JPS6357828B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は蓄積性螢光体を使用するＸ線画像記録
方式における画像の処理方法に関する。さらに詳
しくは、蓄積性螢光体に被写体を透過したＸ線を
照射してこの被写体のＸ線画像を蓄積記録し、こ
の蓄積性螢光体にその後励起光を照射して蓄積記
録されたＸ線画像を読み出すとともに別の記録材
料に最終画像として記録するＸ線画像記録方式に
おいて、種々のノイズを除去もしくは減少させて
Ｓ／Ｎ比の高い最終画像を得る方法に関するもの
である。

Ｘ線画像は診断用その他の目的に使われるが、
その使用に当たつては被写体の微小なＸ線吸収の
差を充分に検出することが要求される。Ｘ線画像
におけるこの検出のしやすさをコントラスト検出
能と呼ぶが、このコントラスト検出能の高いもの
程診断性能も高く、実用上の効果が大きいＸ線画
像であるということができる。したがつて診断性
能を高めるため、このコントラスト検出能を高く
することが望まれるが、その最も大きな障害要因
は各種のノイズである。

上述のような蓄積性螢光体を使用するＸ線画像
記録方式においては、Ｘ線画像を蓄積性螢光体シ
ートに蓄積記録し、読み出すステツプにおいて次
のようなノイズの存在が認められている。

(1) Ｘ線源の量子ノイズ (2) 螢光体シートの螢光体塗布分布もしくは粒子
分布の不均一によるノイズ (3) 蓄積性螢光体シートに蓄積記録された画像を
輝尽発光させる励起光のノイズ (4) 発光した画像を検出し、電気信号に変換する
系における電気的ノイズ (5) 蓄積性螢光体シートから輝尽発光する光のノ
イズ 本発明はこれらのノイズを大幅に減少させ、被
写体の僅かな吸収差も最終画像において明確に観
察されるように記録することを可能にし、コント
ラスト検出能を大幅に向上させるＸ線画像の処理
方法を提供することを目的とするものである。

本発明のかかる目的は、同時に、同一被写体の
同一方向からのＸ線画像を複数枚の蓄積性螢光体
シートに撮影（蓄積記録）し、この複数枚のシー
トのＸ線画像を読み出して得た複数の画像信号を
重ね合わせるとともに、この重ね合わせによつて
得た画像のコントラストを上げる階調処理を行な
うことにより達成される。

この最終画像のコントラスト向上のための階調
処理は、画像全体について上げてもよいし、特定
の周波数成分についてのみ上げてもよい。

本発明の方法は、上記のように複数枚の蓄積性
螢光体シートの画像信号を重ね合わせることによ
つて前述の各種のノイズを減少することができ
る。すなわち、前述のノイズ(1)〜(5)は各シートの
画像毎に異なつた分布を示すものであるから、こ
れらのシートの画像を重ね合わせることにより各
ノイズは平均化され、重ね合わせ処理をした画像
ではノイズは目立たなくなつている。そして、本
発明はこのノイズの減少した画像のコントラスト
を向上させてわずかな吸収差も画像として目には
つきり見えるようにしたものであつて、これによ
りコントラスト検出能を大きくして、医療用のＸ
線画像の診断性能を大幅に向上させることができ
る。

コントラスト増強の程度は、重ね合わせる画像
の数すなわち螢光体シートの枚数によつて適宜選
択することが望ましい。すなわち重ね合わせ枚数
が少ないときは、コントラストを大きくしすぎる
と粒状に基づくノイズが目立つて見にくくなる
し、重ね合わせ枚数が多いときはコントラストが
小さすぎると重ね合わせの効果が十分に出ない。
したがつて、望ましいコントラスト増強の程度に
は重ね合わせの枚数に応じて上限と下限が存在す
る。このコントラスト増強の程度（C.P.＝
contrast parameter）を最終画像の光学濃度の
差（ΔD）と輝尽発光量の対数の差Δ（logE）と
の比C.P.＝ΔD／Δ（logE） で表わし、これを重ね合わせ枚数との関係におい
て選んで望ましいコントラストを得るようにする
のがよい。

本発明者等は、Ｘ線写真における最終画像濃度
の通常値である0.5〜1.5の濃度範囲において、実
験を重ねた結果、第５図に斜線で示される範囲内
にC.P.があるときに、好ましい結果の得られるこ
とを見出した。

第５図より、好ましいC.P.の値は、重ね合わせ
の枚数が10枚のときは３〜22、５枚のときは３〜
20、４枚のときは３〜18、３枚のときは３〜14、
２枚のときは４であることが認められる。

このC.P.の望ましい範囲は、特定の周波数成分
についてのみコントラストを増強する場合にも、
C.P.の値を0.01〜1.0c/mmの周波数域内にあるレス
ポンスの最大値に選択すれば、全く同様に妥当す
ることが実験によつて確認された。すなわち、第
６図において、周波数強調のレスポンスが空間周
波数0.01〜1.0c/mmの範囲内において、曲線Ａの
如くピークを有するときはそのピーク値、また曲
線Ｂの如くこの範囲内にピーク値を有しないとき
は、両端におけるレスポンス値のうち大なる方
を、それぞれC.P.と選択すればよい。

ここに、画像全体のコントラストを強調する方
法は、画像の空間周波数が直流的成分から１c/mm
位の成分までほぼ一様にコントラスト強調される
わけであるので大面積の濃度変化に対するC.P.を
考えればよいが、特定の周波数範囲を強調する場
合は、画像の直流成分（実質的には0.01c/mmより
低い周波数成分）に対するコントラスト強調度
（これをγ_DCとする）と後述する周波数強調係数β
で決まる周波数強調度Ｍとの積がコントラストパ
ラメーターC.P.となる。これが強調された周波数
におけるΔD／Δ（logE）に相当する。

また上述の２つのコントラスト強調方法はそれ
ぞれ特長があり画像全体のコントラストを強調す
る方法はガン、膿腫等の陰影、肝臓の像など、比
較的大きい陰影、あるいは輪廓がはつきりしない
像などの描出に特に有効である。特定の周波数を
強調する方法は血管、石灰化像、骨の異常など比
較的サイズが小さい陰影あるいは輪廓のはつきり
した陰影の描出に特に効果がある。

周波数強調の程度の診断上望ましい範囲は全体
のコントラストを強調する方法の望ましい範囲よ
りやや広い傾向がみられたが診断上有意な差とい
える程ではなく、両者とも図６に示す範囲が望ま
しかつた。

また、本発明の方法において複数枚のＸ線画像
を撮影する際、その撮影法としてはスリツトを使
用したスリツト撮影法を採用することもできる。
実験によれば、スリツト撮影法は本発明の方法に
適し、コントラスト検出能がさらに向上すること
が確認された。これはスリツトによつて散乱線が
除去され、画像の鮮明度が向上するからであると
考えられる。

以下、図面によつて本発明の実施態様について
詳細に説明する。

第１図および第２図は本発明において同一被写
体の複数枚のＸ線画像を撮影する方法の例を示す
もので、第１図および第２図は同時に複数枚の撮
影をする方法を示す。また第２図はスリツト撮影
法を示す。第１図では、被写体１０を透過するＸ
線源２１からのＸ線２１ａに、蓄積性螢光体シー
ト２２を複数枚重ね合わせた状態で同時に露出さ
せ、同時に同一被写体の同一方向からのＸ線画像
を複数枚撮影する。

第２図は第１図の例のように重ね合わせた蓄積
性螢光体シート３２に同時にＸ線画像を撮影する
際、２枚のＸ線を透過しないスリツト板３３，３
４を通してＸ線を照射するスリツト撮影法を示
す。２枚のスリツト板３３，３４は互いに平行な
スリツト３３ａ，３４ａをそれぞれ有しており、
Ｘ線源３１からのＸ線３１ａが常に両方のスリツ
ト３３ａ，３４ａを通つて蓄積性螢光体シート３
２に達するよう、互いに同期して移動され、被写
体１０を連続的に走査してシート３２上に被写体
１０のＸ線画像を蓄積記録する。このスリツト撮
影法では被写体１０の散乱線３５がスリツト板３
４によつて遮られてシート３２に届かないため、
より鮮鋭度の高いＸ線画像を得ることができる。

上記実施態様の中で、第１図、第２図のように
数枚の螢光体シートを重ねて同時にＸ線を照射す
る場合は、下の方すなわちＸ線源から遠いシート
程感度を高くしておくと、全部のシートに亘つて
ほぼ等しいレベルで画像記録ができるので有利で
ある。例えば４枚のシートを重ねた場合、シート
の相対感度を上から順次1.5、２、３、４のよう
に変えておけばほぼ等しいレベルで画像記録がで
きる。あるいは、等感度のシートを重ね合わせて
記録し、読み出すときに輝尽光の検出器の感度も
しくはゲインを下のシートを読むもの程高くして
ほぼ等レベルの画像信号が得られるようにしても
よい。

読み出す際には、第３図に示すようにＸ線画像
を蓄積記録した螢光体シート４０を励起光のHe
―Neレーザー光源４１からのレーザー光で走査
し、輝尽光４２をフオトマル等の光検出器４３で
読み出し、増巾器４４を通して磁気テープ等の記
憶手段を含んだメモリー装置４５に記録する。こ
のようにして各シートの画像を読み出し、記録し
て、加算して１枚の画像信号を得る処理を行な
う。

各シートに記録されたＸ線画像の読み出しは、
上記のように１枚ずつ読み出す方法以外に、第４
図に示すように複数枚のシート５１ａ，……５１
ｄを１本のドラムに装填し、これらを並列に読み
出して同時に電気的に加算する方法を採用しても
よい。時間的には、この並列読み出しの方が能率
がよい。第４図の装置では、He―Neレーザー光
源５０からのレーザー光をミラー５２ａ，……５
２ｄで同時に各シート５１ａ，……５１ｄ上に照
射、走査し、複数のフオトマル５３ａ，……５３
ｄで輝尽光を検出してその出力を増巾器５４ａ，
……５４ｄを通して加算器５５に入力し、加算し
た後、さらにコントラスト処理回路５６によつて
コントラストを増強し、その出力をドライブ回路
５７へ供給して光変調発光管（グローチユーブ）
５８を作動させ、結像レンズ５９によつてドラム
６０上のフイルム６１に最終画像を記録する。

この最終画像は、上記各シート５１ａ，……５
１ｄの画像を重ね合わせ処理し、かつこれにコン
トラスト増強処理（階調処理）を施したものであ
るから、コントラスト検出能の大幅に向上した画
像を得ることができる。

なお、上記第４図に示す実施態様では、レーザ
ー光源５０からの励起用レーザー光がミラー５２
ａ，５２ｂ，５２ｃを順次透過する間に強度が弱
まり、最後のミラー５２ｄに達したときは最初の
ミラー５２ａに反射される光よりも相当強度の低
いレーザー光となつている。かような場合、第１
図、第２図のように螢光体シートを重ね合わせて
撮影するときシートの感度を等しくしておき、記
録信号の高い上の方のシートをレーザー光源５０
から遠い方へ配し、下の方の記録信号の低いシー
トを光源５０に近い方へ配すれば、容易にほぼ均
一の出力を得ることができる。

上記のように蓄積記録された画像を最終画像と
して再生もしくは記録する際、各画像を重ね合わ
せ処理した後これにコントラスト増強（階調）処
理を施す。

次に、上記周波数強調の例について詳細に説明
する。

本発明では、重ね合わせ処理によつてノイズを
減少した画像の階調の勾配を大きくする（コント
ラスト増強）方法として、前述のように画像全体
の階調の勾配を大きくする（コントラストを上げ
る）代りに、高周波数領域の階調の勾配のみを大
きくする（コントラストを上げる）ことも可能で
ある。これには、コンボリユーシヨン法や、フー
リエ変換などの方法を用いることは可能である。
しかしこれらの方法は極めて手間のかかる計算と
なり実用的でない、この欠点を改良した周波数強
調の方法として超低周波数領域を除いて、それよ
り高い周波数領域においてのみ勾配を大きくする
周波数強調すなわち非鮮鋭マスク処理を採用する
ことができる。この非鮮鋭マスク処理は、本出願
人の出願した特願昭53−163571号にその詳細が説
明されている。この方法では、超低周波数に対応
する非鮮鋭マスク信号Susを元の画像の信号Sorg
から引いたものに強調係数βを掛け、この積を元
の濃度に加える演算、すなわち Ｓ＝Sorg＋β（Sorg−Sus） なる式で表わされる演算（非鮮鋭マスク処理）が
行なわれる。

ここで超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信号
Susとは、オリジナル画像を超低周波数成分より
低い周波数成分しか含まないようにぼかした非鮮
鋭画像（以下これを「非鮮鋭マスク」と呼ぶ）の
各走査点での信号をさす。

ここで非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が
0.01サイクル／mmの空間周波数のとき0.5以上で、
かつ0.5サイクル／mmの空間周波数のとき0.5以下
となるようなものが用いられる。

前記演算式によつて強調された画像の最大の変
調伝達関数の値は、零周波数付近での変調伝達関
数の値の1.5〜10倍になるようにすることが望ま
しい。

更に強調係数βを撮影したＸ線画像もしくは各
画像を重ね合わせ処理した画像の信号（Sorg）
または非鮮鋭マスク信号（Sus）に応じて変化さ
せると一層診断性能を高めることができる。

また、高周波数領域では雑音が多く見ずらいた
め、変調伝達関数が0.5サイクル／mmの空間周波
数のとき0.5以上で、かつ５サイクル／mmの空間
周波数のとき0.5以下となる平滑化処理を前記
D′に対して行なつてもよい。この平滑化処理に
より、雑音成分が平均化されるため、見やすい画
像となる。

前記非鮮鋭マスクの作成は次の各種の方法によ
つて行なうことができる。

第一は各走査点でのオリジナル画像信号を記憶
させておき、非鮮鋭マスクのサイズに応じて周辺
部のデータとともに読み出してその平均値（単純
平均または種々の荷重平均による平均値）である
Susを求める方法である。

第二は小サイズ径の光ビーム等でオリジナル画
像信号を読み出した後に、まだ蓄積画像が残つて
いる場合に非鮮鋭マスクのサイズに合わせた大サ
イズ径の光ビームを用いて各走査点の信号をその
周囲の信号とともに平均化して読み出す方法であ
る。

第三は読み出し用の光ビームが螢光体層中での
散乱によりそのビーム径がだんだん広がることを
利用するもので、光ビームの入射側からの発光信
号でオリジナル画像信号Sorgを作り、光ビーム
の透過した側での発光で非鮮鋭マスク信号Susを
作るものである。この場合、非鮮鋭マスクのサイ
ズは螢光体層の光散乱の程度を変えたり、これを
受光するアパーチヤの大きさを変えたりすること
によつてコントロールすることができる。

Susは、変調伝達関数が0.01サイクル／mmの空
間周波数のとき0.5以上で、0.5サイクル／mmの空
間周波数のとき0.5以下となるようなものを指定
しなければならない。

また前記式を演算するに当つては、強調係数β
を指定しなければならない。これらの値は、外部
から個別に指定するか、あるいは人体の部分、症
例別によつて数種類決めておき、これを演算装置
のメモリに入れておく。

前記演算の結果に対して高周波数成分低減用の
平滑化処理を行なう。

この平滑化処理によつて診断に必要な情報をそ
こなうことなく、雑音を低減することができる。

上記強調係数βは、最終画像上の低濃度域では
これを小さくし、高濃度域ではこれを大きくすれ
ば、周波数強調で発生しやすい偽画像を防止する
ことができる。

その一例として、バリウム造影剤を使つた胃
（マーゲン）のオリジナル写真を強調係数βを固
定して前記周波数処理を行なうと、多量に造影剤
が入つた広い一様な低濃度領域の境界が、必要以
上に強調されて二重輪郭状の偽画像が発生する。
このかわりに強調係数βを可変、すなわち造影剤
が多量に入つた低濃度域でβを小さくし、胃小区
などの高濃度域でβを大きくすれば前記二重輪郭
の発生を防止できる。また別の例として、胸部正
面撮影の場合、βを固定すると背骨や心臓部分の
低濃度域で雑音が増大し、極端なときには細部が
白く抜けたりする。（これは視覚的に非常に目立
ち、診断性能に悪影響を及ぼす）同様に背骨や心
臓部分の低濃度域でβを小さく、肺野部分の高濃
度でβを大きくすれば、前記の雑音や白抜けの増
大を防止できる。

前記２つの例のいずれの場合にも、強調係数β
を小さい値に固定して、周波数処理を行なえば、
確かに種々の偽画像は発生しないが診断性能に重
要な寄与をしている胃小区や肺野の血管もコント
ラストがあがらず診断性能が向上しない。このよ
うに強調係数βを濃度に応じて連続的に変化させ
ることにより、偽画像の発生を防止しつつ、診断
性能が向上した画像が得られる。

一つの方法として、螢光体上の画像のヒストグ
ラムから、その最低輝度S₀と最高輝度S₁を決定
し、この間でほぼ線形にβを変えたものである。
なお、基本基調として、単調増加する任意の曲線
でβを変えてもよい。S₀，S₁は処理したいＸ線画
像の種類によつて決まるもので、例えば最低、最
高輝度はそれぞれ積分ヒストグラムが０〜10％、
90〜100％のときの輝度値としても良い。なお本
発明者等の実験では、螢光体上の画像のオリジナ
ル画像信号によつてβを変化させた場合と、非鮮
鋭マスク信号によつてβを変化させた場合とで、
その効果は略同等であつた。

周波数処理による強調の程度は、βで決められ
るが、 Ｍ＝1.2×β＋1.0 とおいたときのＭの値と、前述した階調を高める
程度γ_DCとの積前述のC.P.とほぼ対応がつき、望
ましいC.P.の程度は第５図に示す範囲であり、画
像全体のコントラスト強調の場合より広いがほぼ
同様の傾向であつた。

また、βを画像の濃度に応じて変化させる場合
は、特に診断のためにみたい部位が低濃度側にあ
る場合は、その部位に対応するβを、またみたい
部位が高濃度の場合は、やはりその部位に対応す
るβを、上記の式のβに代入し、得られるＭの値
が、望ましい範囲に入つていればよいことが分つ
た。

また、全般的にみたい場合は平均的なβを用い
ればよい。

前述した周波数強調と同時に、階調処理を行な
つてもよい。超低周波数処理は、大きな領域にわ
たつてゆるやかに濃度が変化する疾患例えば肺ガ
ン、乳ガンに対しては効果が比較的小さい。これ
らに対しては、むしろ全体の階調を高くする処理
のみか或いはこれと組み合わせてコントラストを
強めた方が診断性能が向上する。この階調処理
は、超低周波数処理の前後のいずれにおいて行な
つてもよい。超低周波数処理前では、非線型アナ
ログ回路で階調処理してからＡ／Ｄ変換を行な
う。Ａ／Ｄ変換後に行なう場合には、ミニコンピ
ユータでデジタル処理を行なうこともできる。ま
た超低周波数処理後ではデジタル処理を行なう
か、Ｄ／Ａ変換後にアナログ処理する。

本発明の方法に使用する蓄積性螢光体として
は、励起光との分離効率を向上するため300〜
500nmの輝尽性発光波長を有するものが望まし
く、例えば希土類元素付活アルカリ土類金属フル
オロハライド螢光体〔具体的には特願昭53−
84742号明細書に記載されている（Ba_1-x-y、
Mg_x、Ca_y）FX：aEu²⁺（但しＸはClおよびBrの
うちの少なくとも１つであり、ｘおよびｙは０＜
ｘ＋ｙ≦0.6かつxy≠０であり、ａは10^-6≦ａ≦
５×10^-2である）、―特願昭53−84744号明細書に
記載されている（Ba_1-x、M〓_x）FX：yA（但し
M〓はMg、Ca、Sr、ZnおよびCdのうちの少なく
とも１つ、ＸはCl、BrおよびＩのうちの少なく
とも１つ、ＡはEu、Tb、Ce、Tm、Dy、Pr、
Ho、Nd、YbおよびErのうちの少なくとも１つ、
ｘは０≦ｘ≦0.6、ｙは０≦ｙ≦0.2である）
等〕；特願昭53−84740号明細書に記載されている
ZnS：Cu、Pb、BaO・xAl₂O₃：Eu（但し0.8≦ｘ
≦10）およびM〓Ｏ・xSiO₂：Ａ（但しM〓はMg、
Ca、Sr、Zn、CdまたはBaであり、ＡはCe、
Tb、Eu、Tm、Pb、Tl、BiまたはMnであり、
ｘは0.5≦ｘ≦2.5である）；および特願昭53−
84743号明細書に記載されているLnOX：xA（但
しLnはLa、Ｙ、GdおよびLuのうちの少なくと
も１つ、ＸはClおよびBrのうちの少なくとも１
つ、ＡはCeおよびTbのうちの少なくとも１つ、
ｘは０＜ｘ＜0.1である）；などが挙げられる。こ
れらの内でも好ましいのは希土類元素付活アルカ
リ土類金属フルオロハライド螢光体であるが、そ
の中でも具体例として示したバリウムフルオロハ
ライド類が特に輝尽性の発光が優れているので好
ましい。

また、この蓄積性螢光体を用いて作成された蓄
積性螢光体の螢光体層を顔料又は染料を用いて着
色すると、最終的に得られる画像の鮮鋭度が向上
し好ましい結果が得られる。（特願昭54−71604
号） 本発明において、蓄積性螢光体板に蓄積された
放射線画像を読み出すための励起光としては、指
向性の良いレーザ光が用いられる。レーザ光の励
起光源としては、500〜800nm、好ましくは600〜
700nmの光を放出するもの、たとえばHe―Neレ
ーザ（633nm）、Krレーザ（647nm）が好ましい
が、500〜800nm以外の光をカツトするフイルタ
ーを併用すれば、上記以外の励起光源を用いるこ
ともできる。

以下、本発明の実施例を説明する。

実施例 １ 螢光体として、BaFBr：Euの粉体を用いた。

まず螢光体８重量部と硝化綿１重量部とを溶剤
（アセトン、酢酸エチルおよび酢酸ブチルの混液）
を用いて混合し、粘度がおよそ50センチストーク
スの塗布液を調製する。次にこの塗布液を水平に
置いたポリエチレンテレフタレートフイルム（支
持体）上に均一に塗布し、一昼夜放置し自然乾燥
することによつて約200μの螢光体層を形成し、
蓄積性螢光体シートとした。

この螢光体シートを、５枚重ね合わせ、１つの
カセツテに収め、80^KVＰのＸ線により被写体を撮
影した。

このシートをそれぞれ別々に、He―Neレーザ
ーにより走査励起して、それぞれの画像信号をマ
グネチツクテープに得た。これらの信号を重ね合
わせて平均化し、かつ画像濃度0.5〜1.5の範囲に
おいてC.P.を３〜20に処理して、画像再生したと
ころ極めて診断のしやすい画像が得られた。

また、コントラスト強調を非鮮鋭マスク処理に
よる方法で行ない、直流分のγ_DCを約2.0とし、周
波数強調程度Ｍを1.5〜10として、強調処理した
ところ、通常のＸ線写真法に比し著しく診断しや
すい画像を得た。特に血管、骨等が見やすい画像
となつた。このとき、最も強調された周波数は
0.2〜0.5c/mmであつた。この周波数におけるC.P.
は３〜20であつた。

一方C.P.が２以下では、多数板画像を重ね合わ
せた効果がなく、１枚のものと大差なかつた。尚
５枚のシートをHe―Neレーザーで走査する場合
には、シートの発光を検出するフオトマルチプラ
イアーに供給する高電圧を調整して感度を変え、
Ｘ線源に近い方に位置していたパネルの順にその
相対感度を１、1.5、２、３、４とした。得られ
た画像信号はほぼ各パネルとも同じ位の大きさで
あつた。

また、螢光体として、BaFBr：Euの代りに
Srs：Eu、ZnS：Agを用いたところ画像信号は著
しく小さく、雑音が大きくて、良好な画像は得ら
れなかつた。

実施例 ２ 螢光体として、（Ba_0.9Mg_0.1）FBr：Euを用い
た。

実施例１と同様に蓄積性螢光体シートを作製し
た。

このシートを３枚重ね合わせて、１つのカセツ
テに収めて80^KVＰで撮影した。

実施例１と同様、各々の画像信号を重ね合わせ
C.P.を３〜14にして画像再生したところ、著し
く、診断のしやすい画像が得られた。C.P.が、２
以下では効果がなく、15以上ではかえつて、粒状
が目立ちみにくくなつた。

実施例 ３ 螢光体として、BaFBr：Ce、Tbを用いた。他
は全て実施例１と同様としたところ、実施例１と
同様の結果が得られた。

実施例 ４ 螢光体として、（Ba_0.7、Ca_0.3）FBr：Euを用
いた。他は全て実施例１、および２と同様とした
ところ、それぞれ実施例１および２と同様の結果
が得られた。

実施例 ５ 蓄積性螢光体シートの感度は、その螢光体層の
厚さが約600μ以下ではほぼ厚さに比例すること
が分つた。

したがつて、シートの発光を検出するフオトマ
ルチプライアーの感度を変える代りにパネルの厚
さを変えたものを用いた。

螢光体材料及び塗布液の調製法は実施例１と同
じとした。螢光体層の厚さが100μ、150μ、200μ、
300μ、400μ、600μ、になるようにシートを作製
し、撮影時に被写体に近い方に薄いものを用い順
に重さが増すように並べて１つカセツテに収め、
管電圧80^KVＰで撮影した。

このシートを、He―Neレーザーで走査励起
し、画像信号を得た。この信号を平均して処理
し、C.P.が３〜20にして画像再生したところ、極
めて診断しやすい画像が得られた。

実施例 ６ 螢光体としてBaFBr：Ce、Tbを用い、実施例
１と同様な方法で厚さが200μ、260μ、340μ、
450μの蓄積性螢光体シートを作成し、重ね合わ
せて、１つのカセツテに収め、管電圧が120^KVＰ
で撮影した。

実施例５と同様にして、C.P.が３〜18に処理し
て、画像を再生したところ、極めて診断しやすい
画像が得られた。

実施例 ７ 実施例１と同様に厚さ200μの蓄積性螢光体シ
ートを多数枚作製した。

このシートを１枚ずつ順次に使用し、80^KVＰで
６枚同一被写体を撮影した。

このシートから別々に画像信号を得て、重ね合
わせC.P.が、３〜20に処理し画像再生した、著し
く診断しやすい画像が得られた。

実施例 ８ 螢光体として、BaFBr：Euの粉体を用いた。

まず螢光体８重量部と硝化綿１重量部とを溶剤
（アセトン、酢酸エチルおよび酢酸ブチルの混液）
を用いて混合し、粘度がおよそ50センチストーク
スの塗布液を調製する。次にこの塗布液を水平に
置いたポリエチレンテレフタレートフイルム（支
持体）上に均一に塗布し、一昼夜放置し自然乾燥
することによつて約200μの螢光体層を形成し、
蓄積性螢光体シートとした。このシートを５枚重
ね合わせ１つのカセツテに収容し、第３図に示す
スリツト撮影装置を用いて80^KVＰのＸ線により被
写体を撮影した。

このシートを、それぞれ別々に、He―Neレー
ザーにより走査励起して、それぞれの画像信号を
マグネチツクテープに得た。これらの信号を平均
化し、かつ、C.P.を３〜20に処理して画像再生し
たところ実施例１で得た画像に比べ更に診断しや
すい画像が得られた。

【図面の簡単な説明】

第１図および第２図は本発明の方法におけるＸ
線画像の撮影方法の各種の例を示す側面図、第３
図は本発明の方法において蓄積性螢光体シートに
蓄積された画像を読み出す方法の例を示す概略側
面図、第４図は同じく他の例を示す概略斜視図、
第５図は本発明の方法におけるコントラスト増強
の程度（コントラストパラメータC.P.）の望まし
い範囲を示すグラフ、第６図は本発明における周
波数強調のレスポンス関係を示すグラフである。 １１，２１，３１…Ｘ線源、１０…被写体、１
２，２２，３２，４０…蓄積性螢光体シート、３
３，３４…スリツト板、４１…読出し用レーザー
光源、４３…光検出器、５８…記録用光源、６１
…フイルム。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 蓄積性螢光体に被写体を透過したＸ線を照射
   してこの被写体のＸ線画像を蓄積記録し、この蓄
   積性螢光体にその後励起光を照射して蓄積記録さ
   れたＸ線画像を読み出すとともに別の記録材料に
   最終画像として記録するＸ線画像記録方式におい
   て、同一の被写体の同一の方向からの複数枚のＸ
   線画像を同時に複数枚の蓄積性螢光体シートに蓄
   積記録し、この複数枚のＸ線画像を読み出して得
   た複数の画像信号を重ね合わせ処理するととも
   に、この重ね合わせ処理によつて得た画像全体の
   コントラストを上げる階調処理を行なうことを特
   徴とするＸ線画像の処理方法。 ２ 前記複数枚のＸ線画像の枚数が３枚のとき、
   前記コントラストを上げる程度が最終的に得られ
   る画像の光学濃度差（ΔD）と前記蓄積性螢光体
   の輝尽発光量の対数の差（ΔlogE）との比
   （ΔD／ΔlogE）で表わしたとき、画像濃度0.5〜1.5の 範囲において、３から14の範囲であり、前記枚数
   が４枚以上のとき、前記比（ΔD／ΔlogE）が３から 18の範囲であることを特徴とする特許請求の範囲
   第１項記載のＸ線画像の処理方法。 ３ 前記Ｘ線画像の記録をスリツト撮影法によつ
   て行なうことを特徴とする特許請求の範囲第１項
   または第２項記載のＸ線画像の処理方法。 ４ 蓄積性螢光体に被写体を透過したＸ線を照射
   してこの被写体のＸ線画像を蓄積記録し、この蓄
   積性螢光体にその後励起光を照射して蓄積記録さ
   れたＸ線画像を読み出すとともに別の記録材料に
   最終画像として記録するＸ線画像記録方式におい
   て、同一の被写体の同一の方向からの複数枚のＸ
   線画像を同時に別の蓄積性螢光体シートに蓄積記
   録し、この複数枚のＸ線画像を読み出して得た複
   数の画像信号を重ね合わせ処理するとともに、前
   記Ｘ線画像もしくはこの重ね合わせ処理によつて
   得た画像の所定の周波数成分においてコントラス
   トを上げる周波数強調処理を行なうことを特徴と
   するＸ線画像の処理方法。 ５ 前記所定の周波数成分が、前記Ｘ線画像もし
   くはこの重ね合わせ処理によつて得た画像の超低
   周波数以上の周波数成分であり、前記周波数強調
   処理がこの超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信
   号Susを求め、画像の各点に対してSorg＋β
   （Sorg−Sus）（ここでSorgはオリジナル画像の信
   号、βは強調係数）なる演算を行なう非鮮鋭マス
   ク処理であることを特徴とする特許請求の範囲第
   ４項記載のＸ線画像の処理方法。 ６ 前記非鮮鋭マスク処理が、0.5から0.01サイ
   クル／mmの超低空間周波数領域で0.5以下の変調
   伝達関数をもつた非鮮鋭マスクを使用するもので
   あることを特徴とする特許請求の範囲第５項記載
   のＸ線画像の処理方法。 ７ 前記強調係数βを画像の濃度Sorgに応じて
   変化させることを特徴とする特許請求の範囲第５
   または６項記載のＸ線画像の処理方法。 ８ 前記複数枚のＸ線画像が、複数の蓄積性螢光
   体シートを重ねて同時に撮影することによつて得
   られるものであることを特徴とする特許請求の範
   囲第４項から第７項までのいずれか１項記載のＸ
   線画像の処理方法。 ９ 前記複数枚のＸ線画像の枚数が３枚のとき、
   前記コントラストを上げる程度が最終的に得られ
   る画像の光学濃度差（ΔD）と前記蓄積性螢光体
   の輝尽発光量の対数の差（ΔlogE）との比
   （ΔD／ΔlogE）で表わしたとき、画像濃度0.5〜1.5の 範囲において、３から８の範囲であり、前記枚数
   が４枚以上のとき、前記比（ΔD／ΔlogE）が３から 10の範囲であることを特徴とする特許請求の範囲
   第４項から第８項までのいずれか１項記載のＸ線
   画像の処理方法。 １０ 前記Ｘ線画像の記録をスリツト撮影法によ
   つて行なうことを特徴とする特許請求の範囲第４
   項から第９項までのいずれか１項記載のＸ線画像
   の処理方法。