（Ｓｐ）等を選
ぶのもよい。あるいはＳｍａｘとＳ　ｍｉｎの単純平均
点すなわちＳｍａｘ　　＋Ｓｍｉｎ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に正または０で
なければらない。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
る再生像か見やすい、特に医療用Ｘ線写真の場合には診
断性能か向」ニするだめの条件である。すなわち、変化
率かＯ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　ＳＳｍｉｎ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、両極値開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　、　Ｄ
ｍｉｎ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利
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ＣＤのようにＤＩｌｌａｙ　、　Ｄｍｉ
ｎ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「見やずさ」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
。したかって、これを統計的な客観的数値として表イつ
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
射線区）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１７た。

評価の基準は次のとおりである。

＋２：従来のＸ線写真フィルム方式に比べて診断性能が
大幅に向上（７た。

＋１，従来のＸ線写真フィルム方式に比べて診Ｉｌｆ性
能が向上した。

０：従来のＸ線写真フィルム方式に比べて診断性能は、
殆と変わらなかった。

１：従来のＸ線写真フィルム方式に比べて診断性能が低
下した。

２：従来のＸ線写真フィルム方式に比べて診断性能か大
幅に低下した。

この基準のちとに、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
（フィルム−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値の平均値、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ΔＤＩｎａＸ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Ｓ　ｍｉｎからの高さｐ（ＳｍａＸとＳ　
ｍｉｎ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ΔＤ　ＩＨａＸ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ｉ
Ｂが螢光体の読取り時の発光量Ｓに比例することから、
この先ｍＶの最大値ＶｍａＸと最小値ＶｍｉｎをＳｍａ
ｘ　％　Ｓｍ１ｎ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３０　ｃｎｒの角の
シートに対して６ｘ６＝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。

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
大最小弁別回路２４に入力し、最大値ＶｍａＸと最小値
Ｖｍｊｎを弁別し、それぞれを出力する。

最小値Ｖ　ｍｉｎ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のブ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Ｖ　ｍ
ａｘは最小値Ｖｍｊｎとともにガンマ設定用の除算回路
２６に入力され、Ｖｍａｘ／Ｖｍｊｎの比（最大最小比
Δ■＝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ｉ３０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。

この光電子増倍管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３
５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
４０ａを光変調器４１で変１週して走査ミラー４２によ
って写真フィルム等の感光材料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」二の画像
を写真撮影することも可能である。

また、勿論感光制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）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　ＳＶｍｉｎ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
しなから■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＝Ｖ−１−２σ Ｖｍｉｎ　−Ｖ−２ａ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、Ｖ
ｍａｘ　、　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増倍管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、この代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５１．ａを、螢光
体シート５２て受けてこれに被町体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　：Ａ４板が使用され、光検出器としては
例えば５Ｘ５＝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
ラー旧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　、　Ｓｍ
１ｎ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Ｓ　ｍａｘとＳ　ｍｉｎが計算によって求め
られる。このＳ　ｍａｘとＳ　ｍｉｎは別のメモリー６
９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Ｓ　ｍｉｎがデジタル演算回路７０に入
力されＳ　ｍｉｎをＤ　ｍｉｎ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
グ信号りに変換し、このアナログ信号りによって光変調
器７２か変調される。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
によって写真フィルム等の感光材料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。前記螢光体シトロ２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〜
５００ｎｍ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の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
常に正て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Ｓｍ１ｎか
らの高さの好ましい範囲を示す、診断性能の評価値とこ
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
である。１・・・撮影部３・・・読取り部ｌＯ・・・Ｘ線源１２．８２・・・螢光体シート２０・・・光検出器２■・・・積分アンプ２・・・階調処理情報入力部４・・・記録部１１・・・被写体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３Ｌ、６Ｌ・・・走査ミラー　３２．６３・・・光電子
増倍管３３．８４・・・アンプ　　　３４．６５・・・
対数変換回路３５・・・γ変換回路　　　３Ｇ・・・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４
３．７５・・・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 Φ　旧　に可佛　　＋　　）− １−１−１０Ｉ嘲姻１１　　−−　　−１

Claims

【特許請求の範囲】

（１）放射線画像情報を記録した、発光光が３００〜５
００ｎｍ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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（７）放射線画像情報を記録した、発光光が３００〜５
００ｎｍ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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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１
１項記載の放射線画像の階調処理方法。
（１３）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、６０
０〜７００ｎｍ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。
（１４）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、６０
０〜７００ｎｍ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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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。
（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。