DE3007559A1

DE3007559A1 - Verfahren zur verarbeitung der gradation und einrichtung zur durchfuehrung des verfahrens fuer ein aufzeichnungssystem fuer strahlungsbilder

Info

Publication number: DE3007559A1
Application number: DE19803007559
Authority: DE
Inventors: Masamitsu Ishida; Hisatoyo Kato; Seiji Matsumoto
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 1979-02-28
Filing date: 1980-02-28
Publication date: 1980-09-18
Also published as: US4276473A; JPS6326585B2; FR2450471A1; JPS55116340A; DE3007559C2; FR2450471B1

Description

Beschreibung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes, wie es für die medizinische Diagnose verwendet wird, sowie eine Einrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens. Insbesondere bezieht die Erfindung sich auf ein Verfahren zur Verarbeitung der Bildgradation und eine Einrichtung zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes, das aus einem anregbaren bzw. stimulierbare,n,das Strahlungsbild gespeichert enthaltenden Leuchtstoff ausgelesen und in ein sichtbares Bild umgewandelt wird.

Für die medizinische Diagnose werden im allgemeinen Röntgenstrahlen-Filme für die Herstellung von sogenannten Röntgenaufnahmen bzw. Radiogrämmen eingesetzt. Da jedoch Röntgenstrahlen für den menschlichen Körper schädlich sind, ist es unmöglich oder unter dem Gesichtspunkt der Sicherheit unerwünscht, den menschlichen Körper starken Dosen von Röntgenstrahlen auszusetzen. Es wird deshalb angestrebt, die notwendigen Informationen in dem Radiogramm in der Weise zu erhalten, daß der menschliche Körper nur einmal Röntgenstrahlen mit relativ geringer Dosis ausgesetzt wird. Andererseits sollten Radiogramme sowohl für Betrachtungszwecke als auch für die Zwecke der medizinischen Diagnose einen breiten Belichtungsspielraum haben und qualitativ hochwertig sein, also insbesondere einen starken Kontrast, eine große Schärfe und ein geringes Rauschen haben. Da jedoch die herkömmlichen Röntgengeräte so ausgelegt sind, daß sie alle der oben angegebenen Bedingungen nur bis zu einem gewissen Maße erfüllen, sind unglücklicherweise der Bereich der Aufzeichnungsdichte oder die Fähigkeit, verschiedene Informationspegel aufzuzeichnen, sowie die Bildquali tat im allgemeinen nicht ausreichend, so daß die oben erwähnten Anforderungen nicht im gewünschten Maße erfüllt werden.

Unter Berücksichtigung dieser Umstände wurde in der

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US-PS 3 859 527 vorgeschlagen, die durch ein Objekt verlau fende Strahlung durch einen anregbaren Leuchtstoff zu absorbieren und dann den Leuchtstoff durch Lichtenergie anzuregen, so daß der Leuchtstoff die gespeicherte Strahlungsenergie als Licht emittiert; das emittierte Licht kann dann festgestellt und zur Wiedererzeugung einer visuellen Abbildung in ein elektrisches Signal umgewandelt werden.

Dieses Strahlungsbildsystem, bei dem ein anregbarer Leuchtstoff verwendet wird, bietet im Vergleich mit der herkömmlichen Radiographie, die mit einen photographischen Material aus Silberhalogen-Verbindungen arbeitet, den Vorteile, daß die Abbildung über einen sehr weiten Bereich von Strahlungsbelichtungen aufgezeichnet werden kann; außerdem kann das elektrische Signal, das zur Wiedergabe der sichtbaren Abbildung verwendet wird, frei verarbeitet werden, so daß sich die Abbildungsqualität für die Zwecke der Betrachtung und Diagnose verbessert. Im einzelnen werden dabei die folgenden Merkmale ausgenutzt: Da die Lichtmenge, die nach der Speicherung der Strahlungsenergie in dem Leuchtstoff bei der Anregung emittiert wird, sich über einen sehr weiten Bereich proportional zu der gespeicherten Energiemenge ändert, wird es möglich, eine Abbildung mit der bewünschten Dichte, zu erhalten, und zwar unabhängig von dem Ausmaß der Belichtung des Leuchtstoffes durch die Strahlung, indem das emittierte Licht in ein elektrisches Signal umgewandelt und der Pegel des elektrischen Signals auf einen gewünschten Pegel geändert wird, welcher der gewünschten optischen Dichte der auf einem photographischen Film oder einem ähnlichen Aufzeichnungsträger wiedergegebenen Abbildung entspricht. Dies ist für .die Praxis sehr vorteilhaft. Wenn beispielsweise Unterschiede in der Belichtung unter mehreren Strahlungsbildern auftreten oder mehrere Strahlungsbilder über- oder unterbelichtet sind, können diese Abbildungen verarbeitet werden, so daß sich schließlich die gleiche optische Dichte ergibt. Dementsprechend lassen sich Fehler bei der Belichtung leicht korrigieren. Außerdem kann die optische Dichte der

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schließlich erhaltenen Abbildung auf einfache Weise frei ausgewählt werden, indem der Pegel des elektrischen, für die Wiedergabe der Abbildung verwendeten Signals geändert wird; dementsprechend wird es möglich, für jede beliebige Bildart eine Abbildung mit der gewünschten Dichte zu erhalten. Mit anderen Worten ist bei einem Strahlungsbild des menschlichen Körpers die gewünschte Dichte unterschiedlich, und zwar in Abhängigkeit von der Art der Abbildung. Bei einer Art oder bei einem Teil des menschlichen Körpers ist eine hohe Dichte erstrebenswert, um für die Diagnose einen hohen Wirkungsgrad und eine hohe Genauigkeit zu erhalten, während bei einer anderen Art oder bei einem anderen Teil des menschlichen Körpers eine geringe Dichte angestrebt wird. Bei der herkömmlichen Radiographie wird die Belichtung gesteuert, um die gewünschte Dichte für verschiedene Abbildungsarten zu erhalten. Iri diesem Sinne ist das oben erwähnte System, welches den anregbaren Leuchtstoff und eine Gradations-Verarbeitung verwendet, sehr vorteilhaft. Weiterhin werden bei der herkömmlichen Radiographie mehrere Filme mit unterschiedlicher Empfindlichkeit präpariert, um mehreren Verstärkungsschirmen mit unterschiedlicher Empfindlichkeit angepaßt zu werden. Bei dem oben erwähnten System ist es jedoch nicht notwendig, mehrere Filme mit unterschiedlicher Empfindlichkeit vorzubereiten, da ein bestimmter Filratyp verschiedenen Belichtungsbedingungen und Empfindlichkeiten des Verstärkerschirms angepaßt werden kann, indem später, je nach Bedarf, der Pegel des elektrischen Signals geändert wird.

Wie oben erwähnt wurde, wird bei einem mit einem anregbaren Leuchtstoff arbeitenden StrahlungsbildaufZeichnungssystem die Bildinformation mit einem sehr weiten, dem sehr weiten Belichtungsbereich entsprechenden Pegelbereich einmal in dem anregbaren Leuchtstoff gespeichert, wird dann ausgelesen, in ein elektrisches Signal umgewandelt und schließlich nach der je nach Bedarf erfolgenden Verarbeitung des elektrischen Signals in ein sichtbares Bild umgewandelt.

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Deshalb kann die optische Dichte der schließlich erhaltenen sichtbaren Abbildung oder der wiedergegebenen Abbildung auf den Wert eingestellt werden, der für die jeweilige Diagnose zweckmäßig ist. Dadurch läßt sich ein Strahlungsbild mit hohem Diagnosewirkungsgrad und mit großer Genauigkeit erhhalten.

Um das oben erwähnte Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder in der Praxis einzusetzen, sollte die erwähnte Verarbeitung des elektrischen Signals quantitativ für alle Arten von Strahlungsbildern normiert werden. Die Normierung sollte unter dem Gesichtspunkt durchgeführt werden, den Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose (die Leichtigkeit, mit der eine Diagnose durchgeführt werden kann oder das Anpassungsvermögen an eine Diagnose) zu verbessern. Der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose lassen sich nicht einfach verbessern, indem nur eine "sogenannte gute Abbildung" unter dem Gesichtspunkt der üblichen Faktoren für die Bildqualität gemacht wird, wie beispielsweise Schärfe, Körnung und Kontrast. Der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose werden nämlich weniger durch diese Faktoren als vielmehr durch andere, komplexe Faktoren beeinflußt, wie beispielsweise die Beziehung zu der normalen Schattierung, die Beziehung zu der anatomischen Struktur und die Ausnutzung anderer diagnostischer Ansichten oder Aufzeichnungen. Es gibt also noch keine Möglichkeit, die Verarbeitung des elektrischen Signals, das für die Wiedergabe des Strahlungsbildes verwendet wird, quantativ zu normieren, um auf diese Weise den Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose zu verbessern.

Es ist deshalb ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, das einen anregbaren Leuchtstoff verwendet, zur Verbesserung des Wirkungsgrades und der Genauigkeit der Diagnose zu schaffen.

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Weiterhin soll die Erfindung eine Einrichtung zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem einen anregbaren Leuchtstoff verwendenden Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder vorschlagen, die eine verbesserte Genauigkeit und einen verbesserten Wirkungsgrad für die Diagnose ermöglicht.

Gemäß einem speziellen Ziel der vorliegenden Erfindung sollen ein Verfahren und eine Einrichtung zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem Aufzeichnungs system für Strahlungsbilder, das einen stimulierbaren Leuchtstoff verwendet, geschaffen werden, mit denen bei allen Arten von Strahlungsbildern die Genauigkeit und der Wirkungsgrad der Diagnose verbessert werden können.

Das Verfahren zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes nach der vorliegenden Erfindung zeichnet sich dadurch aus, daß die dem minimalen Pegel des elektrischen Signals entsprechenden Bildinformationen mit einer optischen Dichte im Bereich der Schleierschwärzung des Aufzeichnungsmaterials bis zur Schleicherschwärzung plus 0,3 (optische Dichte) und die dem maximalen Pegel des elektrischen Signals entsprechenden Bildinformationen mit einer optischen Dichte im Bereich von 1,5 bis 2,8 (optische Dichte) wiedergegeben werden, während die Dichte der wiedergegebenen Abbildung mit einem Pegel zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel monoton ansteigt. Mit anderen Worten wird gemäß der vorliegenden Erfindung der Pegel des elektrischen Signals beim Minimum bzw. Maximum auf die erwähnten Pegel geändert, während der Pegel zwischen diesen beiden Punkten so variiert wird, daß der Gradient der Dichte der wiedergegebenen Abbildung in Bezug auf den Pegel des elektrischen Signals immer positiv ist.

Gemäß der vorliegenden Erfindung werden der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose weiter erhöht, indem allge-

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mein der Pegel des elektrischen Signals zwischen dem Minimum und dem Maximum verringert wird, wobei die Absenkung an einem vorgegebenen Pegel (wie im folgenden erläutert werden soll) zwischen diesen beiden Bereichen am größten gemacht wird. Bei diesem speziellen Verfahren wird der Pegel des elektrischen Signals oder die optische Dichte der wiedergegebenen Abbildung um 0,5 oder weniger, ausgedrückt in der optischen Dichte, bei dem vorgegebenen Pegel verringert, während die Absenkung weniger stark wird, wenn der Pegel von dem vorgegebenen Pegel entfernt ist.

Weiterhin wird gemäß der vorliegenden Erfindung der Wirkungsgrad und die Genauigkeit weiter verbessert, indem die finderungsgeschwindigkeit (Ableitung) des Gradienten im Bereich des Pegels, der niedriger als der vorgegebene Pegel ist, entsprechend dem Bereich der Dichte, die geringer als die dem vorgegebenen Pegel entsprechende Dichte ist, immer positiv oder Null gemacht wird.

Die Einrichtung nach der vorliegenden Erfindung ist mit einer Signalverarbeitungseinrichtung zur Durchführung des oben beschriebenen Verfahrens versehen, also mit einer Signalverarbeitungseinrichtung, die das elektrische Signal des dem Minimum und dem Maximum der von dem Leuchtstoff emittierten Lichtmenge entsprechenden Pegels in das elektrische Signal mit den beiden Pegeln und außerdem das elektrische Signal des Pegels zwischen diesen beiden Punkten in eine monoton ansteigende Funktion umwandelt«

In diesem Zusammenhang darf darauf hingewiesen werden, daß der maximale und minimale Pegel des elektrischen" Signals oder die maximale und minimale Menge des emittierten Lichtes nicht einfach den maximalen und minimalen Wert der elektrischen Signale oder der emittierten Lichtmengen bedeuten, sondern die maximalen und minimalen Werte der Werte, mit denen der Bildbereich wiedergegeben werden soll. Mit anderen

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Worten sollte beispielsweise der Untergrund der wiederzugebenden Abbildung von dem Signal ausgeschlossen werden, aus dem der maximale oder minimale Wert bestimmt werden sollen. In diesem Sinne wird beispielsweise bei einem Strahlungsbild des vorderen Brustbereiches der Hintergrund des menschlichen Körpers oder der Bereich außerhalb der Lungen ausgeschlossen.

Der maximale und minimale Wert können auf der Basis verschiedener Signale bestimmt werden, die im Verlaufe des Aufzeichnungssystems für die Strahlungsbilder erhalten werden. Beispielsweise können für die Ermittlung der maximalen und minimalen Werte die folgenden Verfahren eingesetzt werden: 1) Die momente Lichtemission, die dann beobachtet wird, wenn bei der Aufzeichnung der anregbare Leuchtstoff mit einer Strahlung belichtet wird (US Patentanmeldung No. 81 917)i 2) die Lichtemission, die dann beobachtet wird, wenn der anregbare Leuchtstoff durch den zum Auslesen dienenden Anregurigstrahl stimuliert wird; 3) die Strahlung, die für die Belichtung des Leuchtstoffes bei der Aufzeichnung verwendet wird; 4) die durch den anregbaren Leuchtstoff verlaufende Strahlung, die dann beobachtet wird, wenn der anregbare Leuchtstoff bei der Aufzeichnung durch eine Strahlung belichtet wird; oder 5) das Licht, das von einem als Monitor dienenden, blattförmigen Leuchtstoff, der sich hinter dem anregbaren Leuchtstoff befindet, emittiert und beobachtet wird, wenn der anregbare Leuchtstoff der Strahlung ausgesetzt wird.

Um den gewünschten maximalen und minimalen Wert zu bestimmen, d.h. , den maximalen und minimalen Pegel des elektrischen Signals beispielsweise in dem Bereich, der der wiederzugebenden Fläche des Objektes entspricht, kann beispielsweise ein Histogramm eingesetzt werden. Im einzelnen

werden dabei alle erhaltenen Signalpegel in einen Speicher eingegeben, so daß ein Histogramm unter Verwendung der gespeicherten Signalpegel hergestellt werden kann. Das so

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erhaltene Histogramm weist üblicherweise in einem Koordinatensystem, bei dem die Ordinate die Frequenz und die Abszisse den Pegel des Signals darstellen, mehrere Spitzen auf. Als maximaler und minimaler Pegel können das obere und untere , Ende bestimmt werden, wo die Frequenz auf Null oder ungefähr 5 % der maximalen Frequenz abfällt. Es ist weiterhin möglich, die beiden Extremwerte durch Verwendung der speziellen Form des Histogramms für verschiedene Objektarten zu bestimmen. Bexspielsweise erscheinen bei einem Radiogramm des vorderen Brustbereiches drei Spitzen, wobei die Spitze auf dem höchsten Signalpegel üblicherweise die maximale Frequenz zeigt, welche die Lungen darstellt. Der Fuß des höheren Signalpegels dieser Spitze, wo die Frequenz auf 5 % oder Null der maximalen Frequenz abfällt, kann als maximaler Wert bestimmt werden. Der Fuß des niedrigeren Signalpegels der Spitze auf dem niedrigsten Signalpegel, der das Rückgrat darstellt, wo die Frequenz auf 5 % oder Null der maximalen Frequenz abfällt, kann als minimaler Wert bestimmt werden.

Bei einem weiteren Verfahren zur Bestimmung des maximalen und minimalen Wertes wird der Signalpegel ausgenutzt, der erhalten wird, wenn ein. zentraler Teil der Abbildung linear abgetastet wird. Beispielsweise zeigt bei einem Mammogramm der Pegel des Signals, das durch lineare Abtastung des Mammogramms über einen zentralen Bereich erhalten wird, eine Dichte, die in der angegebenen Reihenfolge dem untergrund, der Haut, dem subkutanen Gewebe und dem Drüsengewebe entspricht. In diesem Fall ändert sich der Pegel stark, wenn die Abtastung vom Untergrund zur Haut hin durchgeführt

ι wird. Da die Haut in der wiedergegebenen Abbildung die höchste Dichte hat, kann der Pegel unmittelbar nach einer starken Änderung des Pegels als maximaler Pegel bestimmt werden. Da außerdem das Drüsengewebe die niedrigste Dichte hat, kann als minimaler Pegel der niedrigste Pegel bestimmt werden,

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bei dem sich der Pegel schrittweise von der Haut und dem subkutanen Gewebe zum Drüsengewebe hin ändert. Als Alternative hierzu ist es auch möglich, den Pegel um den minimalen Pegel herum in einem Speicher zu speichern und den Minimalwert in dem gespeicherten Pegel als minimalen Pegel zu bestimmen. '

Der so erhaltene minimale und maximale Pegel werden in Pegel umgewandelt, deren optische Dichte in der wiedergegebeneh Abbildung dem Bereich von der SchleierSchwärzung bis zur Schleierschwärzung plus 0,3, ausgedrückt in der optischen Dichte, bzw. von 1,5 bis 2,8 entsprechen. Die Schleierschwärzung bis zur Schleierschwärzung plus 0,3 ist der Minimalwert, bei dem die Radiologen die Abbildung leicht lesen können. Die optische Dichte von 1,5 bis 2,8 ist der Maximalwert, bei dem Radiologen die Abbildung leicht lesen können. Diese Bereiche der optischen Dichte für den minimalen und maximalen Pegel sind nach einer bevorzugten Ausführungsform die Schleierschwärzung bis zur Schleicherschwärzung plus 0,2 und 1,8 bis 2,6.

Die oben erwähnten Umwandlungen können durch die folgenden Gleichungen dargestellt werden

Schleierschwärzung = Dmin = f(Smin) = Schleier

schwärzung + 0,3

1,5 = Dmax = f(Smax) = 2,8

wobei Dmin und Dmax die minimale und maximale Dichte der wiedergegebenen Abbildung und Smin und Sroax der minimale und maximale Pegel des elektrischen Signals oder eines anderen Signals sind, das als minimaler und maximaler Pegel bestimmt wurde, wie es oben erwähnt wurde. D = f(S) bedeutet eine Funktion des Signals, welches die optische Dichte in der wiedergegebenen Abbildung darstellt, wobei

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wie unten erläutert werden soll, S * logS bedeutet.

Zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel kann der Pegel in eine Funktion umgewandelt werden, die durch die Gleichung -f(S) dargestellt werden kann, wobei der Gradient dieser Funktion ( ^f =-^rf (S) ) positiv ist, und zwar in einem Koordinatensystem, in dem die Ordinate die optische Dichte (D) in dem wiedergegebenen Bild und die Abszisse den Pegel des Signals (S) im logarithmischen Maßstab (logS) darstellen. Nach einer bevorzugten Ausführungsform sollte der Pegel zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel mit dem Pegel gesenkt werden, der bei einem vorgegebenen Pegel (Sp) zwischen diesen beiden Punkten am meisten verringert wird. Dies läßt sich durch die folgende Ungleichung darstellen:

f(Sp) < - f_Q(Sp)

wobei ~f (S) eine lineare Funktion bedeutet, die (SminJDmin) und (Smaxpmax) durchläuft. Wird der Pegel in diesem Sinne verringert, so sinkt der Kontrast der Abbildung im Bereich geringerer Dichte, während der Kontrast bei höheren Dichten erhöht wird, so daß sich beim Wirkungsgrad und der Genauigkeit der Radiogramme für medizinische Zwecke eine Verbesserung ergibt.

Im folgenden werden einige Beispiele angegeben. 1) Da bei einer Abbildung des vorderen Brustbereiches die Dichte des Lungenbereiches im allgemeinen sinkt und der Kontrast in diesem Bereich zunimmt, wird die Abbildung klar sichtbar. Obwohl andererseits der Kontrast im Herz- und Rückgratbereich sinkt, ändert sich ihre Sichtbarkeit praktisch nicht, da das menschliche Auge eine hohe Empfindlichkeit für Bereiche mit niedriger Dichte hat. 2) Bei Abbildungen von Knochen werden die Details des Muskels rund um den Knochen klar sichtbar'. 3) Bei Abbildungen des doppelt kon-

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traktierenden ilagens wird die Dichte in dem mit Barium gefüllten Bereich verringert, so daß die gesamte Abbildung klar sichtbar wird . 4) Bei einer Abbildung des Unterleibes bzw. Bauches wird die Dichte des Untergrundes allgemein verringert, so daß die Abbildung der inneren Organe klar sichtbar wird.

Weiterhin sollte die Funktion D=f(S) zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel einen solchen Kurvenverlauf haben, daß wenigstens in dem Bereich unter einem vorgegebenen Pegel Sp zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel die Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten (-^-J—) der Kurve positiv oder Null ist; dabei handelt es sich um eine Kurve in einem Koordinatensystem, bei dem die Ordinate die optische Dichte (D) in der wiedergegebenen Abbildung und die Abszisse den Pegel des Signals (S, oder exakter den Logarithmus des Signals S, also logS) darstellen. Im Bereich über dem vorgegebenen Pegel Sp kann die Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten nicht positiv oder Null sein, solange der Gradient (^= ) positiv ist, da die Sichtbarkeit der Details des Radiogramms in solchen Bereichen hoher Dichte unempfindlich gegenüber der Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten ist, wie sich herausgestellt hat. Im Gegensatz hierzu werden im Bereich unterhalb des vorgegebenen Pegels Sp der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose durch eine Variation der Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten merklich beeinflußt. Es scheint, daß in diesen Bereichen niedriger Dichte die Details des Radiogramms ausreichend vorhanden sind, und daß ihre Sichtbarkeit sich in Abhängigkeit von der vorhandenen Dichte stark ändert.

Mit dem anregbaren Phosphor, wie er bei der vorliegenden Erfindung verwendet wird, ist ein Leuchtstoff gemeint, der bei der Belichtung mit hochenergetischer Strahlung Strahlungsenergie speichern kann und bei optischer Anregung Licht in Abhängigkeit von der gespeicherten Energie emittiert.

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Die hier gemeinte hochenergetische Strahlung umfaßt Röntgenstrahlen, Gammastrahlen, Betastrahlen, Alphastrahlen, Neutronenstrahlen, ultraviolette Strahlen und ähnliche Strahlen .

Als Anregungsstrahlen für die Stimulierung des Leuchtstoffes, nachdem der Leuchtstoff durch die Strahlungsenergie in einem Bildmuster erregt worden ist, wird ein Lichtstrahl mit hoher Richtungswirkung, wie beispielsweise ein Laserstrahl, eingesetzt. Als Lichtstrahl wird nach einer bevorzugten Ausführungsform ein Lichtstrahl mit einer Wellenlänge im Bereich von 500 bis 800 nm, insbesondere von 600 bis 700 nm, eingesetzt. Wenn ein Farbfilter, das Licht mit einer Wellenlänge jenseits des oben erwähnten Bereiches abtrennt, zusammen mit einer Lichtquelle eingesetzt wird, kann eine Lichtquelle mit einer Lichtwellenlängenverteilung verwendet werden, die über diesen Bereich hinausgeht.

Als Strahlungsquelle für die Anregungsstrahlen, die Licht mit dem oben angegebenen Wellenlängenbereich emittieren, können ein Kr-Laser (647 nm), ein He-Ne-Laser (633nm), verschiedene Arten von lichtemittierenden Dioden, ein Rhodamin-B-Laser und ähnliche Strahlungsquellen verwendet werden. In Kombination mit einem Sperrfilter, das nur Licht der Wellenlänge im Bereich von 500 bis 800 nm oder 600 bis 700 nm durchläßt, kann außerdem eine Wolfram-Jod-Lampe mit einer breiten Wellenlängenverteilung eingesetzt werden, welche die Strahlen im nahen Qltravioletten, das sichtbare Licht und die Infrarotstrahlen überstreicht.

Da das Verhältnis der Anregungsenergie zur emittierten Lichtenergie im allgemeinen 10:1 bis 10:1 ist, läßt sich das Verhältnis Signal/Rauschen merklich verringern, wenn die Anregungsstrahlen in einen Photodetektor fallen. Um die Verringerung des Verhältnisses Signal/Rauschen zu ver-

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meiden, sollte die Wellenlängenverteilung der Anregungsstrahlen anders und möglichst verschieden von der Wellenlängenverteilung des Lichtes sein, das von dem anregbaren Leuchtstoff emittiert wird.

Um diese Anforderung zu erfüllen, sollte der anregbare Leuchtstoff Licht mit einer Wellenlänge emittieren, die im Bereich von 300 bis 500 nm liegt. Nach einer bevorzugten Ausführungsform wird beispielsweise ein Leuchtstoff verwendet, der durch Seltene Erden aktivierte, fluoreszierende Halogene der Erdalkalimetalle enthält.

Ein Beispiel eines solchen Phosphors wird in der Japanischen Patentanmeldung No. 53(1978)-84742 beschrieben und kann durch.die Gleichung (Ba₁ , Mg , Ca ) FX:aEu² dar-

I—χ—y χ y

gestellt werden, wobei χ wenigstens eins der Elemente Cl und Br bedeuten, χ und y positive Zahlung sind, welche die Ungleichungen 0<x+y=0,6 und xy j* O erfüllen und a

—6 < K —2 eine Zahl ist, welche die Ungleichung 10 = a = 5 χ 10 erfüllen. Ein weiteres Beispiel eines solchen Leuchtstoffes wird in der Japanischen Patentanmeldung No. 53 (1978)-84744 beschrieben, und kann durch die Gleichung (Ba₁ , M x) FX:yA

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dargestellt werden, wobei Il wenigstens eins der Elemente Mgf Ca, Sr, Zn und Cd, X wenigstens eins der Elemente Cl, Br und I, A wenigstens eins der Elemente Eu,. Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb und Er, χ eine Zahl, welche die Ungleichung 0 = χ = 0,6 und y eine Zahl sind, welche die Ungleichung 0 = y = 0,2 erfüllt. Weiterhin kann gemäß der vorliegenden Erfindung ein anregbarer Leuchtstoff verwendet werden, der durch die Gleichung ZnSrCu, Pb; BaCxAl₉O-:Eu beschrie-

ben wird, wobei 0,8 = χ = 10 ist; ein weiterer verwendbarer Leuchtstoff hat die Formel M OrxSiO-rA, wobei M eins der Elemente Mg, Ca, Sr, Zn, Cd oder Ba, A eins der Elemente Ce, Tb, Eu, Tm Pb, Tl, Bi oder Mn und χ eine Zahl ist, welche die Gleichung 0,5 = χ ^ 2,5 erfüllt; nähere Einzelheiten werden in der Japanischen Patentanmeldung No. 53(1978)-84740 erläutert. Weiterhin kann als anregbarer Leuchtstoff ein Ma-

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terial verwendet werden, das durch die Gleichung LnOX:xA beschrieben wird, wobei Ln wenigstens eins der Element La, Y, Gd und Lu, X wenigstens eins der Element Cl und Br, A wenigstens eins der Elemente Ce und Tb, und χ eine Zahl sind, welche die Gleichung 0 < χ < 0,1 erfüllt; ein solcher Leuchtstoff wird im Detail in der japanischen Patentanmeldung No. 53(1978)-84743 beschrieben. Von den oben angegebenen Leuchtstoffen wird besonders der Leuchtstoff bevorzugt, der auf den Fluorhalogeniden der Erdalkalimetalle aufbaut, die durch Seltene Erden aktiviert worden sind; in Anbetracht der hohen Intensität der Lichtemission werden Barium-Fluorhalogene besonders bevorzugt.

Weiterhin sollte die Leuchtstoffschicht der Platte aus anregbarem Leuchtstoff, die aus dem oben angegebenen Leuchtstoff besteht, durch Pigmente oder Farbstoffe gefärbt werden, um die Schärfe der erhaltenen Abbildung zu verbessern, wie es in der japanischen Patentanmeldung No. 54(1979)-71604 vorgeschlagen wird.

Die Erfindung schafft also ein Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, bei dem ein Strahlungsbild einmal in einem anregbaren Leuchtstoff aufgezeichnet und dann ausgelesen und auf einem Aufzeichnungsmaterial·wiedergegeben wird; die Gradation des Strahlungsbildes wird verarbeitet, um den Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Abbildung für Diagnosezwecke zu verbessern. Das Strahlungsbild wird durch Abtastung des anregbaren Leuchtstoffes mittels Anregungsstrahlen ausgelesen, so daß der Leuchtstoff Licht emittiert, dessen Menge der in dem Leuchtstoff gespeicherten Strahlungsenergie entspricht. Das emittierte Licht wird festgestellt und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Der Pegel des elektrischen Signals wird in der Weise umgewandelt, daß der maximale Pegel des Signals, das der maximalen Dichte des _o Strahlungsbildes entspricht, in einen Pegel umgewandelt wird,

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der in der wiedergegebenen Abbildung auf einem Aufzeichnungsmaterial zu einer optischen Dichte von 1,5 bis 2,8 führt, während der minimale Pegel, welcher der minimalen Dichte entspricht, in einen Pegel umgewandelt wird, der zur optischen Dichte der Schleierschwärzung des Aufzeichnungsmaterials bis zur Schleierschwärzung +0,3 führt. Die Dichte-Kurve in einem Koordinatensystem, bei dem die Ordinate die optische Dichte und die Abszisse den Pegel des elektrische« Signals darstellen, hat von dem minimalen Wert bis zum maximalen Wert einen positiven Gradienten.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden, schematischen Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen

Fig. 1 eine graphische Darstellung der Kurve Dichte/ Signal, welche die nach der vorliegenden Erfindung durchgeführte Verarbeitung der Gradation darstellt,

Fig. 2 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Auswertung des Wirkungsgrades und der Genauigkeit der Diagnose und der Verringerung der Dichte, die bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird, um den bevorzugten Bereich der maximalen Verringerung der Dichte zu zeigen,

Fig. 3 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Auswertung des Wirkungsgrades: und der Genauigkeit der Diagnossund der Erhöhung des Pegels des Signales von dem minimalen Pegel Smin bei dem zweckmäßigerweise der Pegel am meisten verringert wird,

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Fig. 4 ein Diagramm des Gesamtaufbaus des Aufzeichnungssystems für Strahlenbilder, bei dem eine Ausführungsform der Einrichtung nach der vorliegenden Erfindung verwendet wird,

Fig. 5 eine Ansicht eines Teils des Systems, bei dem eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet wird, und

Fig. 6 ein Diagramm des Gesamtaufbaus eines Aufzeichnungssystems für Strahlenbilder, bei dem eine weitere Ausführungsform aei Einrichtung nach der vorliegenden Erfindung verwendet wird.

Die Erfindung wird im folgenden im Detail unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 zeigt eine Kurvendarstellung für die Signalumwandlung, wobei auf der Ordinate die optische Dichte (D) und auf der Abszisse der Pegel des elektrischen Signals (S) im logarithmischen Maßstab, also logS, aufgetragen sind. Bei der optischen Dichte (D) handelt es sich um die optische Dichte der schließlich wiedergegebenen Abbildung auf einem. Auf-Zeichnungsmaterial, während der Pegel(S) des elektrischen Signals auf einem elektrischen Signal beruht, das von einer Ausleseeinrichtung für die Abbildung erhalten wird, welche die Bildinformationen aus dem anregbaren Leuchtstoff ausliest. Die graphische Darstellung von Fig. 2 zeigt also eine Kurve für die Funktion der Signalumwandlung. Der maximale Pegel des elektrischen Signals (S) ist durch Smax angedeutet, während seine minimaler Pegel durch Smin angedeutet ist. Die maximale Dichte ist durch Dmax angedeutet und liegt im Bereich von 1,5 bis 2,8, nach einer bevorzugten Ausführungsform von 1,8 bis 2,6; die minimale Dichte ist durch Dmin angedeutet und liegt im Bereich von der Schleierschwärzung bis zur Schleierschwärzung plus 0,3, nach einer bevorzugten Ausfuhrungsform im Bereich von der

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Schleierschwärzung bis zur SchleierSchwärzung plus 0,2.

Das erfindungsgemäße Verfahren zeichnet sich im Grunde dadurch aus, das Smax und Smin so ausgelegt werden, daß sie jeweils Dmax bzw. Dmin entsprechen; der Pegel zwischen diesen Werten wird in eine Funktion f(S), bzw. die lineare Funktion f (S) umgewandelt wie es in Fig. 1 durch die gearde Linie A angedeutet ist, d.h., daß dieser Bereich durch die Gleichung

D = f(S) = f_o(S)

dargestellt werden kann, wie noch näher erläutert wird. Obwohl die Abszisse exakt logS zeigt, wird dieser Pegel einfach durch S gekennzeichnet. Die vorliegende Erfindung zeichnet sich weiterhin dadurch aus, daß die Funktion f(S) einen positiven Gradienten (v* = -S—-^— > 0) hat.

In einer bevorzugten Ausführungsform, wie sie insbesondere für Röntgenaufnahmen bzw. Radiogramme für die medizinische Diagnose geeignet ist, wird die Dichte allgemein verringert, wobei das Ausmaß der Verringerung bei einem vorgegebenen Pegel Sp am größten ist, wie es durch die Linien B1 und B2 angedeutet wird. Das Ausmaß der Verringerung ist durch Δ D eingetragen und wird bei dem vorgegebenen Pegel Sp am größten und wird bei der Entfernung von dem vorgegebenen Pegel Sp allmählich kleiner. Die stärkste Verringerung der Dichte an dem vorgegebenen Pegel Sp ist durch ΔDmax angedeutet.

Durch dieses Verfahren wird der Gradient oder der Kontrast (γ) im Bereich niedriger Dichte gesenkt, wie durch die Linie Bl angedeutet ist, während der Gradient oder Kontrast (γ) im Bereich hoher Dichte erhöht wird, wie durch die Linie B2 angedeutet ist, wodurch sich der Wirkungsgrad und die Exaktheit der Diagnose verbessern lassen. Die größte Verringerung

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der Dichte ADinax sollte zwischen 0 und 0,5 liegen. Wenn ^ Dmax Null ist, ergibt sich die durch die Linie A angedeutete Kurve. Wenn <^Dmax positiv ist, ergibt sich die durch die Linie B angedeutete Kurve. Die größte Verringerung der Dichte sollte nach einer bevorzugten Ausführungsform zwischen 0,1 und 0,45 liegen. In der Präsix sollte die Kurve B einen kontinuierlichen Verlauf (mathematisch: die Ableitung 0g f (S) ist eine kontinuierliche Funktion) haben, so daß sich die Dichte kontinuierlich bzw. stetig und allmählich über den gesamten Bereich zwischen dem maximalen und minimalen Pegel ändert.

Der vorgegebene Pegel Sp, bei dem die Dichte am stärksten verringert wird, sollte nach einer bevorzugten Ausführungsform so ausgewählt werden, daß seine Höhe ρ von dem minimalen Pegel Smin, d.h., ρ = ' ^{in dem Bereicn von} 0,1 bis 0,7 liegt, um den Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose zu verbessern.

Wenn die Höhe ρ kleiner als 0,1 ist, liegt der Pegel Sp, bei dem die Dichte am meisten verringert wird, zu nahe bei dem minimalen Pegel Smin und der Gradient y* liegt zu nahe bei 0 oder wird negativ, während der Kontrast zu gering oder umgekehrt wird, wodurch sich eine Verschlechterung des Wirkungsgrades und der Genauigkeit der Diagnose ergeben. Wenn die Höhe ρ mehr als 0,7 beträgt, liegt der Pegel Sp zu nahe bei Smax, der Gradient tf wird über den größten Teil des Pegels gesenkt und die Gradation wird ähnlich zu der Gradation, wie sie erhalten wird, wenn Dmax einfach verringert wird; dadurch ergibt sich jedoch keine Verbesserung der Genauigkeit oder des Wirkungsgrades der Diagnose. Als Beispiel für einen Pegel Sp, der die oben erwähnte Beschränkung von ρ erfüllt, kann ein mittlerer Signalpegel (S) oder der Pegel ,(sm) des Signals mit maximaler Frequenz verwendet werden. Hierzu kann das einfache arithmetische Mittel von Smax und Smin, d.h., ^ eingesetzt werden.

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Die oben erwähnte Bedingung, daß der, Gradient γ immer positiv sein sollte, ist erforderlich, damit der Kontrast nicht umgekehrt wird; die andere Bedingung, daß die Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten ~-σ~~ immer positiv oder 0 sein sollte, wira zur Verbesserung des Wirkungsgrades und der Genauigkeit der Diagnose, bei Radiogrammen für die medizinische Diagnose bevorzugt . Gemäß Fig. 1 bedeutet die zuletzt erwähnte Bedingung, daß die Kurve einen ansteigenden Gradienten wie die Kurve B hat, bei der der Kontrast zunimmt, wenn die Dichte der Abbildung zunimmt. Dadurch läßt sich der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose verbessern. Die Änderungsgeschwindigkeit kann teilweise positiv und teilweise 0 sein. Wenn die Änderungsgeschwindigkeit immer 0 ist, wird die Kurve zur geraden Linie A.

Für die Pegel außerhalb des Bereiches zwischen Smax und Smin sollte die Kurve kontinuierlich und stetig von den beiden Enden der Kurve A oder B verlaufen, wie es durch die Kurven C und D in Fig. 1 angedeutet ist, da es unmöglich ist, die Kurve so weit nach oben und nach unten zu verlängern; dies ist auf die begrenzte Dichte des Aufzeichnungsmaterials zurückzuführen.

Die Gründe für die oben erwähnten, verschiedenen Anforderungen sollen im folgenden im einzelnen unter Bezugnahme auf Daten erläutert werden, die bei verschiedenen Tests erhalten wurden.

Die mit dem Verfahren nach der vorliegenden Erfindung erhaltenen Ergebnisse können nicht einfach durch normale Faktoren für die Auswertung von' photographischen Abbildungen bewertet werden, wie beispielsweise Schärfe, Körnigkeit und Kontrast, sondern sollten subjektiv ausgewertet werden, um die Auswertung der Ergebnisse zu ermöglichen, wurdei deshalb die Strahlungsbilder, die gemäß der vorliegenden Erfindung erhalten wurden, durch sechs Radiologen ausgewertet, und zwar zusammen mit Strahlungsbildern, die mit herkömmlichen Ver-

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fahren oder Verfahren erhalten wurden, bei denen die Bedingungen der vorliegenden Erfindung nicht vollständig erfüllt wurden.

Dabei wurden die folgenden Bewertungsmaßstäbe angelegt:

+2 : Der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden im Vergleich mit herkömmlichen Radiogra'mmen stark verbessert;

+1 : der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden im Vergleich mit herkömmlichen Radiogrammen verbessert;

0 : Der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden kaum verbessert;

-1 : der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden im Vergleich mit den herkömmlichen Radiogrammen verringert;

-2 : der Wirkungsgrad und die Genauigkeit wurden im Vergleich mit den herkömmlichen Radiogrammen stark verringert.

Mit den oben angegebenen Auswertungsbedingungen wurden 20 Beispiele für Strahlungsbilder wie folgt ausgewertet:

Normales Bild	Vordere Brust	6	Proben
	Bauch bzw. Unterleib	2	Il
Kontrastbild	Magen	3	Il
	Unterleib bzw. Bauch	4	It
	Angiogramm	3	Il
Tomogramm	Brust	2	Il

Für die vergleichende Auswertung wurden als herkömmliche Radiogramme verschiedene Röntgenstrahlen-Filmbilder verwendet, die durch Film/Schirm-Systeme erhalten wurden.

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Die Ergebnisse der Auswertung sind in Fig. 2 und 3 dargestellt. Fig. 2 zeigt die Beziehung zwischen dem Mittelwert der bei der .Auswertung erhaltenen Werte, die längs der Ordinate dargestellt sind, und der maximalen Verringerung ^k Dmax bei dem vorgegebenen Pegel Sp, wobei die Höhe ρ = 0,35 längs der Abszisse aufgetragen ist. Wie man Fig. 2 entnehmen kann, wird der bei der Auswertung erhaltene Wert im Bereich von 0 bis 0,5 Δ Dmax nicht kleiner als +1. Außerhalb dieses Bereichs fällt die Auswertung merklich unter +1 ab. In dem Bereich zwischen 0,1 und 0,45 wird die Auswertung nicht geringer als +1,5. Außerdem wurde bestätigt, daß der gleiche Bereich zweckmäßigerweise dann verwendet wird, wenn der Wert für Sp auf eine Höhe von 0,2 und 0,6 ausgewählt wird.

Fig. 3 zeigt die Beziehung zwischen der mittleren Auswertung, die auf der Ordinate aufgetragen ist, und der Höhe ρ des Pegels Sp von Smin, wie sie oben definiert wurde, und zwar in Fig. 3 in Prozenten dargestellt , die auf der Abszisse aufgetragen wurden. Wie man in Fig. 3 erkennen kann, wird die Auswertung im Bereich von 10 % bis 70 % nicht kleiner als + 1. Außerhalb dieses Bereiches fällt die Auswertung merklich unter +1. Im Bereich zwischen 20 % und 60% wird die Auswertung nicht kleiner als +1,5. Die maximale Verringerung Λ Dmax wurde in diesem Fall auf 0,3 eingestellt. Außerdem wurde bestätigt, daß zweckmäßigerweise der gleiche Bereich verwendet wird, wenn ΔDmax als 0,1 und 0,45 ausgewählt wird.

Die vorliegende Erfindung soll im folgenden im Detail unter Bezugnahme auf bevorzugte Ausführungsformen beschrieben werden, wie sie in den Figuren dargestellt sind.

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Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform eines Aufzeichnungssystems für Strahlungsbilder, bei dem die vorliegende Erfindung verwendet wird; dabei wird die augenblicklich bzw. momentan von einem anregbaren Leuchtstoff emittierte Lichtmenge zum Zeitpunkt der Belichtung durch eine Aufzeichnungsstrahlung festgestellt und dazu verwendet, die maximalen und minimalen Werte des Signals S zu bestimmen, das für die Wiedergabe der Abbildung eingesetzt wird. Die Lichtmenge, die von dem anregbaren Leuchtstoff zum Zeitpunkt der Aufzeichnung momentan bzw. augenblicklich emittiert wird, ist durch V angedeutet, während die Lichtmenge, die von dem anregbaren Leuchtstoff bei der Anregung emittiert wird, durch S angedeutet ist. Der maximale und minimale Wert Vmax bzw. Vmin werden als der maximale bzw. minimale Wert Smax bzw. Smin des Signals verwendet.

Wie man in Fig. 4 erkennen kann, wird in einem Abbildungseingabebereich 1 eine Röntgenstrahlenquelle 10 zur Herstellung eines Strahlungsbildes eines Objektes 11 auf einem Flächengebilde,beispielsweise einem Blatt, 12 aus einem anregbaren Leuchtstoff verwendet. Die auf dem anregbaren Leuchtstoff bzw. Phosphor 12 aufgezeichnete Abbildung wird in einem Auslesebereich 3 ausgelesen und in einem Aufzeichnungsbereich 4 aufgezeichnet. Um die notwendigen Informationen, wie beispielsweise Smax und Smin zu erhalten, ist ein Informationseingabebereich 2 vorgesehen, der mit dem Auslesebereich 3 verbunden ist.

Wenn das Blatt 12 aus dem Leuchtstoff in dem Abbildungseingabebereich 1 durch die Röntgenstrahlen belichtet wird, emittiert das Blatt 12 aus dem Leuchtstoff momentan bzw. augenblicklich Licht. Das emittierte Licht wird durch eine Matrix von Photodetektoren 20 festgestellt, die sich hinter dem Blatt 12 aus dem Leuchtstoff befinden und es in ein elektrische Signal mit einem Pegel umwandeln, der der emittierten Lichtmenge V entspricht. Als Photodetektoren

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d.h., als lichtempfindliche Elemente, können Photodioden eingesetzt werden, die in einer Matrix von 6 χ 6 = 36 angeordnet sind und das Blatt 12 tiberstreichen, das beispielsweise eine Fläche von 30 cm χ 30 cm hat. Das Ausgangssignal der Photodetektoren 20 wird durch integrierende Verstärker 21 integriert; das Ausgangssignal wird durch Halte- bzw. Speicherschaltungen 22 gehalten bzw. gespeichert. Die Ausgangssignale V1, V2 ... Vn der Haiteschaltungen 22 werden in einem Multiplexer 23 für die Durchführung der Umschaltung eingegeben. Das durch die Umschaltung erhaltene Ausgangssignal wird auf eine Maximum/Minimum-Diskriminatorschaltung 24 geführt, wie beispielsweise eine Spitzenhalteschaltung, um die Maximal-bzw. Minimalwerte Vmax bzw. Vmin zu bestimmen. Der minimale Wert Vmin wird in eine Hochspannungsquelle 25 eines Photomultipliers bzw. Photoelektronenvervielfachers 32 des Ausleseabschnittes gegeben, um dessen Verstärkungsfaktor einzustellen; der Minimalwert Vmin wird zur Änderung der Spannung der Hochspannungsquellen mittels eines Servomotors oder einer ähnlichen Einrichtung verwendet. Als Alternative kann der minimale Wert Vmin auch dazu eingesetzt werden, den Verstärkungsfaktor des Photoeiektronenvervielfachers 32 zur Änderung von dessen Ableitungs- bzw. Nebenschluß- bzw. Vorbelastungs-Widerstand zu.steuern. Der maximale Wert Vmax wird zusammen mit dem minimalen Wert Vmin auf eine Teilerschaltung 26 gegeben, um Gamma, d.h., den Gradienten γ, einzustellen. Die Teilerschaltung 26 gibt also das Verhältnis Vmax/Vmin aus, das gleich Gamma (Vmax/Vmin = AV = γ) ist. Das Ausgangsisignal Av wird zur Änderung des Verstärkungsfaktors des Verstärkers eingesetzt, um dadurch γ im Ausleseabschnitt zu variieren.

Im Ausleseabschnitt 3 wird der anregbare Leuchtstoff 12, auf den ein Röntgenstrahlenbild des Objektes 11 aufgezeichnet worden ist, durch einen Laserstrahl 30a von einer Laser-

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strahlquelle 30 abgetastet; dieser Laserstrahl 30a trifft über einen Abtastspiegel 31 auf den Leuchtstoff 12 auf. Das mit dem Bezugszeichen 12a versehene Licht, das bei der Abtastung durch den Laserstrahl 30a emittiert wird, wird durch einen Photomultiplier bzw. Photoelektronenvervielfacher 32 ausgelesen. Das Ausgangssignal des Photoelektronenvervielfachers 32 wird durch einen Verstärker 33 verstärkt, durch eine log-Umwandlungsschaltung 34 logarithmisch umgewandelt und dann sein Gradient durch eine Gamme (γ)-Umwandlungsschaltung 35 geändert. Dadurch wird die gerade Linie A von Fig. 1 erhalten. Die gerade Linie wird dann durch eine' nicht lineare ümwandlungsschaltung 36 einer nicht linearen Verarbeitung unterworfen, wodurch die Kurve B in Fig. 1 erhalten wird. Anschließend wird die durch diese Kurve dargestellte Funktion in einen Lichtmodulator 41 eingegeben, der sich in dem Aufzeichnungsabschnitt 4 befindet.

In dem Aufzeichnungsabschnitt 4 wird ein Laserstrahl 40a von einer Laserstrahlquelle 40 für die Aufzeichnung durch den Lichtmodulator 41 moduliert und durch einen Abtastspiegel 42 auf ein lichtempfindliches Material 43 abgetastet, wie beispielsweise einem photographischen Film; dadurch wird ein sichtbares Strahlungsbild erzeugt.

Als Laserstrahlquelle 30 für das Auslesen der Abbildung in dem Auslesebereich 3 und Laserstrahlquelle 40 für die Aufzeichnung der Abbildung in dem Aufzeichnungsabschnxtt 4 kann beispielsweise ein He-Ne-Laser eingesetzt werden.

Das Blatt 12 aus dem anregbaren Leuchtstoff in dem Auslesebereich 3 und das lichtempfindliche Material 43 in dem Aufzeichnungsabschnxtt 4 werden synchron zueinander in einer Richtung senkrecht zur Abtastrichtung durch die Spiegel 31 und 42 bewegt.

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Es wird darauf hingewiesen/ daß die Aufzeichnung von dem Auslesen getrennt werden kann, indem beispielsweise das ausgelesene Signal einmal auf ein Band oder einen ähnlichen Aufzeichnungsträger aufgezeichnet und das aufgezeichnete Signal bei der Aufzeichnung in den Aufzeichnungsabschnitt 4 eingegeben wird. Außerdem muß das Aufzeichnungssystem in dem Aufzeichnungsabschnitt 4 nicht direkt unter Verwendung eines Laserstrahls aufzeichnen, sondern es kann sich auch um eine indirekt arbeitende Ausführungsform handeln, bei der das ausgelesene Signal einmal auf einer Kathodenstrahlröhre dargestellt und die Abbildung auf der Kathodenstrahlröhre photographiert und damit auf einen photographischen Film aufgezeichnet wird. Es ist selbstverständlich auch möglich, die Abbildung mittels Wärmestrahlen auf ein wärmeempfindliches Material aufzuzeichnen. Auch andere, zur Verfügung stehende Aufzeichnungsverfahren können eingesetzt werden.

Bei der oben beschriebenen Ausführungsform werden der maximale und der minimale Viert Vmax bzw. Vmin mittels der Maximum/Minimum-Diskriminatorschaltung 24 erhalten. Es ist jedoch auch möglich, diese Werte Vmax, Vmin mittels einer digitalen Schaltung zu berechnen, nachdem durch Schalten des Multiplexers 23 die Werte V1, V2 ... Vn einer Analog/ Digital-Uirityandlung unterworfen worden sind; die Analog/ Digital umgewandelten Werte können in einem digitalen Speicher gespeichert werden. Bei dieser Berechnung werden also der maximale und der minimale Wert durch Vergleich der Werte V1, V2 ... Vn erhalten; bei einem anderen Berechnungsverfahren werden die Werte für Vraax und Vmin durch die" folgenden Gleichungen berechnet:

Vmax = V + 2 c"
(
Vmin = V - 2 6

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wobei eine Dispersion 6 verwendet wird, die durch

„ - ₁ ^7 η - 1

dargestellt wird;

dabei ist η die Zahl der Photodetektoren und V der Mittelwert für Vi.

Weiterhin kann bei der obigen Ausführungsform die Einstellung des Verstärkungsfaktors des Photoelektronenvervielfachers 32 sowie die Einstellung von Gamma durch Umschaltung bzw. Umänderung der Kanäle durchgeführt werden. Wenn in diesem Fall Vmax und Vmin analoge Werte sind, wird ein Analogschalter verwendet. Wenn diese Werte digitale Werte sind, wird ein Digitalschalter verwendet, um die Kanäle umzuschalten. Weiterhin wird die Einstellung des. Verstärkungsfaktors durch Änderung der Spannung der Hochspannungsquelle des Photoelektronenvervielfachers 32 bei der obigen Ausführungsform durchgeführt. Dies kann durch eine Ausführungsform ersetzt werden, bei der der Verstärkungsfaktor des Verstärkers 33 für die Verstärkung des Ausgangssignals des Photoelektronenvervielfachers 32 geändert werden kann. Da jedoch das Rauschen des Verstärkers 33 bei dieser Erhöhung des Verstärkungsfaktors ebenfalls verstärkt wird, sollte die Einstellung des Verstärkungsfaktors nach einer bevorzugten Ausführungsform durch Änderung des Verstärkungsfaktors des Photoelektronenvervielfachers 32 erfolgen.

Fig. 5 zeigt eine weitere Ausführungsform, bei der Röntgenstrahlen 50a von einer Röntgenstrahlenquelle 50 durch ein Flächengebilde , insbesondere ein Blatt 52 aus einem anregbaren Leuchtstoff und von einem Monitor-Blatt 53 aus einem Leuchtstoff empfangen werden, das sich hinter dem Blatt 52 befindet. Die durch ein Objekt 51 verlaufenden

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Röntgenstrahlen 50a enthalten also Strahlungsbild-lnformationen und können durch mehrere Photodetektoren 54, die sich hinter dem Monitor-Blatt 53 aus dem Leuchtstoff befinden, gleichzeitig mit der Aufzeichnung der Abbildung in dem anregbaren Leuchtstoff 53 festgestellt werden. Als Monitor-Blatt aus einem Leuchtstoff 53 kann beispielsweise eine Zn(Cd)S:Ag-Platte eingesetzt werden. Als Photodetektoren 54 kann eine Matrix aus Stift-Photodioden von 5x5= 25 Exemplaren verwendet werden. Da angenommen wird, daß die von dem Monitorblatt 53 aus dem Leuchtstoff emittierte Lichtmenge proportional zu der von dem anregbaren Leuchtstoff 22 bei der Anregung zum Zeitpunkt des Auslesens emittierten Lichtmenge ist, kann das Ausgangssignäl der Photodetektoren 54 auf die gleiche Weise wie.das Ausgangssignal der Photodetektoren 20 bei der obigen Ausführungsform behandelt werden, um eine ähnliche Verarbeitung der Gradation durchzuführen.

Fig. . 6 zeigt eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Bei dieser Ausführungsform werden Smax und Smin durch das Auslesen des Signals von einem Blatt 62 aus einem stimulierbaren Leuchtstoff durch einen Photoelektronenvervielfacher 63 bei der Anregung des Blattes 62 mit einem Laserstrahl von einer Laserstrahlquelle 60 erhalten. Die Laserstrahlquelle 60 emittiert einen Laserstrahl, der auf dem Blatt 62 aus anregbarem Leuchtstoff mittels eines Spiegels 61 abgetastet wird.' Das Ausgangssignal des Photoelektronenvervielfachers 63 wird durch einen Verstärker 64 verstärkt, dann durch eine log-Umwandlungsschaltung 65 einer logarithmischen Umwandlung unterworfen und schließlich durch einen Anaiog/Digital-Wandler 66 in einen digitalen Wert umgesetzt. Die gesamten, in den digitalen Wert umgewandelten Informationen werden in einem Speicher 67 gespeichert, wie beispielsweise einer magnetischen Scheibe oder einem ähnlichen Aufzeichnungsträger. Andererseits werden die Werte für Smax bzw. Smin

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mittels einer Maximum/Minimum-Diskriminatorschaltung 68 erhalten und dann in einen weiteren Speicher 69 gespeichert.

Dann werden alle Bildinformationen von dem Speicher 67 und die Werte für Smax und Smin von dem Speicher 69 in eine digitale, arithmethische Einheit 70, beispielsweise einen Rechner, gegeben, wobei der Wert für Smin in Dmin und der Wert für Smax in Dmax umgewandelt und der Pegel zwischen diesen Werten entsprechend der gewünschten Umwandlungsfunktion geändert wird. Das Ausgangssignal der digitalen arithmetischen Einheit 70a wird mittels eines Digital/Analog-Wandlers 71 einer Umsetzung in ein analoges Signals D unterworfen; mittels dieses analogen Signals D wird ein Lichtmodulator 72 moduliert. Durch das Ausgangssignal des Lichtmodulators 72 wird die Aufzeichnungslichtquelle 73 moduliert. Das modulierte Licht wird mittels einer Kondensorlinse 74 auf ein lichtempfindliches Material 75 konvergiert, wie beispielsweise einen photographischen Film? das lichtempfindliche Material 75 wird in einer zweidimensionalen Ebene bewegt, um ein Strahlungsbild wiederzugeben. Das Blatt 62 aus dem Leuchtstoff wird in der Richtung senkrecht zu der Abtastrichtung durch den Abtastspiegel 61 bewegt, so daß es als Ergebnis hiervon zweidimensional abgetastet wird.

Abschließend wird noch darauf hingewiesen, daß das Ausgangssignal des Digital/Analog-Wandlers 61 auf einen Lichtmodulator eines Aufzeichnungssystems mit Laserabtastung gegeben werden kann, wie es in Fig. 1 dargestellt ist.

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Leerseite

Claims

PATENTANWÄLTE

A. GRÜNECKER

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H. KINKELDEY

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W. STOCKMAlR

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K. SCHUMANN

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P. H. JAKOB

D4O.-IOG

G. BEZOLD

GlPlOfM

8 MÜNCHEN

MAXIMIUANSTRASSE A3

28. Feb. 1980

P 14 828

Photo EiIm Co., Ltd.
210* Nakanuma, Minamiashigara-shi, Kanagawa-ken, Japan

Verfahren zur Verarbeitung der Gradation
und Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens für ein Aufzeichnungssystem für .
Strahlungsbilder

1yVerfahren zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes durch Verarbeitung eines elektrischen Signals für ein Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, bei dem ein Strahlungsbild in einem anregbaren Leuchtstoff in einem Muster der darin gespeicherten Strahlungsenergie aufgezeichnet wird, der anregbare Leuchtstoff durch stimulierende Strahlen abgetastet wird, um Licht in einer Menge zu emittieren, die proportional zu dem Pegel der gespeicherten Strahlungsenergie ist, bei dem weiterhin das emittierte Licht in ein elektrisches Signal mit einem Pegel umgewandelt wird, der dor emittierten Lichtmenge entspricht, und bei dem eine sichtbare, dem Strahlungsbild entsprechende Abbildung mittels eines elektrischen Signals auf einem Aufzeichnungsmaterial

TEUEFON (080)

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TELEX 0S-3O3BO

TEi₁EQBAMME

Q3"Or;'-*V.»

TEtEKOPlERER

wiedergegeben wird, dadurch gekennzeich net, daß das elektrische Signal bei seinem minimalen und seinem maximalen Pegel so verarbeitet wird, daß das Strahlungsbild der dem minimalen Pegel des elektrischen Signals entsprechenden Dichte auf dem Aufzeichnungsmaterial mit einer optischen Dichte im Bereich von der Schleierschwärzung zu der Schleierschwärzung plus 0,3, ausgedrückt in der optischen Dichte, wiedergegeben wird, und daß das Strahlungsbild der dem maximalen Pegel des elektrischen Signals entsprechende^ Dichte auf dem Aufzeichnungsmaterial in einer optischen Dichte im Bereich von 1,5 bis 2,8, ausgedrückt in der optischen Dichte, wiedergegeben wird, und daß das elektrische Signal des Pegels im Bereich zwischen dem maximalen und dem minimalen Pegel so verarbeitet wird, daß die Ableitung (/= ) einer Dichtekurve (D=f(S)), die in einem Koordinatensystem gezeichnet ist, bei dem die Ordinate die optische Dichte (D) der auf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen Abbildung und die Abszisse den Pegel des elektrischen Signals (S) darstellt, immer positiv (y> o) ist.
2. Verfahren zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes für ein Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dichtekurve die folgenden Bedingungen erfüllt:

Df = f (Smin) = Df + 0,3 1,5 = f(Smax) = 2.8, und f(Sp)< - f_o(Sp)

wobei Smin und Smax der minimale und maximale Pegel des elektrischen Signals, Sp ein vorgegebener Pegel des elektrischen Signals zwischen Smin und Smax (Smin < Sp < Smax), f(Smin), f(Smax) und F(Sp) die optischen Dichten der wiedergegebenen Abbildung, die dem elektrischen Signal mit den Pegeln Smin, Smax bzw. Sp entsprechen, Df die Schleier-

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Schwärzung, ausgedrückt in der optischen Dichte, und -f (S) eine lineare Funktion sind, die durch eine gerade Line in der Koordinate dargestellt wird, die durch die beiden Punkte verläuft, bei denen der Pegel des elektrischen Signals den minimalen bzw. maximalen Wert hat (f (Smin) = f(Smin), f (Smax) = f(Smax)).
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Bedingung

- f_o(Sp) - 0,5.= f(Sp) < --f_o(Sp) erfüllt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Bedingung

- f_o(Sp) - 0,45 = f(Sp) = - f_o (Sp) - 0,1 erfüllt wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch ge kennzeichnet, daß der vorgegebene Pegel Sp die Gleichung

- °'⁷ erfüllt.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Gleichung

0,2 ^ -Sp - Smin $

Smax - Smin
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Ableitung der Dichtekurve positiv oder Null (B² f(-S)=ip£--0 wenigstens im Bereich unter dem

eis^{5 ö}·^
vorgegebenen Pegel (S < Sp) ist.

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8. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Ableitung der Dichtekurve wenigstens in dem Bereich unter dem vorgegebenen Pegel (s < Sp) kontinuierlich bzw. stetig ist.
9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Ableitung der Dichtekurve über den gesamten Bereich von dem minimalen Pegel zu dem maximalen Pegel (Smin < S < Smax) positiv oder Null [sLL £ (S) = J^— > 0) ist. ^OS
10. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Ableitung der Dichtekurve über den gesamten Bereich von dem minimalen Pegel zu dem maximalen Pegel (Smin < S < Smax) kontinuierlich bzw. stetig.
11. Einrichtung zur Verarbeitung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem"Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, das eine Ausleseeinrichtung für die Strahlungsbilder mit einer Abtasteinrichtung zur Abtastung eines anregbaren, ein Strahlungsbild gespeichert enthaltenden Leuchtstoffes mit anregenden Strahlen, eine Leseeinrichtung für das Auslesen des gespeicherten Strahlungsbildes durch Feststellung des von dem anregbaren Leuchtstoff bei der Anregung emittierten Lichtes und zur Umwandlung des Lichtes in ein elektrisches Signal mit einem Pegel, welcher der emittierten Lichtmenge entspricht, eine Signalverarbeitungseinrichtung für die Verarbeitung des elektrischen Signals, einen von dem verarbeiteten elektrischen Signal gesteuerten Modulator und eine von dem Modulator gesteuerte Aufzeichnungseinrichtung zur Wiedergabe einer Abbildung, die dem in dem anregbaren Leuchtstoff aufgezeichneten Strahlungsbild entspricht, auf einem Aufzeichnungsmaterial aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalverarbeitungseinrichtung einen Signalwandler, der das elektrische Signal des minimalen Pegels, der der mi-

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nimalen Menge des von dem anregbaren Leuchtstoff emittierten Lichtes entspricht, auf einen Pegel, der in der optischen Dichte der auf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen Abbildung im Bereich von der Schleierschwärzung des Aufzeichnungsmaterials zu der Schleierschwärzung plus 0,3, ausgedrückt in der optischen Dichte, führt, weiterhin das elektrische Signal mit dem maximalen Pegel, der der maximalen, von dem anregbaren Leuchtstoff emittierten Lichtmenge entspricht, auf einen Pegel, der in der optischen Dichte der auf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen Abbildung im Bereich von 1,5 bis 2,8 ausgedrückt in der optischen Dichte, führt, und das elektrische Signal des Pegels zwischen dem minimalen Pegel und dem maximalen Pegel auf einen Pegel umwandelt, der zu einer optischen Dichte der auf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen Abbildung führt, die bei einem Anstieg des Pegel& des elektrischen Signals monoton ansteigt.
12. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Leseeinrichtung einen photoelektrischen Wandler, der die Menge des empfangenen Lichtes in ein elektrisches Signal mit einem Pegel umwandelt, der der Lichtmenge entspricht, und einen Verstärker aufweist, der das von dem photoelektrischen Wandler erhaltene elektrische Signal verstärkt, und daß die Signalverarbeitungseinrichtung eine Einrichtung zur Durchführung einer logarithmischen Umwandlung und einer nichtlinearen Umwandlung des Ausgangssignals des Verstärkers aufweist.
13. Einrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordnung zur Steuerung des Verstärkungsfaktors des photoelektrischen Wandlers ist.
14. Einrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordnung zur Steuerung des Verstärkungsfaktors des Verstärkers ist.

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15. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Aufzeichnungseinrichtung eine Aufzeichnungseinrichtung mit Laserstrahlabtastung ist, und daß der Modulator ein Lichtmodulator ist.
16. Einrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordnung zur Feststellung des Lichtes, das von dem anregbaren Leuchtstoff zu dem Zeitpunkt emittiert wird, bei dem Strahlungsbilder durch Belichtung mit einer durch ein Objekt verlaufenden Strahlung in dem anregbaren Leuchtstoff aufgezeichnet werden und eine Anordnung zur Feststellung des Minimums und des Maximums des emittierten Lichtes aufweist.
17. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Einrichtung zur Feststellung des Lichtes, das von einem hinter dem anregbaren Leuchtstoff angeordneten blattförmigen Monitor aus einem Leuchtstoff zu dem Zeitpunkt emittiert wird, zu dem das Strahlungsbild durch Belichtung mit einer durch ein Objekt verlaufenden Strahlung in dem anregbaren Leuchtstoff aufgezeichnet wird, und eine Anordnung zur Feststellung des Minimums und des Maximums der emittierten Lichtmenge aufweist.
18. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordnung zur Feststellung des minimalen und maximalen Pegels des elektrischen, von der Leseeinrichtung abgegebenen Signals aufweist.

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