JPS61189072A - 放射線画像の階調処理方法 - Google Patents

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】 （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。

（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。

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、
デジタル信号化し念後にＣ’ＲＴ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。それにより、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
九、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。

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ｉ、４６２，７
６９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
変換バネ／ｌ／ｉ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３，８５９，５２７号及び特開昭
５５−１２１４４号に′は、螢光体として光輝尿性螢光
体を用いる方法が示されている。この方法は支持体上に
光輝尿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
輝尿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
的な画像はハゼトコピーとして再生しても良いし、ＣＲ
Ｔ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、放射線画像情報を電気信
号に変換し九後、該電気信号に対して演Ｘ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［また蓄積捜螢元体材料を走査して該放射
線画像情報を読み出し、これ全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諧調処理方法として、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、筐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５５−１１６３４０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
生濃度ヲ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を見や
すい濃度およびフ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変
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
きるだけ向上させるには、再生画像の最高濃龍値ｔｌ″
元学濃度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
め読彰が難しい。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偉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。

（発明の目的） 本発明は、従来の放射線画像のｉ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変換して
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フン
トラストで表現され九再生画偉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
前記電気信号レベルの最大値Ｓｍａｘまでの信号領域に
おいて、Ｓｍｉｎ（８１（Ｓ、　（Ｓｍａｘなる特定の
電気信号レベルＳ１およびＳ、について、ｓ、に対応す
る再生濃度を下げるとともにＳ、に対応する再生濃度を
上げて、Ｓ、〜Ｓ、の間の信号領域におけるコントラス
トｔ”　Ｓｍｉｎ　＝　Ｓｌの間の信号領域およびＳ、
〜ＳｍａｘＯ間の信号領域におけるコントラストに比べ
高くすること全特徴とする放射線画像の階調処理方法に
より達成される。

本発明の階調処理方法において、画像全体を見やすい濃
度で表現するためには、前記電気信号レベルの最小値Ｓ
ｍｉｎおよび最大値Ｓｍａｘが再生画像上でそれぞれカ
ブリ濃度−カブリ濃度＋０．２および１．５〜２．３の
範囲の光学濃度で再生されることが好ましい。

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。

前記電気信号レベルの最小値Ｓｍ　ｉｎおよび最大値Ｓ
ｍａ：ｃ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、得られた放射線画儂ヲ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と足める方法等を採用することができる。８
ｍ１ｎおよびＳｍａｘ＠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、Ｓ、に対する濃度の下げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ、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Ｓ２における濃度の下げ幅
は０．１〜０．５の範囲にあることが好ましい。また、
信号レベルＳ、付近における再生濃度の引き上げ方とし
ては、ｓｔに対する濃度の上げ幅が最も大きくなるよう
に、Ｓ、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８重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好ましい。

上述の条件を満たすようなＳ、およびＳ、を設足する場
合には、Ｓ、の値としては、電気信号レベルＳｍｉｎ　
、　ＳｍａｘおよびＳｌに対応するＸ線照射食上それぞ
れＥｍｉｎ　、　ＥｍａｘおよびＥｌとしたときに０　
＜　（ｌｏｇＥｔ　−ｙｌｍｉｎ　）　／　（臆Ｅｍｈ
ｘ　−ｙＥｍｉｎ　）≦０．５なる関係を溝たすような
信号レベル値が好ましく、Ｓ２の値としては、同様に電
気信号レベルＳ、に対応するＸ線照射量１＆としたとき
に ０．５≦（瞳１４−１ｎｇＥｍｉｎ　）　／　（１ｎｇ
Ｅｍａｘ　−ｋｇＥｍｉｎ　）≦０．９なる関係を満た
すような信号レベル値が好ましい。

まな、ｓ、とＳＲの関係は ０．２≦（ｌｏｇＥｘ　−１ｎｇＥｔ　）　／　（１ｎ
ｇＥｍａｘ　−１ｎｇＥｍｉｎ　）≦０，７５となるよ
うに定めることが好ましい。ＳｌとＳ、の値が離れすぎ
ると、Ｓ、とＳ、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Ｓ、とＳ、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。

ま九、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ＳｌとＳ、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１．７〜３．７さらに好ましくは２．２〜３．
５の範囲にあるような階調変換曲線を選ぶのがよい。

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ｋに近い低濃匿部の
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（おいては、骨の肉眼的な最小単位
すなわち青果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ラ下げねばならず、
青果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青果が鮮明て表現されか
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。

ま九、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ｔ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前体部辺縁部等
の比較的低濃度部のフントラストが低下し、また前体部
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「ツブシ」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、空気の多い部へ−／１＞外
Ｉ／−１怒麻シもｆ止彎的コン覧ラストの本論見やすい
胃二重造影＊１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ｍ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〕、
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
Ｂａ５Ｏ，：ＡＸ（但しＡはＤ７　、　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Ｍｇ５Ｏａ　：　Ａｘ　（但しＡは
Ｈｏ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１））ｒ　、　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Ｎ＆ｚ　Ｓ０４　ｘ　Ｃａ　Ｓ０４
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ＢａＯ、ＬｉＦ　＋　Ｍｇ５Ｏａ及
びＣａｐ、等の螢光体、特開昭５３−３９２７７号に記
載されているＬｌ　ｇ　Ｂ４０？　：　Ｃｕ　ＨＡｇ等
の螢光体、特開昭５４−４７８８３号に記載されている
Ｌ１＊０・（ＢＩＯＪ　Ｘ　：　Ｃｕ　（但しＸは２　
（ｘ≦３）、及びＬｌｌｏ・（ＢＩＯＩ）　ｚ　：　Ｃ
ｕ　、　Ａｇ　（但しＸは２　（ｘ≦３）等の螢光体、
米国特許３，８５９，５２７号に記載されているＳｒＳ
　：　ＣＩ　、　Ｓｍ　、ＳｒＳ　：　ｍｕ　、　ｓｍ
、　　Ｌａ１０１Ｓ　：　Ｎｕ　＃　Ｓｍ及び（Ｚｎ、
Ｃｄ）Ｓ：Ｍｎ、Ｘ　　（但しＸはハロゲン）で表わさ
れる螢光体が挙げられる。また、特開昭５５−１２１４
２号に記載されているＺｎＳ：ＣｕｅＰｂ螢光体、Ｂａ
Ｏ＠　ｘＡＪ１１０＠　：　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、及ヒ
ＭＩＯ＠ｘｓｌｏ！：Ａ（但しＭｌはＭｇ　＃　Ｃａ　
、　Ｓｒ　、　Ｚｎ　＊　Ｃｄ又はＢａ　　でありＡ　
Ｕ　Ｃａ　、　Ｔｂ　ｌ　ｇｕ　ｊ　Ｔｍ　、　Ｐｂ　
、　ＴＪ　ａ　Ｂｌ及びＭｎ　　のうち少なくとも１種
であＩ、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
、 （Ｂａ　ｌ−！−）Ｆ　Ｍｉｘ　Ｃａｙ　）　ＦＸ：　
ｘＥｕ”（但しＸＵＢｒ及びＣ）の中の少なくとも１つ
であり、！ｌ）’及び・はそれぞれＯ（ｘ　＋ｙ≦０．
６、ｘｙ≠０及び１０−６≦噛≦５Ｘ１０−”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
ロゲン化物螢光体、特開昭５５−１２１４４号に記載さ
れている ＬｎＯＸ　：　ｘｋ （但しＬｍはＬａ　＊　Ｙ　＃　ｃａ及びＬｕの少なく
とも１つを、ＸはＣ）及び／又はＢｒｔ−１ＡはＣ・及
び／又はＴｂを、ｘはＯ＜　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５５−１２
１４５号に記載されている （　Ｂａｌ−ｘＭ”ｘ　）　ＦＸ　：　７人（但しＭｌ
は、Ｍｇ、Ｃａ、Ｓｒ、ｚｎ及びＣｄのうちの少なくと
も１つを、ＸはＣＩ　、　Ｂｒ及び■のうちの少なくと
も１つを、ＡはＸｕ　、　Ｔｂ　、　Ｃｍ　、　Ｔｍ　
、　Ｄｙ　ｔ　Ｐｒ　ｔＨａ　＋　Ｎｄ　＋　Ｙｂ及び
Ｅｒのうちの少なくとも１つをＸｘ及びｙはＯ≦Ｘ≦０
．６及びＯ≦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ＢｌＦＸ　：　ｘｃｅ　ｓ　ｙＡ（但し、
ＸはＣ１ｌ　、　Ｂｒ及び■のうちの少なくとも１つ、
ＡはＩｎ　＋　Ｔｌ　＋　Ｇｄ　、　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≦２Ｘ１０−’及びＯ＜ｙ≦５ＸＩＱ−”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Ｍ　　ＦＸ　＊　ｘＡ　：　ｙＬｎ （但しＭ　はＭｇ　＋　Ｃａ　＋　Ｓｒ　＊　Ｚｎ及び
Ｃｄのうちの少くともｌｆｌ、ＸはＣｌ　、　Ｂｒ及び
Ｉのうちの少なくとも一種、ＡはＢｏｏ　＊　ＭｇＯ＊
　ＣａＯ＋　ＳｒＯ＊　ＢａＯＴ　ＺｎＯｒＡＡ！ｔｏ
ａ　＋　ＹｔＯｓ　、Ｌａ＊Ｏａ　＃　Ｉｎ１０３　、
８１０１　ａ　Ｔｉ０１　、　ＺｒＯ２。

Ｇａ０１　ｒ　Ｓｎｏｗ　ａ　Ｎｂ１Ｏ＠　、　Ｔａ１
０ｇ及び’ｒｈｏ、のうちの少なくとも１種、ＬｎはＥ
ｕ　ａ　Ｔｂ　＋　Ｃｏ　＋　Ｔｍ　＃　Ｄｙ　＊　Ｐ
ｒ　＊　Ｈａ　＋Ｎｂ　ｒ　Ｙｂ　＋　Ｅｒ　＃　Ｓｍ
及びＧｄのうちの少なくとも１種であり、Ｘ及びｙはそ
れぞれ５Ｘ１０−’≦Ｘ≦０．５　及びＯ＜　ｙ≦０．
２なる条件を温良す数である。）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、Ｚｎ８　：ム
、Ｃｄ８　：ム、（Ｚｎ　＃　ｃａ　）　ｓ　：　Ａ、
８ｎＳ：Ａ、Ｘ及びＣｄ８　：　Ａ　、　Ｘ　　（但し
ＡはＣｕ、ムｇ。

Ａｕ　、又はＭｕ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 ＸＭｓ　（ＰＯ４）１　・ＮＸ雪：　ｙＡ”ｓ　（ｐｏ
、入・７人 （式中、Ｍ及びＮはそれぞれ［ｇ、Ｃａ、Ｓｒ、Ｂａ。

Ｚｎ及びＣｄのうち少なくとも１種、ＸはＦ、ＣＪ、Ｂ
ｒ及び■のうち少なくとも１種、ＡはＥｕ　、　Ｔｂ　
、　Ｃ・。

Ｔｍ　、　Ｄ７１　Ｐｒ　、　Ｈａ　、　Ｎｄ　、　Ｙ
ｂ　ｌ　Ｅｒ　ｅ　ｓｂ　、　Ｔ、Ｊ　、　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
Ｏ＜　ｘ≦６、Ｏ≦ｙ≦１なる条件を満たす数である。

）で表わされる螢光体、 ｎＲ＠Ｘ１　”　ｒｎＡＸ＠’　：　ｘＥｕｎＲｅＸｌ
　＠　ｍＡＸ１’　：　ｘＥｕ　ｊｙ８ｍ（式中、Ｒｅ
はＬａ　、　Ｇｄ　、　Ｙ　、　Ｌｕのうち少なくとも
１種、Ａはアルカリ土類金属、Ｂａ　、　８ｒ　、　Ｃ
ａのうち少なくとも１種、Ｘ及びＸ′はＦ　、　ＣＩ　
、　Ｂｒのうち少なくとも１種を表わす、、ｔｆＩ−１
！及びｙは、ｌＸｌ０−’（！＜３Ｘ１０−’、Ｉ　Ｘ
ｌ０−’　＜　ｙ（Ｉ　Ｘｌ０−’なる条件金満たす数
であり、ｎ７ｍ　はｌＸ１０″″３＜ｎ７ｍ＜７ｘ１ｏ
″″１なる条件を満たす。）で表わされる螢光体、およ
び Ｍ　　Ｘ　＠ａＭ　　Ｘｌ　”　ｂＭ”Ｘｓ“二〇Ａ（
但し、Ｍｌ　はＬｉ　、　Ｎａ　＊　Ｋ　、　Ｒｂおよ
びＣ８から選ばれる少なくとも一種のアルカリ金属であ
る。ＭＩｆはＢｅ　、　Ｍｇ　、　Ｃａ　＋　Ｓｒ　、
　Ｂａ　、　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。ＭｌはＳｃ
　、　Ｙ　、　Ｌａ　、　Ｃｏ　、　Ｐｒ　、　Ｎｄ　
ｒ　Ｐｍ　、　Ｓｍ　＋　Ｅｕ　ｒ　Ｇｄ　＋　Ｔｂ　
。

Ｄｙ　＋　Ｈｏ　、　Ｅｒ　＊　Ｔｍ　＊　Ｙｂ　ｒ　
Ｌｕ　ｓ　）Ｊ　、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、ＣＪ、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　＊　Ｐｒ　、　
Ｈａ　、　Ｎｄ　、　Ｙｂ　＊　Ｅｒ　＊　Ｇｄ　＊　
Ｌｕ　ａＳｍ　＊　Ｙ　ｚ　Ｔｌ　＋　Ｎａ　＋　Ａｇ
　ｓ　ＣｕおよびＭｇから選ばれる少なくとも一種の金
属である。ま７ｔａ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
Ｏ＜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おればいか
なる螢光体であってもよい。

以下、図面に基づいて本発明の詳細な説明する。

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情報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り後に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ｈ、８ｍ１ｎおよ
びＳｍａｘ　ｋ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。

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。

Ｘ線画像読取装置２１において、オリジナルＸ線写真２
３は読取用光源ρ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囚により電気
信号に変換される。このＸ線画像、＊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側に
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全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［’に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δ内に記憶され、ＳｍｉｎおよびＳｒｎｍｘ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。

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の光学濃度Ｄ′ｌｒ、とり、
両者の関係全表したものであり、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Ｄ
ｍｌｎ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の範囲の光学濃匿値を
表す。ＳｍｉｎとＳｍａｘＯ間の信号領域に存在する信
号レベルＳ、およびＳ、について、Ｓ、に対応スる再生
濃ＷＩＬｔ−下げ、Ｓ、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もしくは実線すのように
Ｓ２における濃度の下げ幅が最も大きくなるように、Ｓ
、の前後で下げＩＩＩＩｔ−単調に増加あるいは減少さ
せ、またＳ、における濃度の上げ幅が最も大きくなるよ
うにＳ、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Ｘ線照射量の対数表示に
対応するスケールで表示しである。

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すのようななめ
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ａ、ｄのようにＳｍ
ｉｎ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 手指前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方法した。

第４図の実線ａにおいて、８１およびＳ、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　＊　８１および
Ｓｔに対応するＸ線照射量をそれぞれＥｍｉｎ　、　Ｋ
ｍａｘ　＃Ｅ、およびＥ、としたとき、 （ｌｏｉＥｔ　　ｋ＊Ｅｍｉｎ　）　／　（ｌｏｇＥｍ
ａｘ−１ｎｇＥｍｉｎ　）　＝　０．３５（ｌｏｉＥｔ
　−１ｎｇＥｍｌｎ　）　／　（ｌａｇＥｍａｘ−１ｎ
ｇｌｉｍｉｎ　）　＝　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、Ｓｍｉｎ＝　
８１　ｅ　８１　＝８＊および８ｔ　〜Ｓｍａ：ｃ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ｇＩをＸ線フィルム上に再生
し、再生画偉人とした。再生画＠Ａの診断性能に対する
評価を、放射線科医８名、放射線波　　□師６名の計１
４名に依頼した。

評価者は、前記再生画像のうち （１）骨部 Ｃ２）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。

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
、診断に適さない二〇 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。

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偉ヲ得
ることができ念。

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図の破線す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Ｃ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くよる再生画像
Ｃｔ−得た。再生画ｇＩＣ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　　１　　表 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
調変換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、ＳｌおよびＳ、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　ｒ　８１およ
びＳ！Ｉｃ対応するＸ線照射量をそれぞれＥｒｎ１ｎ　
、　Ｌｍａｘ　。

Ｅ、およびＥ、としたとき、 （ｌｏｇ’ｓ　−１ｎｇＥｍｉｎ　）　／　（１ｎｇＥ
ｍａｘ　−１ｎｇ）ｉｍｉｎ　）　＝　０．３５（１ｎ
ｇＥｔ　−１ｎｇＥｍｉｎ　）　／　（１ｎｇＥｍａｘ
　−ｋｉｇＨｈｉｎ　）　＝　０．６３となるような信
号レベルに定めた。ｌ）ｍｉｎおよびＤｍａｘはそれぞ
れカブリ濃度子０．０３および２．１とした。

また、Ｓｍｉｎ−８１ｓ　Ｓｔ　〜Ｓ＊および８ｔ　〜
８ｍａｘ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１３０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
、再生画偉りとした。再生画像り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、前記再生画偉のうち （３）胃底部および前体部の中心部 （（１）　　　　　　　　　の辺縁部 （５）その他の画像部分 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儂を得る
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ｓＫ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＃調処理方法による再生画
＊Ｅ１に得た。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
画偉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　　２　　表

【図面の簡単な説明】

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図は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図は手指骨惜に対する
本発明の階調処理および従来の階調処理方法すグラフ、
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、羽・・・オリジナルＸ線
写真、１５及び２４・・・光電変換器、１６及び５・・
・演算装置、１７及び２６・・・画像再生装置。 出願人　　小西六写真工業株式会社 第１図 ／／・沖↑線Ｙ宅輩１ ７２　・　、うンレ′写イ手 ７３・　刀シＡ＞柵宙文イ圭不木粁 ７４、・χｇｓ、、ｙｉｐｂ光源 ７女・光１謙羞 ７ｇ１密林！ ／７？ｊＪＩ坤Ａ多み餠面 ２ノ・×桿忠傳続取装置 ２２×繍ふ券読取（利力源 ｚ３−　オリシ゛ｒ１しＱ足写ｊ（ ２４・　　　レヒ巳〕し　変Ｊづ５４３２女・　　シ涜
フで！Ｌき−直 返、ｙ、、績工多セズｌ 第３図 ４「へ他号Ｖべ°１し

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （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までの信号領域において、Ｓｍｉｎ＜
   Ｓ＿１＜Ｓ＿２＜Ｓｍａｘなる特定の電気信号レベルＳ
   ＿１およびＳ＿２について、Ｓ＿１に対応する再生濃度
   を下げるとともにＳ＿２に対応する再生濃度を上げて、
   Ｓ＿１からＳ＿２の間の信号領域におけるコントラスト
   をＳｍｉｎからＳ＿１の間の信号領域およびＳ＿２から
   Ｓｍａｘの間の信号領域におけるコントラストに比べ高
   くすることを特徴とする放射線画像の階調処理方法。
2. （２）前記電気信号レベルの最小値Ｓｍｉｎが再生画像
   上でカブリ濃度からカブリ濃度より光学濃度で０．２高
   い濃度の範囲で再生され、かつ前記電気信号レベルの最
   大値Ｓｍａｘが再生画像上で１．５から２．３の範囲の
   光学濃度で再生され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。