JPS6326585B2 - - Google Patents

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、これを写真フイルム等の記録材
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つて画像を記録す
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、この螢
光体では放射線露光量に対して蓄積後に励起によ
つて発光する発光量が極めて広い範囲に亘つて比
例するため、この発光量を光電変換手段によつて
電気信号に変換し、この電気信号を使用して写真
フイ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
亘つ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。

実用上は、これに使用する電気信号系のダイナ
ミツクレンジによつて放射線露光量の範囲が制限
される。実験では約３ケタの範囲に亘つて露光量
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。

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
シヨツト間でムラがあつた場合、あるいは露光ミ
スがあつた場合、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、被写体によつては露光量を大
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
ならない場合があつたが、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
の異なるフイルムを個別に用いる必要があつた
が、このシステムでは一種のフイルムを使つて
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イ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つて
最終的に得られる再生像の濃度を常に目的に合つ
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られなければなら
ない。

本発明は上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な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目的と
するものである。

すなわち、本発明の第一の目的は螢光体を使用
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。

本発明の第二の目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して
常に適正な濃度の再生像を記録材料上に記録する
一般性を持つたシステムを実現するための階調処
理装置を提供することにある。

さらに本発明は、上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目的とするもの
である。

本発明の階調処理方法は、上記のような螢光体
を使用する放射線画像システムにおいて、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つて常に正の勾配で
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、本発明の方法はその好ましい一つの実施
例においては、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つて濃度を下げ、
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つ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、好ましい別の実
施例において、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つて、特に螢光体の
発光量の最大値と最小値に対応するレベルの電気
信号を前記２つのレベルに変換するとともにこの
間のレベルの信号を単調増加関数で変換する信号
変換手段を備えた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
の除外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55−50180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の螢光シ
ートを配して放射線によつ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測する方法等を
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
は例えばヒストグラムを利用する方法等が採用さ
れる。すなわち、得られた信号レベルをメモリー
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、縦軸に頻度をとつたグラフにしたと
きにいくつかの山状の信号の頻度分布を示すグラ
フ、すなわちヒストグラムであつて、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、経験的に放射線画像
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、最小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。

また、もう一つの方法として、螢光体からの発
光を走査によつて読み取る際、画像の中央（ある
いは画像の種類によつ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
つ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
組織は最も濃度が低いところであるから、表皮、
脂肪組織、乳腺組織と順にレベルが低下して、低
下しきつ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＋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。

最大値と最小値の間の信号のレベル変換は、単
純に両極値で直線で結ぶ（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。この点については後に図をも
つて詳述する。

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（logS）をとつ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
負になつても濃度が高いため問題はない。

本発明において螢光体とは、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（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
ゆる輝尽性を示す螢光体をいう。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、アルフア線、中性子線等を含む。

励起は600〜700nｍの波長域の光によつて行な
うことが望ましく、この皮長域の励起光は、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ツト
するフイ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、600〜700n
ｍの波長域の光を透過するフイルターと組合わせ
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：
１〜10⁶：１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
側にとつ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
にある螢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螢光
体としては、 LaOBr：Ce、Tb SrS：Ce、Sm SrS：Ce、Bi BaO・SiO₂：Ce BaO・6Al₂O₃：Eu （0.9Zn、0.1cd）Ｓ：Ag BaFBr：Eu BaFCl：Eu 等がある。

以下、図面によつ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、これによつて信号変換の関数全体を
表わす。信号のレベル（Ｓ）は対数目盛で表して
ある。電気信号の前記最大レベル値をSmax、最
小レベル値をSmin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Dmax、カブリ濃度
〜カブリ濃度＋0.3望ましくはカブリ濃度〜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Smax
を、Dmaxに、SminをDmin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Ｂ１，Ｂ２で示すようにSmaxとSminの
間の所定レベル値Saを中心として全体の濃度を
△Ｄだけ低下させるのが望ましい。この下げ幅△
Ｄは中心となる前記所定レベルSaにおいて最大
下げ幅△Dmax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つて下げ幅△
Ｄが小さくなるようにする。これによつて濃度の
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
分のコントラストを折線部分Ｂ２のように上げて
診断性能を向上させることができる。この下げ幅
は、最大下げ幅△Dmaxが０から0.5となるよう
にする。△Dmaxが０の場合とは曲線Ａの場合を
示し、△Dmaxが正の場合に曲線Ｂの場合を示
す。この最大下げ幅△Dmaxは望ましくは0.1〜
0.45である。なお実用上は折線Ｂ１，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△Ｄを最大とする所定のレベ
ル値Saは、Sminからの高さｐ、すなわちｐ＝
logSa−logSmin／logSmax−logSminが0.1から0.7である
ことが、 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が最小レベル値Sminに近づきす
ぎて、勾配γが０に近づきすぎてコントラストが
なくなつ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Smax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、Dmaxを単純に下
げた場合の階調に近くなつ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、平均発光量（）や最大頻度発
光量（Sp）等を選ぶのもよい。あるいはSmaxと
Sminの単純平均点すなわちSmax＋Smin／２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
ならないし、また、その勾配の変化率∂γ／∂Sは常に 正または０でなければならない。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が見やす
い、特に医療用Ｘ線写真の場合には診断性能が向
上するための条件である。すなわち、変化率が０
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、Smin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、両極値間の曲
線になめらかに連結する曲線状に変換するのがよ
い。Dmax、Dmin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材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
Ｃ，ＤのようにDmax、Dmin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「見やす
さ」として表われるが、これは通常の写真技術で
問題となるシヤープネス（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
としてのみ表われるものである。したがつて、こ
れを統計的な客観的数値として表わすために、
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いものの両方に亘つ
て多数用意し、これを６人の放射線読影の専門家
（放射線医）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した。評
価の基準は次のとおりである。

＋２：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断
性能が大幅に向上した。

＋１：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断
性能が向上した。

０：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断
性能は、殆ど変わなかつた。

−１：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断
性能が低下した。

−２：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて診断
性能が大幅に低下した。

この基準のもとに、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（フイルム−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△Dmax（このときのレベル値Saは、
前記高さｐ＝0.35の位置にとつた）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△Dmax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
急激な評価値が下がる。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Sminからの高さｐ（Smaxと
Smin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
激な評価値が下がる。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△Dmax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
によつて詳細に説明する。

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、この光量Ｖが螢光体の読取り時の発光量Ｓ
に比例することから、この光量Ｖの最大値Vmax
と最小値VminをSmax、Smin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30cm角のシートに対して６×６＝36
個のフオトダイオードをマトリツクス状に配列し
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に入力してスイツチング
を行なう。

このスイツ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Vminを弁別し、それぞれを出力
する。最小値Vmin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つて変える
ために使用される。あるいは光電子増倍管３２の
グ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Vmaxは最小値
Vminとともにガンマ設定用の除算回路２６に入
力され、Vmax／Vminの比（最大最小比△Ｖ＝
γ）が出力される。この出力△Ｖ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をレーザ光源３０からのレ
ーザ光３０ａで走査ミラー３１を介して走査し、
それによつて発光した光１２ａを光電子増倍管３
２で読み取り、光電変換するこの光電子増倍管３
２の出力はアンプ３３で増幅され、対数変換回路
３４によつて対数変換され、γ変換回路３５によ
つて勾配を変換され、第１図の直線Ａを得る。こ
れは次いで非線型変換回路３６によつて第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で変調して走査ミ
ラー４２によつて写真フイルム等の感光材料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、これは読み取つ
た信号を一旦テープ等に記憶させ、これを記録時
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上の画像を写真撮影することも可能である。
また、勿論感光材料を使つたレーザ光による記録
でなくても、感熱材料を使つた熱線による記録等
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、Vmin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
でスイツチングしながらV₁，………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＝＋2σ Vmin＝−2σ 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
異なるチヤネルを切り替える方式とすることもで
きる。このときは、Vmax、Vminの値がアナロ
グの場合はアナログ・スイツチによつて、デジタ
ルの場合はデジタル・スイツチによつてチヤネル
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
によつて光電子増倍管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３
２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
によつて照射される被写体５１を透過したＸ線５
１ａを、螢光体シート５２で受けてこれに被写体
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、このモニター用の螢光シート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：Ag板が使用され、光検出器としては
例えば５×５＝25個のピン・フオトダイオードの
マトリツ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６１によつてレーザ光源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
読み取つた情報から直接Smax、Smin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によつて増幅し、これを対数
変換回路６５によつて対数変換した後Ａ−Ｄ変換
回路６６によつ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イスク等
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Smaxと
Sminが計算によつて求められる。このSmaxと
Sminは別のメモリー６９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SmaxとSminがデジタル演算回路７
０に入力されSminをDmin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
換関数にしたがつて変換する。このデジタル演算
回路７０の出力をＤ−Ａ変換回路７１によつて濃
度を表わすアナログ信号Ｄに変換し、このアナロ
グ信号Ｄによつて光変調器７２が変調される。光
変調器７２の出力によつて記録用光源７３が変調
され、変調された光を集光レンズ７４によつて写
真フイルム等の感光材料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。前記螢光体シート６２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、螢光体に
記録された放射線画像情報を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であるように信
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つ
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Smin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、２……階調処理情報入力部、３
……読取り部、４……記録部、１０……Ｘ線源、
１１……被写体、１２，６２……螢光体シート、
２０……光検出器、２１……積分アンプ、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、３
０，６０……読取り用レーザ光源、３１，６１…
…走査ミラー、３２，６３……光電子増倍管、３
３，６４……アンプ、３４，６５……対数変換回
路、３５……γ変換回路、３６……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、４３，７５……
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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 放射線画像情報を記録した蓄積型螢光体材料
   を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
   再生記録方法において、 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つたときの濃度曲線
   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蓄積型螢光体材料
   を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
   再生記録方法において、 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つたときの濃度曲線
   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つて、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１１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蓄積型螢光体材
   料を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
   再生記録方法において、 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つたときの濃度曲線
   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蓄積型螢光体材
   料を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つて制
   御される変調器、およびこの変調器によつて変調
   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にお
   いて、 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。