JPH0693075B2 - 放射線画像の記録読取方法 - Google Patents
放射線画像の記録読取方法Info
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- JPH0693075B2 JPH0693075B2 JP2115587A JP2115587A JPH0693075B2 JP H0693075 B2 JPH0693075 B2 JP H0693075B2 JP 2115587 A JP2115587 A JP 2115587A JP 2115587 A JP2115587 A JP 2115587A JP H0693075 B2 JPH0693075 B2 JP H0693075B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は被写体を通る放射線の場所的変化に基づいて
放射線の強度を変調させながら放射線画像変換パネルに
放射線画像情報を記録し、その読み取り時に被写体の全
ての部分を鮮明に描写できるようにした放射線画像情報
の記録読取方法に関するものである。
放射線の強度を変調させながら放射線画像変換パネルに
放射線画像情報を記録し、その読み取り時に被写体の全
ての部分を鮮明に描写できるようにした放射線画像情報
の記録読取方法に関するものである。
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。この放射線画像を得る一方法として、被写体
を通した放射線を蛍光体層（蛍光スクリーン）に照射
し、この可視光を銀塩感光材料を塗布したフィルムに照
射して現像する、いわゆる放射線写真方式がある。
れている。この放射線画像を得る一方法として、被写体
を通した放射線を蛍光体層（蛍光スクリーン）に照射
し、この可視光を銀塩感光材料を塗布したフィルムに照
射して現像する、いわゆる放射線写真方式がある。
近年、放射線画像診断技術の進歩に伴い、上記放射線写
真を走査し、そこに記録された放射線画像情報を読取
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てきた。それにより一回
の放射線撮影からより多くの診断情報が得られるように
なり、診断性能の向上ト被曝線量の低減がもたらされ
る。この方法は放射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。
真を走査し、そこに記録された放射線画像情報を読取
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てきた。それにより一回
の放射線撮影からより多くの診断情報が得られるように
なり、診断性能の向上ト被曝線量の低減がもたらされ
る。この方法は放射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。
前記写真フィルムを用いた放射線画像情報読取装置にお
いては、放射線画像を記録した写真フィルムを読取光で
露光走査し、その反射光又は透過光を光検出器で検出し
て電気信号に変換することが行われている。
いては、放射線画像を記録した写真フィルムを読取光で
露光走査し、その反射光又は透過光を光検出器で検出し
て電気信号に変換することが行われている。
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情報を得る方法が工夫され
るようになった。この方法としては被写体を通した放射
線をある種の蛍光体に吸収せしめ、しかる後、この蛍光
体を例えば、光又は熱エネルギーで励起することによ
り、この蛍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
画像化するものがある。具体的には、例えば米国特許第
3,859,527号又は特開昭55−12144号に開示されている。
これらは輝尽性蛍光体を用い、可視光線又は赤外線を輝
尽励起光とした放射線画像変換方法を示したもので、支
持体上に輝尽性蛍光体層を形成した放射線画像変換パネ
ルを使用し、この放射線画像変換パネルの輝尽性蛍光体
層に被写体を透過した放射線を当て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、この輝尽性蛍光体層を前記輝尽励
起光で走査することによって該放射線画像変換パネルの
各部に蓄積された放射線エネルギーを放射させて、これ
を光に変換し、この光の強弱による光信号を光電子増倍
管、フォトダイオード等の光電変換素子で検出して放射
線画像情報を得るものである。
ムを使用しないで放射線画像情報を得る方法が工夫され
るようになった。この方法としては被写体を通した放射
線をある種の蛍光体に吸収せしめ、しかる後、この蛍光
体を例えば、光又は熱エネルギーで励起することによ
り、この蛍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
画像化するものがある。具体的には、例えば米国特許第
3,859,527号又は特開昭55−12144号に開示されている。
これらは輝尽性蛍光体を用い、可視光線又は赤外線を輝
尽励起光とした放射線画像変換方法を示したもので、支
持体上に輝尽性蛍光体層を形成した放射線画像変換パネ
ルを使用し、この放射線画像変換パネルの輝尽性蛍光体
層に被写体を透過した放射線を当て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、この輝尽性蛍光体層を前記輝尽励
起光で走査することによって該放射線画像変換パネルの
各部に蓄積された放射線エネルギーを放射させて、これ
を光に変換し、この光の強弱による光信号を光電子増倍
管、フォトダイオード等の光電変換素子で検出して放射
線画像情報を得るものである。
また、他の方法としては被写体を透過した放射線を、一
様に帯電させたセレン、シリコン等の光導電体層を有す
る半導体パネルに吸収せしめて静電潜像を形成した後、
この半導体パネルを光で走査することにより該パネル上
の静電潜像を電気的に検出して画像化するものがある
（例えば特開昭54−31219号）。
様に帯電させたセレン、シリコン等の光導電体層を有す
る半導体パネルに吸収せしめて静電潜像を形成した後、
この半導体パネルを光で走査することにより該パネル上
の静電潜像を電気的に検出して画像化するものがある
（例えば特開昭54−31219号）。
斯くして得た放射線画像情報はそのままの状態で、或い
はリアルタイムで空間周波数処理や階調処理等の画像処
理が施されて銀塩フィルム、CRT等に出力されて可視化
されるか、又は半導体記憶装置、磁気記憶装置、光ディ
スク記憶装置等の画像記憶装置に格納され、その後、必
要に応じてこれら画像記憶装置から取り出されて銀塩フ
ィルム、CRT等に出力されて可視化されている。
はリアルタイムで空間周波数処理や階調処理等の画像処
理が施されて銀塩フィルム、CRT等に出力されて可視化
されるか、又は半導体記憶装置、磁気記憶装置、光ディ
スク記憶装置等の画像記憶装置に格納され、その後、必
要に応じてこれら画像記憶装置から取り出されて銀塩フ
ィルム、CRT等に出力されて可視化されている。
前記各種の放射線画像変換パネルは、一般に放射線に対
するダイナミックレンジが広く（103〜106）、被写体の
低信号領域部分から高信号領域部分までの画像情報を記
録することが可能になっているが、被写体を通して得ら
れる画像情報のダイナミックレンジ、即ち、被写体の最
小放射線透過量（最小信号値に相当）と、最大放射線透
過量（最大信号値に相当）との比は約102程度であるた
めにコントラストにおいて充分でない。
するダイナミックレンジが広く（103〜106）、被写体の
低信号領域部分から高信号領域部分までの画像情報を記
録することが可能になっているが、被写体を通して得ら
れる画像情報のダイナミックレンジ、即ち、被写体の最
小放射線透過量（最小信号値に相当）と、最大放射線透
過量（最大信号値に相当）との比は約102程度であるた
めにコントラストにおいて充分でない。
従って、このようにして得られた放射線画像情報を可視
化する場合には、そのコントラストを強調して濃度分解
能を上げる階調処理が施されることが行われる。
化する場合には、そのコントラストを強調して濃度分解
能を上げる階調処理が施されることが行われる。
ところが、階調処理は一般には第８図右側の線Ｒの傾き
（図の傾きは１）を２〜３位になるように立てて処理す
るため、被写体を通して得られる画像情報のダイナミッ
クレンジは可視画像上では２〜３倍に拡げられ104〜106
となってしまい、その結果、光学濃度で４以上となり、
真黒で何も見えなくなって仕舞う。即ち、被写体を通し
て得られる画像情報のダイナミックレンジは、102〜103
（光学濃度で約０〜2.5）であるが、最も濃度分解能の
高い領域は光学濃度で0.8〜1.5の如く狭く、被写体の低
信号領域部分から高信号領域部分まで一枚の可視画像上
で観察することは不可能となる。例えば胸部Ｘ線画像の
場合は肺野部分を最適光学濃度（0.8〜1.5）で観察しよ
うとすると、縦隔部分でのＸ線の透過量が少なくなり、
この部分で光学濃度が低くなり過ぎて白抜けとなって観
察不能となり、逆に縦隔部分を最適光学濃度とすると、
肺野部分でのＸ線の透過量が多くなり、光学濃度が高く
なり過ぎて黒くなってしまう結果、観察不能となる。
（図の傾きは１）を２〜３位になるように立てて処理す
るため、被写体を通して得られる画像情報のダイナミッ
クレンジは可視画像上では２〜３倍に拡げられ104〜106
となってしまい、その結果、光学濃度で４以上となり、
真黒で何も見えなくなって仕舞う。即ち、被写体を通し
て得られる画像情報のダイナミックレンジは、102〜103
（光学濃度で約０〜2.5）であるが、最も濃度分解能の
高い領域は光学濃度で0.8〜1.5の如く狭く、被写体の低
信号領域部分から高信号領域部分まで一枚の可視画像上
で観察することは不可能となる。例えば胸部Ｘ線画像の
場合は肺野部分を最適光学濃度（0.8〜1.5）で観察しよ
うとすると、縦隔部分でのＸ線の透過量が少なくなり、
この部分で光学濃度が低くなり過ぎて白抜けとなって観
察不能となり、逆に縦隔部分を最適光学濃度とすると、
肺野部分でのＸ線の透過量が多くなり、光学濃度が高く
なり過ぎて黒くなってしまう結果、観察不能となる。
この発明は上記の点に鑑み、一枚の画像上で被写体の全
ての部分を鮮明に描写することの可能な放射線画像の記
録読取方法を提供することを目的としている。
ての部分を鮮明に描写することの可能な放射線画像の記
録読取方法を提供することを目的としている。
上記の目的を達成するため、この発明は蓄積型放射線画
像変換パネルに被写体を通した放射線を照射することに
よて放射線画像情報を蓄積記録し、該蓄積型放射線画像
変換パネルに蓄積記録された放射線画像情報を励起光で
読取る放射線画像の記録読取方法において、前記放射線
画像情報の蓄積記録時に、その画像情報のダイナミック
レンジを圧縮し、SN比を向上させた状態にて読み取れる
ように構成したものである。具体的には、先ず、被写体
に弱い放射線を照射し、該放射線の場所的変化を検出し
た後、蓄積型放射線画像変換パネルに被写体を通した強
い放射線を前記検出情報に基いて強度を変調しつつ照射
することにより行うようにしたものである。
像変換パネルに被写体を通した放射線を照射することに
よて放射線画像情報を蓄積記録し、該蓄積型放射線画像
変換パネルに蓄積記録された放射線画像情報を励起光で
読取る放射線画像の記録読取方法において、前記放射線
画像情報の蓄積記録時に、その画像情報のダイナミック
レンジを圧縮し、SN比を向上させた状態にて読み取れる
ように構成したものである。具体的には、先ず、被写体
に弱い放射線を照射し、該放射線の場所的変化を検出し
た後、蓄積型放射線画像変換パネルに被写体を通した強
い放射線を前記検出情報に基いて強度を変調しつつ照射
することにより行うようにしたものである。
この発明において、放射線画像変換パネルとしては輝尽
性蛍光体が好ましく用いられる。この輝尽性蛍光体と
は，最初の光若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、化学的又は電気的等の刺激
（輝尽励起）により最初の光若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蛍光体であるが、
実用的な面から好ましくは500nm以上の励起光によって
輝尽発光を示す蛍光体であり、特に、励起光に対する輝
尽発光の応答速度の大きい蛍光体である。半導体レーザ
の発振波長領域の光に対して効率良く輝尽発光を示す蛍
光体であればさらに好ましい。このような輝尽性蛍光体
としては、例えば米国特許第3,859,527号に記載されて
いるSrS:Ce,Sm、SrS:Eu,Sm、La2O2S:Eu,Sm及び（Zn,C
d）s:Mn、Ｘ（但し,Xはハロゲン）で表わされる蛍光体
が挙げられる。また、特開昭55−12143号に記載されて
いる一般式が （Ba1−ｘ−yMgxCay）FX:eEu2+ （但し、ＸはBr及びClの中の少なくとも一つであり、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。）で表わされ
るアルカリ土類弗化ハロゲン化物蛍光体、特開昭55−12
144号に記載されている一般式が LnOX:xA （但し、LnはLa,Y,Gd及びLuの少なくとも一つを、ＸはC
l及び／又はBrを、ＡはCe及び／またはTbを、ｘは０＜
ｘ＜0.1を満足する数を表わす。）で表わされる蛍光
体、特開昭55−12145号に記載されている一般式が （Ba1−xMIIｘ）FX:yA （但し、MIIはMg,Ca,Sr,Zn及びCdのうちの少なくとも一
つを、ＸはCl,Br及びＩのうち少なくとも一つを、ＡはE
u,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb及びErのうち少なくとも一
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。）で表わされる蛍光体、特開昭55
−84389号に記載されている一般式が BaFX:xCe,yA （但し、ＸはCl,Br及びＩのうち少なくとも一つは、Ａ
はIn,Tl,Gd,Sm及びZrのうちの少なくとも一つであり、
ｘ及びｙはそれぞれ０＜ｘ≦２×10-1及び０＜ｙ≦５×
10-2である。）で表わされる蛍光体、特開昭55−160078
号に記載されている一般式が MIIFX・xA:yLn （但し、MIIはMg,Ca,Ba,Sr,Zn及びCdのうちの少なくと
も一種、ＡはBeO,MgO,CaO,SrO,BaO,ZnO,Al2O3，Y2O3，L
a2O3，In2O3，SiO2，TiO2，ZrO2，GeO2，SnO2，Nb2O5，
Ta2O5及びThO2のうちの少なくとも一種、LnはEu,Tb,Ce,
Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sm及びGdのうちの少なくとも一
種であり、ＸはCl,BrおよびＩのうちの少なくとも一種
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。）で表される希
土類元素付活２価金属フルオロハライド蛍光体、特開昭
57−148285号に記載されている下記いずれかの一般式 xM3(PO4)2・NX2:yA M3(PO4)2:yA （式中、Ｍ及びＮはそれぞれMg,Ca,Sr,Ba,Zn及びCdのう
ちの少なくとも一種、ＸはF,Cl,Br及びＩのうち少なく
とも一種、ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sb,Tl,
Mn及びSnのうちの少なくとも一種を表わす。また、ｘ及
びｙは０＜ｘ≦６、０≦ｙ≦１となる条件を満たす数で
ある。）で表わされる蛍光体、下記いずれかの一般式 nReX3・mAX′2:xEu nReX3・mAX′2:xEu,ySm （式中、ReはLa,Gd,Y,Luのうち少なくとも一種、Ａはア
ルカリ土類金属,Ba,Sr,Caのうち少なくとも一種、Ｘ及
びＸ′はF,Cl,Brのうち少なくとも一種を表わす。ま
た、ｘ及びｙは１×10-4＜x3×10-1、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。）で表わされる蛍光体、
及び下記一般式 MIX・aMII′2・bMIIIX″3:cA （但し、MIはLi,Na,K,Rb及びCsから選ばれる少なくとも
一種のアルカリ金属であり、MIIはBe,Mg,Ca,Sr,Ba,Zn,C
d,Cu及びNiから選ばれる少なくとも一種の二価金属であ
る。MIIIはSc,Y,La,Ce,Pr,Nd,Pm,Sm,Eu,Gd,Tb,Dy,Ho,E
r,Tm,Yd,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′及びＸ″はF,Cl,Br及びＩから選
ばれるすくなくとも一種のハロゲンである。ＡはEu,Tb,
Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Gd,Lu,Sm,Y,Tl,Na,Ag,Cu及び
Mgから選ばれる少なくとも一種の金属である。
性蛍光体が好ましく用いられる。この輝尽性蛍光体と
は，最初の光若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、化学的又は電気的等の刺激
（輝尽励起）により最初の光若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蛍光体であるが、
実用的な面から好ましくは500nm以上の励起光によって
輝尽発光を示す蛍光体であり、特に、励起光に対する輝
尽発光の応答速度の大きい蛍光体である。半導体レーザ
の発振波長領域の光に対して効率良く輝尽発光を示す蛍
光体であればさらに好ましい。このような輝尽性蛍光体
としては、例えば米国特許第3,859,527号に記載されて
いるSrS:Ce,Sm、SrS:Eu,Sm、La2O2S:Eu,Sm及び（Zn,C
d）s:Mn、Ｘ（但し,Xはハロゲン）で表わされる蛍光体
が挙げられる。また、特開昭55−12143号に記載されて
いる一般式が （Ba1−ｘ−yMgxCay）FX:eEu2+ （但し、ＸはBr及びClの中の少なくとも一つであり、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。）で表わされ
るアルカリ土類弗化ハロゲン化物蛍光体、特開昭55−12
144号に記載されている一般式が LnOX:xA （但し、LnはLa,Y,Gd及びLuの少なくとも一つを、ＸはC
l及び／又はBrを、ＡはCe及び／またはTbを、ｘは０＜
ｘ＜0.1を満足する数を表わす。）で表わされる蛍光
体、特開昭55−12145号に記載されている一般式が （Ba1−xMIIｘ）FX:yA （但し、MIIはMg,Ca,Sr,Zn及びCdのうちの少なくとも一
つを、ＸはCl,Br及びＩのうち少なくとも一つを、ＡはE
u,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb及びErのうち少なくとも一
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。）で表わされる蛍光体、特開昭55
−84389号に記載されている一般式が BaFX:xCe,yA （但し、ＸはCl,Br及びＩのうち少なくとも一つは、Ａ
はIn,Tl,Gd,Sm及びZrのうちの少なくとも一つであり、
ｘ及びｙはそれぞれ０＜ｘ≦２×10-1及び０＜ｙ≦５×
10-2である。）で表わされる蛍光体、特開昭55−160078
号に記載されている一般式が MIIFX・xA:yLn （但し、MIIはMg,Ca,Ba,Sr,Zn及びCdのうちの少なくと
も一種、ＡはBeO,MgO,CaO,SrO,BaO,ZnO,Al2O3，Y2O3，L
a2O3，In2O3，SiO2，TiO2，ZrO2，GeO2，SnO2，Nb2O5，
Ta2O5及びThO2のうちの少なくとも一種、LnはEu,Tb,Ce,
Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sm及びGdのうちの少なくとも一
種であり、ＸはCl,BrおよびＩのうちの少なくとも一種
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。）で表される希
土類元素付活２価金属フルオロハライド蛍光体、特開昭
57−148285号に記載されている下記いずれかの一般式 xM3(PO4)2・NX2:yA M3(PO4)2:yA （式中、Ｍ及びＮはそれぞれMg,Ca,Sr,Ba,Zn及びCdのう
ちの少なくとも一種、ＸはF,Cl,Br及びＩのうち少なく
とも一種、ＡはEu,Tb,Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Sb,Tl,
Mn及びSnのうちの少なくとも一種を表わす。また、ｘ及
びｙは０＜ｘ≦６、０≦ｙ≦１となる条件を満たす数で
ある。）で表わされる蛍光体、下記いずれかの一般式 nReX3・mAX′2:xEu nReX3・mAX′2:xEu,ySm （式中、ReはLa,Gd,Y,Luのうち少なくとも一種、Ａはア
ルカリ土類金属,Ba,Sr,Caのうち少なくとも一種、Ｘ及
びＸ′はF,Cl,Brのうち少なくとも一種を表わす。ま
た、ｘ及びｙは１×10-4＜x3×10-1、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。）で表わされる蛍光体、
及び下記一般式 MIX・aMII′2・bMIIIX″3:cA （但し、MIはLi,Na,K,Rb及びCsから選ばれる少なくとも
一種のアルカリ金属であり、MIIはBe,Mg,Ca,Sr,Ba,Zn,C
d,Cu及びNiから選ばれる少なくとも一種の二価金属であ
る。MIIIはSc,Y,La,Ce,Pr,Nd,Pm,Sm,Eu,Gd,Tb,Dy,Ho,E
r,Tm,Yd,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′及びＸ″はF,Cl,Br及びＩから選
ばれるすくなくとも一種のハロゲンである。ＡはEu,Tb,
Ce,Tm,Dy,Pr,Ho,Nd,Yb,Er,Gd,Lu,Sm,Y,Tl,Na,Ag,Cu及び
Mgから選ばれる少なくとも一種の金属である。
また、ａは０≦ａ＜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。）で表わされるアルカリハライド蛍光体等
が挙げられる。特に、前記輝尽性蛍光体のうち、アルカ
リ土類弗化ハロゲン化物系の蛍光体、及びアルカリハラ
イド系の蛍光体が励起光に対する輝尽発光の応答速度が
大きく、また半導体レーザの発振波長領域とのマッチン
グがよく好ましい。
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。）で表わされるアルカリハライド蛍光体等
が挙げられる。特に、前記輝尽性蛍光体のうち、アルカ
リ土類弗化ハロゲン化物系の蛍光体、及びアルカリハラ
イド系の蛍光体が励起光に対する輝尽発光の応答速度が
大きく、また半導体レーザの発振波長領域とのマッチン
グがよく好ましい。
しかし、前記放射線画像変換パネルに用いられる輝尽性
蛍光体は、前述の蛍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
を示す蛍光体であればいかなる蛍光体であってもよい。
蛍光体は、前述の蛍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
を示す蛍光体であればいかなる蛍光体であってもよい。
次に、この発明の方法を実施例により詳細に説明する。
第１図〜第４図は本方法を実施するに適した放射線画像
情報の記録装置の第一の例を示すものである。図におい
て、101は放射線源、102は被写体、103は該被写体102を
透過した放射線（Ｘ線）を照射することによって放射線
画像情報を蓄積記録する放射線画像変換パネル（以下変
換パネルという）である。この変換パネル103に前記放
射線画像情報を蓄積記録する時に、被写体102を通して
得られる画像情報のダイナミックレンジを圧縮して蓄積
記録する。この圧縮記録には、先ず、放射線源101で
被写体102に弱い放射線を当て、その放射線の場所的変
化即ち透過し易い部位と透過し難い部位を検出する。し
かる後、蓄積型放射線画像変換パネル103に被写体102
を通した強い放射線を前記検出情報に基いて強度を変調
させながら照射する。
情報の記録装置の第一の例を示すものである。図におい
て、101は放射線源、102は被写体、103は該被写体102を
透過した放射線（Ｘ線）を照射することによって放射線
画像情報を蓄積記録する放射線画像変換パネル（以下変
換パネルという）である。この変換パネル103に前記放
射線画像情報を蓄積記録する時に、被写体102を通して
得られる画像情報のダイナミックレンジを圧縮して蓄積
記録する。この圧縮記録には、先ず、放射線源101で
被写体102に弱い放射線を当て、その放射線の場所的変
化即ち透過し易い部位と透過し難い部位を検出する。し
かる後、蓄積型放射線画像変換パネル103に被写体102
を通した強い放射線を前記検出情報に基いて強度を変調
させながら照射する。
前記の検出は、第２図（Ｉ）のように被写体102の反
対側でラインディテクタ104をスキャンすることにより
行われ、被写体102を透過した画像情報の強い部位と弱
い部位を検出した結果は演算記録部105に記憶される。
この場合、同図（II）の如く放射線源101として放射線
ファンビーム発生装置を用いたときは、これより発する
ファンビームと同期（連動）してラインディテクタ104
をスキャンする如くしてもよい。また、同図（III）の
如くラインディテクタ104に代えてイメージインテンシ
ファイヤ106を用い、これで被写体102の画像情報を増幅
してテレビカメラ107で撮影し、画像情報の強い部位と
弱い部位を演算記録部105に記憶するようにしてもよ
い。この記録のための放射線は前述の如く弱くてよい
し、ラインディテクタ104及びテレビカメラ107の空間分
解能は低くてもよい。
対側でラインディテクタ104をスキャンすることにより
行われ、被写体102を透過した画像情報の強い部位と弱
い部位を検出した結果は演算記録部105に記憶される。
この場合、同図（II）の如く放射線源101として放射線
ファンビーム発生装置を用いたときは、これより発する
ファンビームと同期（連動）してラインディテクタ104
をスキャンする如くしてもよい。また、同図（III）の
如くラインディテクタ104に代えてイメージインテンシ
ファイヤ106を用い、これで被写体102の画像情報を増幅
してテレビカメラ107で撮影し、画像情報の強い部位と
弱い部位を演算記録部105に記憶するようにしてもよ
い。この記録のための放射線は前述の如く弱くてよい
し、ラインディテクタ104及びテレビカメラ107の空間分
解能は低くてもよい。
前記の放射線の強度を変調させながら撮影する手段と
して、第１図の如く放射線源101と、被写体102との間に
位置強度変調器108を介装し、該位置強度変調器108を前
記演算記録部105に接続されているコントローラ109によ
り駆動することにより行う。例えば、ファンビームによ
り被写体102の胸部を第１図ａ−ａ′線の如く照射して
変換パネル103に記録する場合には、前記位置強度変調
器108は前記演算記録部105に記憶された当該線上の画像
情報に基づいてコントローラ109により第３図示の如く
肺部分Ａ、Ａ′と背骨部分Ｂの放射線の強度を圧縮する
ようにコントロールされる。ここに示す位置強度変調器
108の構造としては、特に問わないが、例えば、第４図
（Ｉ）の如く放射線吸収物質よりなる楔状板110を多数
枚集合させてなり、前記コントローラ109により同図（I
I）の如くファンビーム路上ａ−ａ′に出し入れするよ
うにしたものでよい。この楔状板110の枚数はディテク
タの画素数と等しい数だけあればよい。例えば、ディテ
クタの画素が2000画素あれば最大枚数は2000枚となる
が、後記する如く、平均化処理によって空間周波数領域
を制限した場合には、その空間周波数に応答できる枚
数、例えば、100画素に平均化した場合には100枚あれば
よいこととなる。
して、第１図の如く放射線源101と、被写体102との間に
位置強度変調器108を介装し、該位置強度変調器108を前
記演算記録部105に接続されているコントローラ109によ
り駆動することにより行う。例えば、ファンビームによ
り被写体102の胸部を第１図ａ−ａ′線の如く照射して
変換パネル103に記録する場合には、前記位置強度変調
器108は前記演算記録部105に記憶された当該線上の画像
情報に基づいてコントローラ109により第３図示の如く
肺部分Ａ、Ａ′と背骨部分Ｂの放射線の強度を圧縮する
ようにコントロールされる。ここに示す位置強度変調器
108の構造としては、特に問わないが、例えば、第４図
（Ｉ）の如く放射線吸収物質よりなる楔状板110を多数
枚集合させてなり、前記コントローラ109により同図（I
I）の如くファンビーム路上ａ−ａ′に出し入れするよ
うにしたものでよい。この楔状板110の枚数はディテク
タの画素数と等しい数だけあればよい。例えば、ディテ
クタの画素が2000画素あれば最大枚数は2000枚となる
が、後記する如く、平均化処理によって空間周波数領域
を制限した場合には、その空間周波数に応答できる枚
数、例えば、100画素に平均化した場合には100枚あれば
よいこととなる。
前記位置強度変調器108により被写体102を透過した放射
線の透過率の低い部分を補償する場合、全ての空間周波
数領域で補償すると、必要な画像情報も失われてしまう
ので、0.2lp/mm以下、好ましくは0.1lp/mm以下の領域の
みで補償することが必要である。即ち、放射線画像は被
写体102のうち、放射線の通り易い部位と通り難い部位
との透過量の微妙な差で形成されるため、全ての空間周
波数領域で補償し、透過量の差を無くしてしまったので
は画像が作れなくなるから、例えば、心臓と肺、背骨と
肺の如く大きな構造物間での補償が行われるようにする
ことが必要となる。このような低空間周波数領域の信号
のみを検出する方法として、最初からディテクタを粗く
配し、空間分解能を低く設定しておいてもよいが、細か
く配して置き、一旦検出した信号に平均化処理（フィル
タリング）を施す方法がより好ましいと言える。
線の透過率の低い部分を補償する場合、全ての空間周波
数領域で補償すると、必要な画像情報も失われてしまう
ので、0.2lp/mm以下、好ましくは0.1lp/mm以下の領域の
みで補償することが必要である。即ち、放射線画像は被
写体102のうち、放射線の通り易い部位と通り難い部位
との透過量の微妙な差で形成されるため、全ての空間周
波数領域で補償し、透過量の差を無くしてしまったので
は画像が作れなくなるから、例えば、心臓と肺、背骨と
肺の如く大きな構造物間での補償が行われるようにする
ことが必要となる。このような低空間周波数領域の信号
のみを検出する方法として、最初からディテクタを粗く
配し、空間分解能を低く設定しておいてもよいが、細か
く配して置き、一旦検出した信号に平均化処理（フィル
タリング）を施す方法がより好ましいと言える。
第５図は本方法を実施するに適した放射線画像情報の記
録装置の第二の例を示すものである。この場合には、被
写体102を通した放射線を変換パネル103に照射する時
に、放射線の場所的変化の検出と、その検出情報に基づ
く放射線の強度の変調とを同時的に行うものである。即
ち、被写体102を最初から変換パネル103の前面に立た
せ、放射線源101で発生するスリット状のファンビーム
で被写体102とともに、変換パネル103をスキャンする。
これと同時に変換パネル103の後ろに設置した第２図
（Ｉ）、（II）と同様なラインディテクタ104を連動さ
せて放射線の場所的変化（透過し易い部位と、透過し難
い部位）を検出し、これを直ちに演算記憶部105及びコ
ントローラ109を介して位置強度変調器108にフィードバ
ックし、被写体102の透過し難い部位に対する放射線の
強度を変調させながら変換パネル103に一回のスキャン
で撮影する方法を示している。また、この方法を実施す
る場合、スリット状のファンビームに代えてペンシルビ
ームを用いる方法でもよい。しかも、これらスリット状
ファンビーム、ペンシルビームは第６図示の如くスリッ
トを移動させるような方法によって発生することもでき
る。
録装置の第二の例を示すものである。この場合には、被
写体102を通した放射線を変換パネル103に照射する時
に、放射線の場所的変化の検出と、その検出情報に基づ
く放射線の強度の変調とを同時的に行うものである。即
ち、被写体102を最初から変換パネル103の前面に立た
せ、放射線源101で発生するスリット状のファンビーム
で被写体102とともに、変換パネル103をスキャンする。
これと同時に変換パネル103の後ろに設置した第２図
（Ｉ）、（II）と同様なラインディテクタ104を連動さ
せて放射線の場所的変化（透過し易い部位と、透過し難
い部位）を検出し、これを直ちに演算記憶部105及びコ
ントローラ109を介して位置強度変調器108にフィードバ
ックし、被写体102の透過し難い部位に対する放射線の
強度を変調させながら変換パネル103に一回のスキャン
で撮影する方法を示している。また、この方法を実施す
る場合、スリット状のファンビームに代えてペンシルビ
ームを用いる方法でもよい。しかも、これらスリット状
ファンビーム、ペンシルビームは第６図示の如くスリッ
トを移動させるような方法によって発生することもでき
る。
また、被写体102と変換パネル103との間にスリット部材
（図示せず）を入れ、放射線の散乱線を除去するように
すれば、画像の鮮鋭性をより向上させることができる。
（図示せず）を入れ、放射線の散乱線を除去するように
すれば、画像の鮮鋭性をより向上させることができる。
第７図は放射線画像読取装置の一例を示す説明図であ
る。図において、201は励起光発生用の光源で、該光源2
01はドライバ回路202によってドライブされる。前記光
源201より発生したビームは単色光フィルタ203、スプリ
ットミラー204、ビーム整形光学系205及びミラー206を
経て偏向器207に達する。この偏向器207は偏向器ドライ
バ208によってドライブされるガルバノミラーを備え、
前記ビームを走査領域内に一定角度で偏向する。偏向さ
れたビームはｆθレンズ209によって走査線上で一定速
度となるよう調整され、ミラー210を経て前述した如く
被写体102を通した画像情報のダイナミックレンジを圧
縮した状態で蓄積記録された変換パネル103上を矢印ａ
の方向に走査する。該変換パネル103は同時に適当な手
段で副走査方向（矢印ｂ方向）に移動し、全面が走査さ
れる。前記ビームにて走査され、画像変換パネル103か
ら発生する輝尽発光は集光器212で集光され、輝尽発光
の波長領域のみを通すフィルタ113を通って光電子増倍
管等の光電変換器を備えた受光部214に至り、アナログ
電気信号（画像信号）に変換される。
る。図において、201は励起光発生用の光源で、該光源2
01はドライバ回路202によってドライブされる。前記光
源201より発生したビームは単色光フィルタ203、スプリ
ットミラー204、ビーム整形光学系205及びミラー206を
経て偏向器207に達する。この偏向器207は偏向器ドライ
バ208によってドライブされるガルバノミラーを備え、
前記ビームを走査領域内に一定角度で偏向する。偏向さ
れたビームはｆθレンズ209によって走査線上で一定速
度となるよう調整され、ミラー210を経て前述した如く
被写体102を通した画像情報のダイナミックレンジを圧
縮した状態で蓄積記録された変換パネル103上を矢印ａ
の方向に走査する。該変換パネル103は同時に適当な手
段で副走査方向（矢印ｂ方向）に移動し、全面が走査さ
れる。前記ビームにて走査され、画像変換パネル103か
ら発生する輝尽発光は集光器212で集光され、輝尽発光
の波長領域のみを通すフィルタ113を通って光電子増倍
管等の光電変換器を備えた受光部214に至り、アナログ
電気信号（画像信号）に変換される。
215は光電子増倍管に高圧を供給する電源である。光電
子増倍管から電流として出力された画像信号は電流−電
圧変換増幅器216を通って電圧縮増幅され、さらに発光
強度信号を画像濃度信号に変換するLog変換器217,サン
プルホールド回路218を通った後、A/D変換器219によっ
てデジタル信号に変換され、メモリ220に格納される．
このメモリ220はデジタル演算等を行うCPU221に接続さ
れ、該CPU221はインターフェース122を介して外部の機
器、例えばデータを保存加工するための大型コンピュー
タ、ミニコンピュータ、画像を出力するCRT表示装置、
各種ハードコピー作成装置等に連結することができ、か
つ、メモリ220に蓄えられたデータの演算・転送を行う
ようになっている。
子増倍管から電流として出力された画像信号は電流−電
圧変換増幅器216を通って電圧縮増幅され、さらに発光
強度信号を画像濃度信号に変換するLog変換器217,サン
プルホールド回路218を通った後、A/D変換器219によっ
てデジタル信号に変換され、メモリ220に格納される．
このメモリ220はデジタル演算等を行うCPU221に接続さ
れ、該CPU221はインターフェース122を介して外部の機
器、例えばデータを保存加工するための大型コンピュー
タ、ミニコンピュータ、画像を出力するCRT表示装置、
各種ハードコピー作成装置等に連結することができ、か
つ、メモリ220に蓄えられたデータの演算・転送を行う
ようになっている。
なお、前記励起光発生用の光源201としては変換パネル1
03に蓄積された放射線エネルギーを放射させて光に変換
するものであれば特に問わないが、半導体レーザ、He−
Neレーザ、He−Cdレーザ、Arイオンレーザ、Krイオンレ
ーザ、Ｎレーザ、YAGレーザ及びその第２高周波、ルビ
ーレーザ等の各種のレーザが使用できる． また、上記実施例において、変換パネル103として輝尽
性蛍光体を用いた例を示したが、これに限定しない。例
えば、光導電体を用い、これに静電潜像を記録するとき
にも応用できることは勿論である。
03に蓄積された放射線エネルギーを放射させて光に変換
するものであれば特に問わないが、半導体レーザ、He−
Neレーザ、He−Cdレーザ、Arイオンレーザ、Krイオンレ
ーザ、Ｎレーザ、YAGレーザ及びその第２高周波、ルビ
ーレーザ等の各種のレーザが使用できる． また、上記実施例において、変換パネル103として輝尽
性蛍光体を用いた例を示したが、これに限定しない。例
えば、光導電体を用い、これに静電潜像を記録するとき
にも応用できることは勿論である。
以上説明したように，この発明は蓄積型放射線画像変換
パネルに被写体を通した放射線を照射することによって
放射線画像情報を蓄積記録し、該蓄積型放射線画像変換
パネルに蓄積記録された放射線画像情報を励起光で読取
る放射線画像の記録読取方法において、前記放射線画像
情報の蓄積記録時に、その画像情報のダイナミックレン
ジを圧縮することを特徴としているから、SN比を向上さ
せた状態にて読取ることができるとともに、その読取り
時に被写体の全ての部分を鮮明に描写できるという優れ
た効果を奏するものである。
パネルに被写体を通した放射線を照射することによって
放射線画像情報を蓄積記録し、該蓄積型放射線画像変換
パネルに蓄積記録された放射線画像情報を励起光で読取
る放射線画像の記録読取方法において、前記放射線画像
情報の蓄積記録時に、その画像情報のダイナミックレン
ジを圧縮することを特徴としているから、SN比を向上さ
せた状態にて読取ることができるとともに、その読取り
時に被写体の全ての部分を鮮明に描写できるという優れ
た効果を奏するものである。
第１図〜第４図はこの発明の方法を実施する記録装置の
第一例を示すもので、第１図は略示的斜視図、第２
（Ｉ）〜（III）は被写体を通る放射線の場所的変化の
検出手段を示す説明図、第３図はダイナミックレンジの
圧縮状態を示す説明図、第４図（Ｉ）、（II）は位置強
度変調器の斜視図及び変調状態の説明図、第５図は記録
装置の第二例を示す略示的斜視図、第６図はスリット移
動方式の斜視図、第７図は読取装置の一例を示す略示的
斜視図、第８図はパネル及び被写体のダイナミックレン
ジと信号強度及び画像濃度との関係を示す図である。 101……放射線源 102……被写体 103……蓄積型放射線画像変換パネル 104……ラインディテクタ 105……演算記録部
第一例を示すもので、第１図は略示的斜視図、第２
（Ｉ）〜（III）は被写体を通る放射線の場所的変化の
検出手段を示す説明図、第３図はダイナミックレンジの
圧縮状態を示す説明図、第４図（Ｉ）、（II）は位置強
度変調器の斜視図及び変調状態の説明図、第５図は記録
装置の第二例を示す略示的斜視図、第６図はスリット移
動方式の斜視図、第７図は読取装置の一例を示す略示的
斜視図、第８図はパネル及び被写体のダイナミックレン
ジと信号強度及び画像濃度との関係を示す図である。 101……放射線源 102……被写体 103……蓄積型放射線画像変換パネル 104……ラインディテクタ 105……演算記録部
Claims (3)
- 【請求項１】蓄積型放射線画像変換パネルに被写体を通
した放射線を照射することによって放射線画像情報を蓄
積記録し、該蓄積型放射線画像変換パネルに蓄積記録さ
れた放射線画像情報を励起光で読取る放射線画像の記録
読取方法において、前記放射線画像情報の蓄積記録時
に、その画像情報のダイナミックレンジを圧縮すること
を特徴とする放射線画像の記録読取方法。 - 【請求項２】前記ダイナミックレンジの圧縮が、被写体
に弱い放射線を照射し、該放射線の場所的変化を検出し
た後、蓄積型放射線画像変換パネルに被写体を通した強
い放射線を前記検出情報に基いて強度を変調しつつ照射
することにより行うものである特許請求の範囲第１項記
載の放射線画像の記録読取方法。 - 【請求項３】前記被写体を通した放射線の場所的変化の
検出と、その検出情報に基づく放射線の強度の変調とを
同時的に行うものである特許請求の範囲第２項記載の放
射線画像の記録読取方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2115587A JPH0693075B2 (ja) | 1987-01-31 | 1987-01-31 | 放射線画像の記録読取方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2115587A JPH0693075B2 (ja) | 1987-01-31 | 1987-01-31 | 放射線画像の記録読取方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63189853A JPS63189853A (ja) | 1988-08-05 |
| JPH0693075B2 true JPH0693075B2 (ja) | 1994-11-16 |
Family
ID=12047015
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2115587A Expired - Fee Related JPH0693075B2 (ja) | 1987-01-31 | 1987-01-31 | 放射線画像の記録読取方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0693075B2 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0750306B2 (ja) * | 1987-03-03 | 1995-05-31 | コニカ株式会社 | 放射線画像読取再生方法 |
| US20020085743A1 (en) | 2000-04-04 | 2002-07-04 | Konica Corporation | Image processing selecting method, image selecting method and image processing apparatus |
| US7359541B2 (en) | 2000-04-28 | 2008-04-15 | Konica Corporation | Radiation image processing apparatus |
| JP4328586B2 (ja) | 2003-09-02 | 2009-09-09 | キヤノン株式会社 | 放射線画像連結処理方法、放射線画像連結処理装置、コンピュータプログラム及びコンピュータ読み取り可能な記録媒体 |
| US8036443B2 (en) | 2005-05-31 | 2011-10-11 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | Image processing method and image processor |
-
1987
- 1987-01-31 JP JP2115587A patent/JPH0693075B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63189853A (ja) | 1988-08-05 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |