JPH065919B2 - 放射線画像の階調処理方法 - Google Patents
放射線画像の階調処理方法Info
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- JPH065919B2 JPH065919B2 JP60028824A JP2882485A JPH065919B2 JP H065919 B2 JPH065919 B2 JP H065919B2 JP 60028824 A JP60028824 A JP 60028824A JP 2882485 A JP2882485 A JP 2882485A JP H065919 B2 JPH065919 B2 JP H065919B2
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、放射線画像情報を記録した記録材料を走査す
ることによりその放射線画像情報を読み取って再生画像
を得る放射線写真システムにおける階調処理方法に関す
るものである。
ることによりその放射線画像情報を読み取って再生画像
を得る放射線写真システムにおける階調処理方法に関す
るものである。
（従来技術） Ｘ線画像のような放射線画像は医療用として多く用いら
れている。従来、この放射線画像を得るためには、銀塩
感光材料からなる放射線写真フィルムと増感紙とを組合
せた、いわゆる放射線写真法が利用されている。
れている。従来、この放射線画像を得るためには、銀塩
感光材料からなる放射線写真フィルムと増感紙とを組合
せた、いわゆる放射線写真法が利用されている。
近年、放射線画像診断技術の進歩にともない、Ｘ線写真
を走査してそこに記録されたＸ線画像情報を読み取り、
デジタル信号化した後にCRTや感光材料上に再生する方
法が工夫されるようになった。これにより、１回のＸ線
撮影からより多くの診断情報が得られるようになり、診
断性能の向上と被曝線量の低減がもたらされる。また、
Ｘ線画像情報の保存や検索の効率化という点でも期待が
もたれている。
を走査してそこに記録されたＸ線画像情報を読み取り、
デジタル信号化した後にCRTや感光材料上に再生する方
法が工夫されるようになった。これにより、１回のＸ線
撮影からより多くの診断情報が得られるようになり、診
断性能の向上と被曝線量の低減がもたらされる。また、
Ｘ線画像情報の保存や検索の効率化という点でも期待が
もたれている。
また一方では、銀塩感光材料からなる放射線写真フィル
ムを使用しないで放射線画像を得る方法が工夫されるよ
うになった。
ムを使用しないで放射線画像を得る方法が工夫されるよ
うになった。
このような方法としては、被写体を透過した放射線をあ
る種の螢光体に吸収せしめ、しかる後この螢光体を例え
ば光又は熱エネルギーで励起することにより、この螢光
体が前記吸収により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方
法がある。具体的には、例えば英国特許1462769号及び
特開昭51-29889号には、螢光体として熱輝尽性螢光体を
用いる方法が示されている。この方法は支持体上に熱輝
尽性螢光体層を形成した放射線画像変換パネルを使用す
るもので、この放射線画像変換パネルの熱輝尽性螢光体
層に被写体を透過した放射線を吸収させて被写体各部の
放射線透過度に対応する放射線エネルギーを蓄積させて
潜像を形成し、しかる後にこの熱輝尽性螢光体層を加熱
することによって輝尽励起し、パネルの各部に蓄積され
た放射線エネルギーを光の信号として取り出し、この光
の強弱によって放射線画像を得るものである。
る種の螢光体に吸収せしめ、しかる後この螢光体を例え
ば光又は熱エネルギーで励起することにより、この螢光
体が前記吸収により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方
法がある。具体的には、例えば英国特許1462769号及び
特開昭51-29889号には、螢光体として熱輝尽性螢光体を
用いる方法が示されている。この方法は支持体上に熱輝
尽性螢光体層を形成した放射線画像変換パネルを使用す
るもので、この放射線画像変換パネルの熱輝尽性螢光体
層に被写体を透過した放射線を吸収させて被写体各部の
放射線透過度に対応する放射線エネルギーを蓄積させて
潜像を形成し、しかる後にこの熱輝尽性螢光体層を加熱
することによって輝尽励起し、パネルの各部に蓄積され
た放射線エネルギーを光の信号として取り出し、この光
の強弱によって放射線画像を得るものである。
また、例えば米国特許3859527号及び特開昭55-12144号
には、螢光体として光輝尽性螢光体を用いる方法が示さ
れている。この方法は支持体上に光輝尽性螢光体層を形
成した放射線画像変換パネルを使用するもので、上述の
ように潜像を形成した後、この光輝尽性螢光体層を輝尽
励起光で走査することによって、パネル各部に蓄積され
た放射線エネルギーを光の信号として取り出し、放射線
画像を得るものである。この最終的な画像はハードコピ
ーとして再生しても良いし、CRT上に再生しても良い。
には、螢光体として光輝尽性螢光体を用いる方法が示さ
れている。この方法は支持体上に光輝尽性螢光体層を形
成した放射線画像変換パネルを使用するもので、上述の
ように潜像を形成した後、この光輝尽性螢光体層を輝尽
励起光で走査することによって、パネル各部に蓄積され
た放射線エネルギーを光の信号として取り出し、放射線
画像を得るものである。この最終的な画像はハードコピ
ーとして再生しても良いし、CRT上に再生しても良い。
前述のような放射線写真システムにおいては、輝尽性螢
光体およびＸ線画像情報の記録されたＸ線フィルムのい
ずれを用いた方法においても、方法線画像情報を電気信
号に変換した後、該電気信号に対して演算を実行し、空
間周波数処理や階調処理等を行なって再生画像の鮮鋭性
やコントラスト等を改良する放射線画像処理方法を用い
ることができる。
光体およびＸ線画像情報の記録されたＸ線フィルムのい
ずれを用いた方法においても、方法線画像情報を電気信
号に変換した後、該電気信号に対して演算を実行し、空
間周波数処理や階調処理等を行なって再生画像の鮮鋭性
やコントラスト等を改良する放射線画像処理方法を用い
ることができる。
たとえば、特開昭55-116340号には、放射線画像情報を
記録した蓄積型螢光体材料を走査して該放射線画像情報
を読み出し、これを電気信号に変換した後に再生する放
射線画像の再生記録方法において、種々の放射線画像に
対して適正な濃度の最終的再生画像を感光材料上に得る
ことのできるような階調処理方法として、放射線画像情
報を電気信号に変換してその最小レベル値に対応する画
像情報が前記感光材料上に再生記録される再生像におい
て前記感光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、縦軸に感光材料上の再
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ような
階調処理方法が開示されている。さらに特開昭55-11634
0号には、前記最大、最小レベル値の間の領域におい
て、所定の信号のレベルを中心として再生像の濃度を全
体として下げるような階調処理を施すことが好ましいと
述べられている。該階調処理方法により得られる再生画
像には、通常のスクリーン／フィルム系を使用して適正
露光量で撮影したＸ線写真画像に近い効果を期待するこ
とができる。
記録した蓄積型螢光体材料を走査して該放射線画像情報
を読み出し、これを電気信号に変換した後に再生する放
射線画像の再生記録方法において、種々の放射線画像に
対して適正な濃度の最終的再生画像を感光材料上に得る
ことのできるような階調処理方法として、放射線画像情
報を電気信号に変換してその最小レベル値に対応する画
像情報が前記感光材料上に再生記録される再生像におい
て前記感光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、縦軸に感光材料上の再
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ような
階調処理方法が開示されている。さらに特開昭55-11634
0号には、前記最大、最小レベル値の間の領域におい
て、所定の信号のレベルを中心として再生像の濃度を全
体として下げるような階調処理を施すことが好ましいと
述べられている。該階調処理方法により得られる再生画
像には、通常のスクリーン／フィルム系を使用して適正
露光量で撮影したＸ線写真画像に近い効果を期待するこ
とができる。
しかし、このような従来の階調処理方法すなわち前記電
気信号の最小レベル値に対する再生濃度をカブリ濃度〜
カブリ濃度＋0.3とし、また最大レベル値に対する再生
濃度を1.5〜2.8とし、前記最大、最小レベル間の領域に
対する再生濃度を全体として下げるような階調処理方法
には、診断に必要な画像部分の電気信号レベルが広い範
囲にわたる場合に、画像のすべての部分や見やすい濃度
およびコントラストで仕上げることが困難であるという
欠点を有していた。オリジナル画像情報を交換してなる
電気信号レベルの最大値と最小値との差が大である場
合、従来の階調処理方法によれば、再生画像の最高およ
び最低濃度を適正に仕上げるという要請上、再生画像の
コントラストは全体として低下し、いわゆる「眠い」画
像となる。一方、従来の階調処理方法を用いかつコント
ラストをできるでけ向上させるには、再生画像の最高濃
度値を光学濃度1.5〜2.8の範囲のうちの上限付近まで増
大させることが必要となるが、一般に光学濃度2.0を超
える濃度の画像に対しては肉眼の濃度分解能が低いため
読影が難しい。したがって高濃度部すなわち放射線吸収
の小さい組織器官像の診断がしにくくなる。
気信号の最小レベル値に対する再生濃度をカブリ濃度〜
カブリ濃度＋0.3とし、また最大レベル値に対する再生
濃度を1.5〜2.8とし、前記最大、最小レベル間の領域に
対する再生濃度を全体として下げるような階調処理方法
には、診断に必要な画像部分の電気信号レベルが広い範
囲にわたる場合に、画像のすべての部分や見やすい濃度
およびコントラストで仕上げることが困難であるという
欠点を有していた。オリジナル画像情報を交換してなる
電気信号レベルの最大値と最小値との差が大である場
合、従来の階調処理方法によれば、再生画像の最高およ
び最低濃度を適正に仕上げるという要請上、再生画像の
コントラストは全体として低下し、いわゆる「眠い」画
像となる。一方、従来の階調処理方法を用いかつコント
ラストをできるでけ向上させるには、再生画像の最高濃
度値を光学濃度1.5〜2.8の範囲のうちの上限付近まで増
大させることが必要となるが、一般に光学濃度2.0を超
える濃度の画像に対しては肉眼の濃度分解能が低いため
読影が難しい。したがって高濃度部すなわち放射線吸収
の小さい組織器官像の診断がしにくくなる。
このように、従来の放射線画像の階調処理方法は、診断
に必要な画像部分の電気信号レベルが広い範囲にわたる
場合に画像全体を診断に適した濃度およびコントラスト
で表現することが困難であるという欠点を有していた。
に必要な画像部分の電気信号レベルが広い範囲にわたる
場合に画像全体を診断に適した濃度およびコントラスト
で表現することが困難であるという欠点を有していた。
（発明の目的） 本発明は、従来の放射線画像の階調処理方法における前
述のような欠点に鑑みてなされたものであり、本発明の
目的は、診断に必要な部分の放射線画像情報を交換して
なる電気信号レベルが広い範囲にわたる場合にも前記放
射線画像のすべての部分が診断しやすい濃度およびコン
トラストで表現された再生画像を得るための階調処理方
法を提供することにある。
述のような欠点に鑑みてなされたものであり、本発明の
目的は、診断に必要な部分の放射線画像情報を交換して
なる電気信号レベルが広い範囲にわたる場合にも前記放
射線画像のすべての部分が診断しやすい濃度およびコン
トラストで表現された再生画像を得るための階調処理方
法を提供することにある。
（発明の構成、作用効果） 前記本発明の目的は、放射線画像情報を記録した記録材
料を走査することにより該放射線画像情報を読み取り、
これを電気信号に変換し、該電気信号から再生画像を得
るにあたり、観察対象とする画像部分における前記電気
信号レベルの最小値Ｓminから前記画像部分における前
記電信号レベルの最大値Ｓmaxまでの信号領域で、Ｓmin
＜Ｓ1＜Ｓ2＜Ｓmaxなる特定の電気信号レベルＳ1および
Ｓ2について、Ｓmin，Ｓ1，Ｓ2，Ｓmaxに対応するＸ線
照射量をそれぞれＥmin，Ｅ1，Ｅ2，Ｅmaxとしたとき、 ０＜（logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.5 0.5≦（logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.9 となる関係を満たす信号レベル値とし、さらにＳ1とＳ2
の関係を、 0.2≦（logE2-logE1）／（logEmax-logEmin）≦0.75 となるように定め、Ｓmaxに対応する再生濃度を1.5〜2.
3の範囲、Ｓminに対応する再生濃度をかぶり濃度〜かぶ
り濃度＋０．２の範囲とし、Ｓ1に対応する再生濃度を
0.1〜0.5の範囲で下げるとともにＳ2に対応する再生濃
度を０を超え0.6以下の範囲で上げて、Ｓ1からＳ2の間
の信号領域におけるコントラストをＳminからＳ1間およ
びＳ2からＳmax間のコントラストに比べ高くし、Ｓ1と
Ｓ2の間の信号領域におけるガンマが2.2〜3.5となる階
調変換曲線とすることを特徴とする胃二重造影像法によ
る放射線画像の階調処理方法により達成される。
料を走査することにより該放射線画像情報を読み取り、
これを電気信号に変換し、該電気信号から再生画像を得
るにあたり、観察対象とする画像部分における前記電気
信号レベルの最小値Ｓminから前記画像部分における前
記電信号レベルの最大値Ｓmaxまでの信号領域で、Ｓmin
＜Ｓ1＜Ｓ2＜Ｓmaxなる特定の電気信号レベルＳ1および
Ｓ2について、Ｓmin，Ｓ1，Ｓ2，Ｓmaxに対応するＸ線
照射量をそれぞれＥmin，Ｅ1，Ｅ2，Ｅmaxとしたとき、 ０＜（logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.5 0.5≦（logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.9 となる関係を満たす信号レベル値とし、さらにＳ1とＳ2
の関係を、 0.2≦（logE2-logE1）／（logEmax-logEmin）≦0.75 となるように定め、Ｓmaxに対応する再生濃度を1.5〜2.
3の範囲、Ｓminに対応する再生濃度をかぶり濃度〜かぶ
り濃度＋０．２の範囲とし、Ｓ1に対応する再生濃度を
0.1〜0.5の範囲で下げるとともにＳ2に対応する再生濃
度を０を超え0.6以下の範囲で上げて、Ｓ1からＳ2の間
の信号領域におけるコントラストをＳminからＳ1間およ
びＳ2からＳmax間のコントラストに比べ高くし、Ｓ1と
Ｓ2の間の信号領域におけるガンマが2.2〜3.5となる階
調変換曲線とすることを特徴とする胃二重造影像法によ
る放射線画像の階調処理方法により達成される。
ここで、観察対象とする画像部分とは、記録材料に記録
された放射線画像の中で最終的に再生して例えば診断に
供したい画像部分を意味し、被写体を透過していない
「素抜け」の部分等はここから除かれる。
された放射線画像の中で最終的に再生して例えば診断に
供したい画像部分を意味し、被写体を透過していない
「素抜け」の部分等はここから除かれる。
前記電気信号レベルの最小値Ｓminおよび最大値Ｓmaxの
求め方としては、得られた電気信号を演算装置内に読み
出してヒストグラムを作成し、それを利用して求める方
法や、得られた放射線画像をCRT上に表示し、最高およ
び最低輝度を示すと思われる微小な画像部分をポインテ
ィングデバイスを用いて選び出し、それらの画像部分内
の信号レベルの平均値をそれぞれＳmaxおよびＳminと定
める方法等を採用することができる。ＳminおよびＳmax
を求めるためには前記の方法に限らず、他のどんな方法
を用いてもよい。
求め方としては、得られた電気信号を演算装置内に読み
出してヒストグラムを作成し、それを利用して求める方
法や、得られた放射線画像をCRT上に表示し、最高およ
び最低輝度を示すと思われる微小な画像部分をポインテ
ィングデバイスを用いて選び出し、それらの画像部分内
の信号レベルの平均値をそれぞれＳmaxおよびＳminと定
める方法等を採用することができる。ＳminおよびＳmax
を求めるためには前記の方法に限らず、他のどんな方法
を用いてもよい。
信号レベルＳ1付近における再生濃度の引き下げ方とし
ては、Ｓ1に対する濃度の下げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ1の前後で下げ幅を単調に増加あるいは減少させ
ることが好ましい。その際のＳ1における濃度の下げ幅
は0.1〜0.5の範囲にあることが必要である。また、信号
レベルＳ2付近における再生濃度の引き上げ方として
は、Ｓ2に対する濃度の上げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ2の前後で上げ幅を単調に増加あるいは減少させ
ることが好ましい。その際のＳ2における濃度の上げ幅
は０を超え0.6以下の範囲にあることが必要である。
ては、Ｓ1に対する濃度の下げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ1の前後で下げ幅を単調に増加あるいは減少させ
ることが好ましい。その際のＳ1における濃度の下げ幅
は0.1〜0.5の範囲にあることが必要である。また、信号
レベルＳ2付近における再生濃度の引き上げ方として
は、Ｓ2に対する濃度の上げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ2の前後で上げ幅を単調に増加あるいは減少させ
ることが好ましい。その際のＳ2における濃度の上げ幅
は０を超え0.6以下の範囲にあることが必要である。
上述の条件を満たすようなＳ1およびＳ2を設定する場合
には、Ｓ1の値としては、電気信号レベルＳmin，Ｓmax
およびＳ1に対応するＸ線照射量をそれぞれＥmin，Ｅma
xおよびＥ1としたときに ０＜（logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.5 なる関係を満たすような信号レベル値としＳ2の値とし
ては、同様に電気信号レベルＳ2に対応するＸ線照射量
をＥ2としたときに 0.5≦（logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.9 なる関係を満たすような信号レベル値が好ましい。
には、Ｓ1の値としては、電気信号レベルＳmin，Ｓmax
およびＳ1に対応するＸ線照射量をそれぞれＥmin，Ｅma
xおよびＥ1としたときに ０＜（logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.5 なる関係を満たすような信号レベル値としＳ2の値とし
ては、同様に電気信号レベルＳ2に対応するＸ線照射量
をＥ2としたときに 0.5≦（logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦0.9 なる関係を満たすような信号レベル値が好ましい。
また、Ｓ1とＳ2の関係は 0.2≦（logE2-logE1）／（logEmax-logEmin）≦0.75 となるように定める。Ｓ1とＳ2の値が離れすぎると、Ｓ
1とＳ2の間の電気信号領域においてコントラストが低く
なり効果が小さい。一方Ｓ1とＳ2の値が近すぎると、コ
ントラストの高くなる信号領域が狭くなるため効果が小
さい。
1とＳ2の間の電気信号領域においてコントラストが低く
なり効果が小さい。一方Ｓ1とＳ2の値が近すぎると、コ
ントラストの高くなる信号領域が狭くなるため効果が小
さい。
また、ＳminとＳmaxの間の信号領域において、後述する
階調変換曲線の勾配すなわちガンマの値が正であること
が自然な階調を得る上で当然のことであるが、さらに実
用上良好なコントラストを得るにはＳ1とＳ2の間の最も
コントラストの高い信号領域におけるガンマの最大値が
2.2〜3.5の範囲にあるような階調変換曲線を選ぶ。
階調変換曲線の勾配すなわちガンマの値が正であること
が自然な階調を得る上で当然のことであるが、さらに実
用上良好なコントラストを得るにはＳ1とＳ2の間の最も
コントラストの高い信号領域におけるガンマの最大値が
2.2〜3.5の範囲にあるような階調変換曲線を選ぶ。
本発明の階調処理方法によれば、診断に必要な画像部分
の電気信号レベルが広い範囲にわたる場合でも、画像全
体を見やすい濃度範囲に再生すると同時にコントラスト
を向上させることができるので、診断性能の優れた再生
画像が得られる。さらに、カブリ濃度に近い低濃度部の
階調は、通常のスクリーン／フィルム法によるＸ線写真
に近い自然な階調とすることができる。なお、高濃度部
のみコントラストが下がるが、濃度の最高値を抑えて肉
眼の濃度分解能の高い濃度範囲におさめることが可能で
あるので、視覚的には見やすくなる。
の電気信号レベルが広い範囲にわたる場合でも、画像全
体を見やすい濃度範囲に再生すると同時にコントラスト
を向上させることができるので、診断性能の優れた再生
画像が得られる。さらに、カブリ濃度に近い低濃度部の
階調は、通常のスクリーン／フィルム法によるＸ線写真
に近い自然な階調とすることができる。なお、高濃度部
のみコントラストが下がるが、濃度の最高値を抑えて肉
眼の濃度分解能の高い濃度範囲におさめることが可能で
あるので、視覚的には見やすくなる。
たとえば、骨の画像においては、骨の肉眼的な最小単位
すなわち骨梁が明瞭に現れるとともに筋肉・脂肪等の軟
部組織も見やすく表現されていることが理想である。し
かし、従来の階調処理方法によれば、比較的高濃度部で
ある軟部組織を見やすい濃度に仕上げるためには比較的
低濃度部である骨部のコントラストを下げねばならず、
骨梁の鮮鋭性が低下する。また、骨部のコントラストを
上げると軟部組織の濃度が高くなり見づらい。一方、本
発明の階調処理方法を用いれば骨梁が鮮明に表現されか
つ軟部組織も見やすい理想的な骨の画像を得ることがで
きる。
すなわち骨梁が明瞭に現れるとともに筋肉・脂肪等の軟
部組織も見やすく表現されていることが理想である。し
かし、従来の階調処理方法によれば、比較的高濃度部で
ある軟部組織を見やすい濃度に仕上げるためには比較的
低濃度部である骨部のコントラストを下げねばならず、
骨梁の鮮鋭性が低下する。また、骨部のコントラストを
上げると軟部組織の濃度が高くなり見づらい。一方、本
発明の階調処理方法を用いれば骨梁が鮮明に表現されか
つ軟部組織も見やすい理想的な骨の画像を得ることがで
きる。
また、胃二重造影像（マーゲン）は、人体の種々の撮影
部位の中でも最もダイナミックレンジの広い部位である
が、これを従来の階調処理方法により処理すると、最も
空気の多い、すなわち高濃度部となる胃底部および胃体
部の中央部を見やすい濃度に仕上げると胃体部辺縁部等
の比較的低濃度部のコントラストが低下し、また胃体部
辺縁部等の粘膜像のコントラストを上げると高濃度部が
黒く「ツブレ」た画像となってしまう。しかし、本発明
の階調処理方法を用いれば、空気の多い部分、少ない部
分ともに視覚的コントラストの高い、見やすい胃二重造
影像を得ることができる。
部位の中でも最もダイナミックレンジの広い部位である
が、これを従来の階調処理方法により処理すると、最も
空気の多い、すなわち高濃度部となる胃底部および胃体
部の中央部を見やすい濃度に仕上げると胃体部辺縁部等
の比較的低濃度部のコントラストが低下し、また胃体部
辺縁部等の粘膜像のコントラストを上げると高濃度部が
黒く「ツブレ」た画像となってしまう。しかし、本発明
の階調処理方法を用いれば、空気の多い部分、少ない部
分ともに視覚的コントラストの高い、見やすい胃二重造
影像を得ることができる。
本発明の階調処理に加えて、適当な空間周波数処理を行
なうとより効果が高い。この空間周波数処理は本発明の
階調処理を施す前に行なってもよいし、階調処理の後で
行なってもよい。
なうとより効果が高い。この空間周波数処理は本発明の
階調処理を施す前に行なってもよいし、階調処理の後で
行なってもよい。
本発明において輝尽性螢光体とは、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（輝尽励起）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
た輝尽発光を示す螢光体を言うが、実用的な面から好ま
しくは500μｍ以上の輝尽励起光によって輝尽発光を示
す螢光体である。本発明に係わる輝尽性螢光体として
は、例えば特開昭48-80487号に記載されているBaSO4：A
x（但しＡはDy，Tb及びTmのうち少なくとも１種であ
り、ｘは0.001≦ｘ＜１モル％である。）で表わされる
螢光体、特開昭48-80488号記載のMgSO4：Ax（但しＡはH
o或いはDyのうちいづれかであり、0.001≦ｘ＜１モル％
である。）で表わされる螢光体、特開昭48-80489号に記
載されているSrSO4：Ax（但しＡはDy,Tb及びTmのうち少
なくとも１種であり、ｘは0.001≦ｘ＜１モル％であ
る。）で表わされている螢光体、特開昭51-29889号に記
載されているNa2SO4,CaSO4及びBaSO4等にMn,Dy及びTbの
うち少なくとも１種を添加した螢光体、特開昭52-30487
号に記載されているBeO,LiF,MgSO4及びCaF2等の螢光
体、特開昭53-39277号に記載されているLi2B4O7：Cu,Ag
等の螢光体、特開昭54-47883号に記載されているLi2O・
(B2O2)x：Cu（但しｘは２＜ｘ≦３）、及びLi2O・(B2O2)
x：Cu,Ag（但しｘは2<x≦3）等の螢光体、米国特許3859
527号に記載されているSrS：Ce,Sm、SrS：Eu,Sm、La2O2
S：Eu,Sm及び（Zn,Cd）Ｓ：Mn,X（但しＸはハロゲン）
で表される螢光体が挙げられる。また、特開昭55-12142
号に記載されているZnS：Cu,Pb螢光体、BaO・xAl2O3：Eu
（但し0.8≦ｘ≦10）で表わされるアルミン酸バリウム
螢光体、及びMIIO・xSiO2：Ａ（但しMIIはMg,Ca,Sr,Zn,C
d又はBaでありＡはCe,Tb,Eu,Tm,Pb,Tl,Bi及びMnのうち
少なくとも１種であり、ｘは0.5≦ｘ＜2.5である。）で
表わされるアルカリ土類金属珪酸塩系螢光体が挙げられ
る。また、 （Ba1-x-yMgxCay）FX：eEu2+ （但しＸはBr及びClの中の少なくとも１つであり、ｘ，
ｙ及びｅはそれぞれ０＜ｘ＋ｙ≦0.6、xy≠０及び10-6
≦ｅ≦5×10-2なる条件を満たす数である。）で表され
るアルカリ土類弗化ハロゲル化物螢光体、特開昭55-121
44号に記載されている LnOX：xA （但しLnはLa,Y,Gd及びLuの少なくとも１つを、ＸはCl
及び／又はBrを、ＡはCe及び／又はTbを、ｘは０＜ｘ＜
0.1を満足する数を表わす。）で表わされる螢光体、特
開昭55-12145号に記載されている。
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（輝尽励起）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
た輝尽発光を示す螢光体を言うが、実用的な面から好ま
しくは500μｍ以上の輝尽励起光によって輝尽発光を示
す螢光体である。本発明に係わる輝尽性螢光体として
は、例えば特開昭48-80487号に記載されているBaSO4：A
x（但しＡはDy，Tb及びTmのうち少なくとも１種であ
り、ｘは0.001≦ｘ＜１モル％である。）で表わされる
螢光体、特開昭48-80488号記載のMgSO4：Ax（但しＡはH
o或いはDyのうちいづれかであり、0.001≦ｘ＜１モル％
である。）で表わされる螢光体、特開昭48-80489号に記
載されているSrSO4：Ax（但しＡはDy,Tb及びTmのうち少
なくとも１種であり、ｘは0.001≦ｘ＜１モル％であ
る。）で表わされている螢光体、特開昭51-29889号に記
載されているNa2SO4,CaSO4及びBaSO4等にMn,Dy及びTbの
うち少なくとも１種を添加した螢光体、特開昭52-30487
号に記載されているBeO,LiF,MgSO4及びCaF2等の螢光
体、特開昭53-39277号に記載されているLi2B4O7：Cu,Ag
等の螢光体、特開昭54-47883号に記載されているLi2O・
(B2O2)x：Cu（但しｘは２＜ｘ≦３）、及びLi2O・(B2O2)
x：Cu,Ag（但しｘは2<x≦3）等の螢光体、米国特許3859
527号に記載されているSrS：Ce,Sm、SrS：Eu,Sm、La2O2
S：Eu,Sm及び（Zn,Cd）Ｓ：Mn,X（但しＸはハロゲン）
で表される螢光体が挙げられる。また、特開昭55-12142
号に記載されているZnS：Cu,Pb螢光体、BaO・xAl2O3：Eu
（但し0.8≦ｘ≦10）で表わされるアルミン酸バリウム
螢光体、及びMIIO・xSiO2：Ａ（但しMIIはMg,Ca,Sr,Zn,C
d又はBaでありＡはCe,Tb,Eu,Tm,Pb,Tl,Bi及びMnのうち
少なくとも１種であり、ｘは0.5≦ｘ＜2.5である。）で
表わされるアルカリ土類金属珪酸塩系螢光体が挙げられ
る。また、 （Ba1-x-yMgxCay）FX：eEu2+ （但しＸはBr及びClの中の少なくとも１つであり、ｘ，
ｙ及びｅはそれぞれ０＜ｘ＋ｙ≦0.6、xy≠０及び10-6
≦ｅ≦5×10-2なる条件を満たす数である。）で表され
るアルカリ土類弗化ハロゲル化物螢光体、特開昭55-121
44号に記載されている LnOX：xA （但しLnはLa,Y,Gd及びLuの少なくとも１つを、ＸはCl
及び／又はBrを、ＡはCe及び／又はTbを、ｘは０＜ｘ＜
0.1を満足する数を表わす。）で表わされる螢光体、特
開昭55-12145号に記載されている。
（Ba1-xMIIx）FX：yA （但しMIIは、Mg,Ca,Sr,Zn及びCdのうちの少なくとも１
つを、ＸはCl,Br及びIのうちの少なくとも１つを、Ａは
Eu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb及びErのうちの少なくとも
１つを、ｘ及びｙは０≦ｘ≦0.6及び０≦ｙ≦0.2なる条
件を満たす数を表わす。）で表わされる螢光体、特開昭
55-84389号に記載されているBaFX：xCe,yA（但し、Ｘは
Cl,Br及びIのうち少なくとも１つ、ＡはIn,Tl,Cd,Sm及
びＺｒのうち少なくとも１つであり、ｘ及びｙはそれぞ
れ０＜ｘ≦2×10-1及び０＜ｙ≦5×10-2である。）で表
わされる螢光体、特開昭55-160078号に記載されている MIIFX・xA：yLn （但しMIIはMg,Ca,Ba,Sr,Zn及びCdのうちの少くとも１
種、ＸはCl,Br及びIのうちの少なくとも一種、ＡはBeO,
MgO,CaO,SrO,BaO,ZnO,Al2O3,Y2O3,La2O3,In2O3,SiO2,Ti
O2,ZrO2,GeO2,SnO2,Nb2O5,Ta2O5及びThO2のうちの少な
くとも１種、LnはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sm及
びCdのうちの少なくとも１種であり、ｘ及びｙはそれぞ
れ5×10-5≦ｘ≦0.5及び０＜ｙ≦0.2なる条件を満たす
数である。）で表わされる希土類元素付活２価金属フル
オロハライド螢光体、ZnS：Ａ，CdS：Ａ，（Zn,Cd）
Ｓ：Ａ，ZnS：Ａ、Ｘ及びCdS：Ａ，Ｘ（但しＡはCu,Ag,
Au、又はMnであり、Ｘはハロゲンである。）で表わされ
る螢光体、特開昭57-148285号に記載されている。
つを、ＸはCl,Br及びIのうちの少なくとも１つを、Ａは
Eu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb及びErのうちの少なくとも
１つを、ｘ及びｙは０≦ｘ≦0.6及び０≦ｙ≦0.2なる条
件を満たす数を表わす。）で表わされる螢光体、特開昭
55-84389号に記載されているBaFX：xCe,yA（但し、Ｘは
Cl,Br及びIのうち少なくとも１つ、ＡはIn,Tl,Cd,Sm及
びＺｒのうち少なくとも１つであり、ｘ及びｙはそれぞ
れ０＜ｘ≦2×10-1及び０＜ｙ≦5×10-2である。）で表
わされる螢光体、特開昭55-160078号に記載されている MIIFX・xA：yLn （但しMIIはMg,Ca,Ba,Sr,Zn及びCdのうちの少くとも１
種、ＸはCl,Br及びIのうちの少なくとも一種、ＡはBeO,
MgO,CaO,SrO,BaO,ZnO,Al2O3,Y2O3,La2O3,In2O3,SiO2,Ti
O2,ZrO2,GeO2,SnO2,Nb2O5,Ta2O5及びThO2のうちの少な
くとも１種、LnはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sm及
びCdのうちの少なくとも１種であり、ｘ及びｙはそれぞ
れ5×10-5≦ｘ≦0.5及び０＜ｙ≦0.2なる条件を満たす
数である。）で表わされる希土類元素付活２価金属フル
オロハライド螢光体、ZnS：Ａ，CdS：Ａ，（Zn,Cd）
Ｓ：Ａ，ZnS：Ａ、Ｘ及びCdS：Ａ，Ｘ（但しＡはCu,Ag,
Au、又はMnであり、Ｘはハロゲンである。）で表わされ
る螢光体、特開昭57-148285号に記載されている。
xM2(PO4)2・NX2：yA M2(PO4)2：yA （式中、Ｍ及びＮはそれぞれMg,Ca,Sr,Ba,Zn及びCdのう
ち少なくとも１種、ＸはＦ，Cl,Br及びIのうち少なくと
も１種、ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sb,Tl,Mn
及びSnのうち少なくとも１種を表わす。また、ｘ及びｙ
は０＜ｘ≦６，０≦ｙ≦１なる条件を満たす数であ
る。）で表わされる螢光体、 nReX3・mAX2′：xEu nReX3・mAX2′：xEu,ySm （式中、ReはLa,Gd,Y,Luのうちの少なくとも１種、Ａは
アルカリ土類金属Ba,Sr,Caのうち少なくとも１種、Ｘ及
びＸ′はF,Cl,Brのうち少なくとも１種を表わす。ま
た、ｘ及びｙは、1×10-4＜ｘ＜3×10-1、1×10-4＜ｙ
＜1×10-1なる条件を満たす数であり、n/mは1×10-3＜n
/m＜7×10-1なる条件を満たす。）で表わされる螢光
体、および MIX・aMIIX2′・bMIIX3″：cA （但し、ＭＩはLi,Na,K,RbおよびCaから選ばれる少なく
とも一種のアルカリ金属である。ＭIIはBe,Mg,Ca,Sr,B
a,Zn,Cd,CuおよびNiから選ばれる少なくとも一種の二価
金属である。ＭIIはSe,Y,La,Ce,Pr,Nd,Pm,Sm,Eu,Gd,Tb,
Dy,Ho,Er,Tm,Yb,Lu,Al,Ga及びInから選ばれる少なくと
も一種の三価金属である。
ち少なくとも１種、ＸはＦ，Cl,Br及びIのうち少なくと
も１種、ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sb,Tl,Mn
及びSnのうち少なくとも１種を表わす。また、ｘ及びｙ
は０＜ｘ≦６，０≦ｙ≦１なる条件を満たす数であ
る。）で表わされる螢光体、 nReX3・mAX2′：xEu nReX3・mAX2′：xEu,ySm （式中、ReはLa,Gd,Y,Luのうちの少なくとも１種、Ａは
アルカリ土類金属Ba,Sr,Caのうち少なくとも１種、Ｘ及
びＸ′はF,Cl,Brのうち少なくとも１種を表わす。ま
た、ｘ及びｙは、1×10-4＜ｘ＜3×10-1、1×10-4＜ｙ
＜1×10-1なる条件を満たす数であり、n/mは1×10-3＜n
/m＜7×10-1なる条件を満たす。）で表わされる螢光
体、および MIX・aMIIX2′・bMIIX3″：cA （但し、ＭＩはLi,Na,K,RbおよびCaから選ばれる少なく
とも一種のアルカリ金属である。ＭIIはBe,Mg,Ca,Sr,B
a,Zn,Cd,CuおよびNiから選ばれる少なくとも一種の二価
金属である。ＭIIはSe,Y,La,Ce,Pr,Nd,Pm,Sm,Eu,Gd,Tb,
Dy,Ho,Er,Tm,Yb,Lu,Al,Ga及びInから選ばれる少なくと
も一種の三価金属である。
Ｘ，Ｘ′およびＸ″はF,Cl,BrおよびＩから選ばれる少
なくとも一種のハロゲンである。ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,P
r,Ho,Nd,Yb,Er,Gd,Lu,Sm,Y,Tl,Na,Ag,Cu及およびgから
選ばれる少なくとも一種の金属である。またａは０≦0.
5の範囲の数値であり、ｂは０≦ｂ＜0.5の範囲の数値で
あり、ｃは０＜ｃ≦0.2の範囲の数値である。）で表わ
される螢光体等が挙げられる。
なくとも一種のハロゲンである。ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,P
r,Ho,Nd,Yb,Er,Gd,Lu,Sm,Y,Tl,Na,Ag,Cu及およびgから
選ばれる少なくとも一種の金属である。またａは０≦0.
5の範囲の数値であり、ｂは０≦ｂ＜0.5の範囲の数値で
あり、ｃは０＜ｃ≦0.2の範囲の数値である。）で表わ
される螢光体等が挙げられる。
しかし、本発明に係わる輝尽性螢光体は、前述の螢光体
に限られるものではなく、放射線を照射した後輝尽励起
光を照射した場合に輝尽発光を示す螢光体であればいか
なる螢光体であってもよい。
に限られるものではなく、放射線を照射した後輝尽励起
光を照射した場合に輝尽発光を示す螢光体であればいか
なる螢光体であってもよい。
以下、図面に基づいて本発明を詳細に説明する。
第１図は、本発明の実施態様のひとつである輝尽性螢光
体材料を用いた放射線画像変換システムの概略を示すも
のである。
体材料を用いた放射線画像変換システムの概略を示すも
のである。
被写体12を透過した放射線を輝尽性螢光体材料13に吸収
させると、該輝尽性螢光体材料13は放射線エネルギーを
蓄積して潜像を形成する。この輝尽性螢光体材料を輝尽
励起光源14からの輝尽励起光で走査することによって、
蓄積された放射線エネルギーを螢光として光電変換器15
によって検出し、電気信号に変換する。前記電気信号は
増幅された後にＡ／Ｄ変換されデジタル信号に変換され
て演算装置16内に記憶され、ＳminおよびＳmaxを求めて
作成した階調変換曲線に基づいて階調処理が施される。
させると、該輝尽性螢光体材料13は放射線エネルギーを
蓄積して潜像を形成する。この輝尽性螢光体材料を輝尽
励起光源14からの輝尽励起光で走査することによって、
蓄積された放射線エネルギーを螢光として光電変換器15
によって検出し、電気信号に変換する。前記電気信号は
増幅された後にＡ／Ｄ変換されデジタル信号に変換され
て演算装置16内に記憶され、ＳminおよびＳmaxを求めて
作成した階調変換曲線に基づいて階調処理が施される。
前記階調処理を施された電気信号は、放射線画像再生装
置17によりたとえば感光材料などの記録材料等に画像と
して再生することができる。
置17によりたとえば感光材料などの記録材料等に画像と
して再生することができる。
感光材料上に再生画像を得るための装置としては、画像
処理を施した電気信号を記録用光の強度に変換した後、
該記録用光を特定のビーム径に絞って感光材料面を走査
する装置や、感光材料を外周に密着させたドラムを回転
させると同時に軸方向に移動させ、固定したアパーチャ
を介して前記記録用光を感光材料上に照射する装置など
が知られている。
処理を施した電気信号を記録用光の強度に変換した後、
該記録用光を特定のビーム径に絞って感光材料面を走査
する装置や、感光材料を外周に密着させたドラムを回転
させると同時に軸方向に移動させ、固定したアパーチャ
を介して前記記録用光を感光材料上に照射する装置など
が知られている。
第２図は、本発明の別の実施態様であるＸ線画像情報の
記録されたＸ線フィルムを用いた放射線写真システムの
概略を示すものである。
記録されたＸ線フィルムを用いた放射線写真システムの
概略を示すものである。
Ｘ線画像読取装置21において、オリジナルＸ線写真23は
読取用光源22からの光により走査される。オリジナル写
真を透過した光は光電変換器24により電気信号に変換さ
れる。このＸ線画像読取装置の一例として、内部に読取
用光源を配置した透明なドラムの外周にアパーチャーと
光検出器とをもち、ドラムの外周にオリジナル写真を密
着させてドラムを回転させると同時に軸方向に移動さ
せ、オリジナル写真を透過した光をアパーチャーを通し
て光電変換器に導くような装置があげられる。
読取用光源22からの光により走査される。オリジナル写
真を透過した光は光電変換器24により電気信号に変換さ
れる。このＸ線画像読取装置の一例として、内部に読取
用光源を配置した透明なドラムの外周にアパーチャーと
光検出器とをもち、ドラムの外周にオリジナル写真を密
着させてドラムを回転させると同時に軸方向に移動さ
せ、オリジナル写真を透過した光をアパーチャーを通し
て光電変換器に導くような装置があげられる。
オリジナル写真濃度を変換してなる前記電気信号は増幅
された後にＡ／Ｄ変換されデジタル信号として演算装置
25内に記憶され、ＳminおよびＳmaxを求めて作成した階
調変換曲線に基づいて階調処理が施される。
された後にＡ／Ｄ変換されデジタル信号として演算装置
25内に記憶され、ＳminおよびＳmaxを求めて作成した階
調変換曲線に基づいて階調処理が施される。
ここで、オリジナルＸ線写真から読み取った画像は、撮
影に用いたフィルムおよびスクリーンによって決定され
る階調特性を有するため、読み取った電子信号レベルは
Ｘ線照射量の対数表示に対し比例関係をなさない。した
がって、本発明の階調処理に先立って電気信号レベルと
放射線照射量の対数表示とが直線関係となるように補正
するいわゆるガンマ補正を施すようにするとよい。
影に用いたフィルムおよびスクリーンによって決定され
る階調特性を有するため、読み取った電子信号レベルは
Ｘ線照射量の対数表示に対し比例関係をなさない。した
がって、本発明の階調処理に先立って電気信号レベルと
放射線照射量の対数表示とが直線関係となるように補正
するいわゆるガンマ補正を施すようにするとよい。
前記デジタル信号を一旦磁気テープ、光ディスク等の記
録材料に記録しておき、それを演算装置に読み出して演
算を行なってもよい。
録材料に記録しておき、それを演算装置に読み出して演
算を行なってもよい。
第３図に、本発明の階調処理方法に用いられる階調変換
曲線の一例を示す。階調変換曲線は、直交座標の一方の
軸に放射線画像情報を変換してなる電気信号レベルＳ
を、他の一方の軸に再生画像ハードコピーの光学濃度Ｄ
をとり、両者の関係を表したものであり、通常のスクリ
ーンフィルム法におけるＸ線フィルムの特性曲線に相当
すると考えてよい。
曲線の一例を示す。階調変換曲線は、直交座標の一方の
軸に放射線画像情報を変換してなる電気信号レベルＳ
を、他の一方の軸に再生画像ハードコピーの光学濃度Ｄ
をとり、両者の関係を表したものであり、通常のスクリ
ーンフィルム法におけるＸ線フィルムの特性曲線に相当
すると考えてよい。
第３図においてＳminおよびＳmaxはそれぞれ診断に必要
な画像部分における放射線画像情報を変換してなる電気
信号レベルの最小値および最大値を表す。またＤminお
よびＤmaxはそれぞれカブリ濃度〜カブリ濃度＋0.2およ
び1.5〜2.3の範囲の光学濃度値を表す。ＳminとＳmaxの
間の信号領域に存在する信号レベルＳ1およびＳ2につい
て、Ｓ1に対応する再生濃度を下げ、Ｓ2に対応する再生
濃度を上げているが、その際、第３図の破線ａもしくは
実線ｂのようにＳ1における濃度の下げ幅が最も大きく
なるように、Ｓ1の前後で下げ幅を単調に増加あるいは
減少させ、またＳ2における濃度の上げ幅が最も大きく
なるようにＳ2の前後で上げ幅を単調に増加あるいは減
少させると好ましい階調が得られる。なお、横軸の電気
信号レベルは放射線照射量の対数表示に対応するスケー
ルで表示してある。
な画像部分における放射線画像情報を変換してなる電気
信号レベルの最小値および最大値を表す。またＤminお
よびＤmaxはそれぞれカブリ濃度〜カブリ濃度＋0.2およ
び1.5〜2.3の範囲の光学濃度値を表す。ＳminとＳmaxの
間の信号領域に存在する信号レベルＳ1およびＳ2につい
て、Ｓ1に対応する再生濃度を下げ、Ｓ2に対応する再生
濃度を上げているが、その際、第３図の破線ａもしくは
実線ｂのようにＳ1における濃度の下げ幅が最も大きく
なるように、Ｓ1の前後で下げ幅を単調に増加あるいは
減少させ、またＳ2における濃度の上げ幅が最も大きく
なるようにＳ2の前後で上げ幅を単調に増加あるいは減
少させると好ましい階調が得られる。なお、横軸の電気
信号レベルは放射線照射量の対数表示に対応するスケー
ルで表示してある。
実用上、自然な画像を得るためには、階調変換曲線は第
３図の破線ａのような折れ線でなく実線ｂのようななめ
らかな曲線であることが好ましい。また、Ｓminより小
さい、あるいはＳmaxより大きい電気信号レベルに対し
ては、鎖線ｃ，ｄのようにＳminとＳmaxの間の曲線にな
めらかに連続する階調変換曲線を与えることが好まし
い。これらの領域においても階調変換曲線の勾配すなわ
ちガンマが正または０であるように定めることは当然で
ある。
３図の破線ａのような折れ線でなく実線ｂのようななめ
らかな曲線であることが好ましい。また、Ｓminより小
さい、あるいはＳmaxより大きい電気信号レベルに対し
ては、鎖線ｃ，ｄのようにＳminとＳmaxの間の曲線にな
めらかに連続する階調変換曲線を与えることが好まし
い。これらの領域においても階調変換曲線の勾配すなわ
ちガンマが正または０であるように定めることは当然で
ある。
（実施例） 次に実施例によって本発明を実質的に説明する。
実施例１ 手指骨像を本発明の方法により輝尽性螢光体材料に記録
し、これを読み取ってオリジナル画像とした。前記オリ
ジナル画像に対し、第４図の実線ａに示すような階調変
換曲線で表される階調処理を施した。
し、これを読み取ってオリジナル画像とした。前記オリ
ジナル画像に対し、第４図の実線ａに示すような階調変
換曲線で表される階調処理を施した。
ただし、第４図において、横軸の電気信号レベルは放射
線照射量の対数表示に対応するスケールで表示してあ
る。
線照射量の対数表示に対応するスケールで表示してあ
る。
第４図の実線ａにおいて、Ｓ1およびＳ2はそれぞれ再生
濃度の下げ幅および上げ幅が最大となる信号レベルであ
り、電気信号Ｓmin，Ｓmax、Ｓ1およびＳ2に対応するＸ
線照射量をそれぞれＥmin，Ｅmax，Ｅ1およびＥ1とした
とき、 （logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.35 （logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.80 となるような信号レベルに定めた。ＤminおよびＤmaxは
それぞれカブリ濃度＋0.1および2.0とした。また、Ｓmi
n〜Ｓ1，Ｓ1〜Ｓ2およびＳ2〜Ｓmaxのそれぞれの信号領
域におけるガンマは0.7,3.1および1.4となっている。
濃度の下げ幅および上げ幅が最大となる信号レベルであ
り、電気信号Ｓmin，Ｓmax、Ｓ1およびＳ2に対応するＸ
線照射量をそれぞれＥmin，Ｅmax，Ｅ1およびＥ1とした
とき、 （logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.35 （logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.80 となるような信号レベルに定めた。ＤminおよびＤmaxは
それぞれカブリ濃度＋0.1および2.0とした。また、Ｓmi
n〜Ｓ1，Ｓ1〜Ｓ2およびＳ2〜Ｓmaxのそれぞれの信号領
域におけるガンマは0.7,3.1および1.4となっている。
前記階調処理を行なった画像をＸ線フィルム上に再生
し、再生画像Ａとした。再生画像Ａの診断性能に対する
評価を、放射線科医８名、放射線技師６名の計１４名に
依頼した。
し、再生画像Ａとした。再生画像Ａの診断性能に対する
評価を、放射線科医８名、放射線技師６名の計１４名に
依頼した。
評価者は、前記再生画像のうち (1)骨部 (2)軟部組織 のそれぞれの画像部分について、以下の基準に従って評
価し、採点した。
価し、採点した。
見やすく、診断性能が優れている：２ とくに見やすくないが診断には十分である：１ 見づらく、診断に適さない：０ 評価の結果を第１表に示す。第１表中の数字は各評価者
の採点の平均値を表す。
の採点の平均値を表す。
第１表から明らかなように、本発明の画像処理方法は、
画像のすべての部分が見やすく表現された手指骨像を得
ることができた。
画像のすべての部分が見やすく表現された手指骨像を得
ることができた。
比較例１ 実施例１で用いたオリジナル画像と同一の画像に対し、
第４図の破線ｂに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｂを得た。再生画像Ｂの診断性能に対する評価を、実
施例１と同様の評価方法により行なった。結果を第１表
に示す。
第４図の破線ｂに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｂを得た。再生画像Ｂの診断性能に対する評価を、実
施例１と同様の評価方法により行なった。結果を第１表
に示す。
比較例２ 実施例１で用いたオリジナル画像と同一の画像に対し、
第４図の鎖線ｅに示すような階調処理を施した後Ｘ線フ
ィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画像
ｃを得た。再生画像Ｃの診断性能に対する評価を、実施
例１と同様の評価方法により行なった。結果を第１表に
示す。
第４図の鎖線ｅに示すような階調処理を施した後Ｘ線フ
ィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画像
ｃを得た。再生画像Ｃの診断性能に対する評価を、実施
例１と同様の評価方法により行なった。結果を第１表に
示す。
実施例２ 胃二重造影像を本発明の方法により輝尽性螢光体材料に
記録し、これを読み取ってオリジナル画像とした。前記
オリジナル画像に対し、第５図の実線ｄに示すような階
調変曲線で表される階調処理を施した。
記録し、これを読み取ってオリジナル画像とした。前記
オリジナル画像に対し、第５図の実線ｄに示すような階
調変曲線で表される階調処理を施した。
第５図の実線ｄにおいて、Ｓ1およびＳ2はそれぞれ再生
濃度の下げ幅および上げ幅が最大となる信号レベルであ
り、電気信号Ｓmin，Ｓmax，Ｓ1およびＳ2に対応するＸ
線照射線量をそれぞれＥmin，Ｅmax，Ｅ1およびＥ2とし
たとき、 （logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.35 （logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.63 となるような信号レベルに定めた。ＤminおよびＤmaxは
それぞれカブリ濃度＋0.03および2.1とした。また、Ｓm
in〜Ｓ1，Ｓ1〜Ｓ2およびＳ2〜Ｓmaxのそれぞれの信号
領域におけるガンマは0.4,3.1および1.0となっている。
濃度の下げ幅および上げ幅が最大となる信号レベルであ
り、電気信号Ｓmin，Ｓmax，Ｓ1およびＳ2に対応するＸ
線照射線量をそれぞれＥmin，Ｅmax，Ｅ1およびＥ2とし
たとき、 （logE1-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.35 （logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）＝0.63 となるような信号レベルに定めた。ＤminおよびＤmaxは
それぞれカブリ濃度＋0.03および2.1とした。また、Ｓm
in〜Ｓ1，Ｓ1〜Ｓ2およびＳ2〜Ｓmaxのそれぞれの信号
領域におけるガンマは0.4,3.1および1.0となっている。
前記階調処理を行なった画像をＸ線フィルム上に再生
し、再生画像Ｄとした。再生画像Ｄの診断性能に対する
評価を、放射線科医８名、放射線技師６名の計14名に依
頼した。
し、再生画像Ｄとした。再生画像Ｄの診断性能に対する
評価を、放射線科医８名、放射線技師６名の計14名に依
頼した。
評価者は、前記再生画像のうち (3)胃底部および胃体部の中心部 (4) 〃 の辺縁部 (5)その他の画像部分 のそれぞれの画像部分について、実施例１と同様の評価
方法により評価を行なった。結果を第２表に示す。第２
表から明らかなように、本発明の画像処理方法は、画像
のすべての部分が見やすく表現された胃二重造影像を得
ることができた。
方法により評価を行なった。結果を第２表に示す。第２
表から明らかなように、本発明の画像処理方法は、画像
のすべての部分が見やすく表現された胃二重造影像を得
ることができた。
比較例３ 実施例２で用いたオリジナル画像と同一の画像に対し、
第５図の破線ｅに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｅを得た。再生画像Ｅの診断性能に対する評価を、実
施例２と同様の評価方法により行なった。結果を第２表
に示す。
第５図の破線ｅに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｅを得た。再生画像Ｅの診断性能に対する評価を、実
施例２と同様の評価方法により行なった。結果を第２表
に示す。
比較例４ 実施例２で用いたオリジナル画像と同一の画像に対し、
第５図の鎖線ｆに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｆを得た。再生画像Ｆの診断性能に対する評価を、実
施例２と同様の評価方法により行なった。結果を第２表
に示す。
第５図の鎖線ｆに示すような階調処理を施した後、Ｘ線
フィルム上に再生し、従来の階調処理方法による再生画
像Ｆを得た。再生画像Ｆの診断性能に対する評価を、実
施例２と同様の評価方法により行なった。結果を第２表
に示す。
第１図は本発明の実施態様のひとつである放射線画像変
換システムの概略図、第２図の本発明の別の実施態様で
ある放射線写真システムの概略図、第３図は本発明の階
調処理の一例を示すグラフ、第４図は手指骨像に対する
本発明の階調処理および従来の階調処理を示すグラフ、
第５図は胃二重造影像に対する本発明の階調処理および
従来の階調処理を示すグラフである。 13…輝尽性螢光体材料、23…オリジナルＸ線写真、15及び24
…光電変換器、16及び25…演算装置、17及び26…画像再
生装置。
換システムの概略図、第２図の本発明の別の実施態様で
ある放射線写真システムの概略図、第３図は本発明の階
調処理の一例を示すグラフ、第４図は手指骨像に対する
本発明の階調処理および従来の階調処理を示すグラフ、
第５図は胃二重造影像に対する本発明の階調処理および
従来の階調処理を示すグラフである。 13…輝尽性螢光体材料、23…オリジナルＸ線写真、15及び24
…光電変換器、16及び25…演算装置、17及び26…画像再
生装置。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭55−116340（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- 【請求項１】放射線画像情報を記録した記録材料を走査
することにより該放射線画像情報を読み取り、これを電
気信号に変換し、該電気信号から再生画像を得るにあた
り、観察対象とする画像部分における前記電気信号レベ
ルの最小値Ｓminから前記画像部分における前記電気信
号レベルの最大値Ｓmaxまでの信号領域で、Ｓmin＜Ｓ1
＜Ｓ2＜Ｓmaxなる特定の電気信号レベルＳ1およびＳ2に
ついて、Ｓmin，Ｓ1，Ｓ2，Ｓmaxに対応するＸ線照射量
をそれぞれＥmin，Ｅ1，Ｅ2，Ｅmaxとしたとき、 ０＜（logE1-logEmin）／（（logEmax-logEmin）≦０．
５ ０．５≦（logE2-logEmin）／（logEmax-logEmin）≦
０．９ となる関係を満たす信号レベル値とし、さらにＳ1とＳ2
の関係を、 ０．２≦（logE2-logE1）／（logEmax-logEmin）≦０．
７５ となるように定め、Ｓmaxに対応する再生濃度を１．５
〜２．３の範囲、Ｓminに対応する再生濃度をかぶり濃
度〜かぶり濃度＋０．２の範囲とし、Ｓ1に対応する再
生濃度を０．１〜０．５の範囲で下げるとともにＳ2に
対応する再生濃度を０を超え０．６以下の範囲で上げ
て、Ｓ1からＳ2の間の信号領域におけるコントラストＳ
minからＳ1の間の信号領域およびＳ2からＳmaxの間の信
号領域におけるコントラストに比べ高くし、Ｓ1とＳ2の
間の信号領域におけるガンマが２．２〜３．５となる階
調変換曲線とすることを特徴とする胃二重造影像法によ
る放射線画像の階調処理方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60028824A JPH065919B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | 放射線画像の階調処理方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60028824A JPH065919B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | 放射線画像の階調処理方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61189072A JPS61189072A (ja) | 1986-08-22 |
| JPH065919B2 true JPH065919B2 (ja) | 1994-01-19 |
Family
ID=12259141
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60028824A Expired - Lifetime JPH065919B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | 放射線画像の階調処理方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH065919B2 (ja) |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS55116340A (en) * | 1979-02-28 | 1980-09-06 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and device for processing gradation of radiation picture |
| JPS5611034A (en) * | 1979-07-11 | 1981-02-04 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method of treating xxray photograph picture |
| JPS5983149A (ja) * | 1982-11-04 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 階調補正曲線の作成方法 |
-
1985
- 1985-02-15 JP JP60028824A patent/JPH065919B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61189072A (ja) | 1986-08-22 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |