DE3007559C2 - Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes und Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens - Google Patents
Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes und Einrichtung zur Durchführung des VerfahrensInfo
- Publication number
- DE3007559C2 DE3007559C2 DE3007559A DE3007559A DE3007559C2 DE 3007559 C2 DE3007559 C2 DE 3007559C2 DE 3007559 A DE3007559 A DE 3007559A DE 3007559 A DE3007559 A DE 3007559A DE 3007559 C2 DE3007559 C2 DE 3007559C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- level
- electrical signal
- minimum
- image
- maximum
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N1/00—Scanning, transmission or reproduction of documents or the like, e.g. facsimile transmission; Details thereof
- H04N1/40—Picture signal circuits
- H04N1/407—Control or modification of tonal gradation or of extreme levels, e.g. background level
- H04N1/4072—Control or modification of tonal gradation or of extreme levels, e.g. background level dependent on the contents of the original
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2012—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using stimulable phosphors, e.g. stimulable phosphor sheets
- G01T1/2014—Reading out of stimulable sheets, e.g. latent image
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes, welches mittels
einer Bildinformation enthaltenden Strahlung in einem stimulierbaren Leuchtstoff aufgezeichnet wird, bcvdem
der stimulierbar Leuchtstoffdurch stimulierende Strahlen abgetastet wird, so daß er Licht proportional zu der
darin gespeicherten Strahlungsenergie emittiert, bei dem weiterhin das emittierte Licht in ein elektrisches
Signal, das der emittierten Lichtmenge entspricht, umgewandelt wird und bei dem ein dem Strahlungsbild entsprechendes
sichtbares Bild mittels eines elektrischen Signals auf einem Aufzeichnungsmaterial wiedergegeben
wird.
Die Erfindung bezieht sich außerdem auf eine Hinrichtung zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, das eine Auslcseeinrichtung 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 Signalverarbeitungscinrichtung für die Verarbeitung des elektrischen Signals, einen von dem verarbeiteten
elektrischen Signal gesteuerten Modulator und eine von dem Modulator gesteuerte Aufzeichnungs-
einrichtung zur Wiedergabe einer Abbildung, die dem in dem anregbaren Leuchtstoff aufgezeichneten Strahlungsbild entspricht, auf einem Aufzeichnungsmaterial aufweist.
Für die medizinische Diagnose werden im allgemeinen Röntgenstrahlen-Filme für die Herstellung von sogenannten Röntgenaufnahmen bzw. Radiogrammen eingesetzt. Da jedoch Röntgenstrahlen für den menschli-
^ chen 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, daO der menschliche Körper nur einmal
Röntgenstrahlen mit relativ geringer Dosis ausgesetzt wird. Andererseils sollten Radiogramme sowohl für
Betrachtungszwecke als auch für die Zwecke der medizinischen Diagnose einen breiten Belichtungsspielraum
iu haben und qualitativ hochwertig sein, also insbesondere einen starken Kontrast, eine große Schärfe und ein
geringes Rauschen haben. Da jedoch die herkömmlichen Röntgengerate so ausgelegt sind, dall 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 Bildqualität
im allgemeinen nicht ausreichend, so daß die oben erwähnten Anforderungen nicht im gewünschten Maße
erfüllt werden.
Unter Berücksichtigung dieser Umstände wurde in der US-PS 38 59 527 vorgeschlagen, die durch ein Objekt
verlaufende Strahlung durch einen antegbaren Leuchtstoff zu absorbieren und dann den Leuchtstoff durch
Lichtenergie anzuregen, so daß der Leuchistoffdie gespeicherte Strahlungsenergie als Licht emittiert; das emittierte Licht kann dann festgestellt und zur Wiederer/cugung einer visuellen Abbildung in ein elektrisches Signal
>u umgewandelt werden. Kin derartiges Verfahren ist auch in der DE-OS 2940454 beschrieben.
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 Vort;i!, 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
:5 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 gewünschten Dichte zu erhalten, und zwar unabhängig von dem Ausmaß der Belichtung des Leuchtstoffes
•ti 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
••5 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 schließlich
erhaltenen Abbildung auf einfache Weise frei ausgewählt werden, indem der Pegei des elektrischen, für die Wiedergabe der Abbildung verwendeten Signals geändert wird: dementsprechend wird es möglich, für jede beliebige Biidart eine Abbiidung mit der gewünschten Dichte zu erhalten. Mit anderen Worten ist bei einem Strah-
w lungsbild 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 erhallen, 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 Abbil
dungsarten zu erhalten. In diesem Sinne ist das oben erwähnte System, welches den anregbaren LeuchtstolTund
eine Gradations-Verarbeitung verwendet, sehr vorteilhaft. Weiterhin werden bei der herkömmlichen Radiographie mehrere Filme mit unterschiedlicher Empfindlichkeit präpariert, um mehreren Verstärkungsschirmen mil
unterschiedlicher Empfindlichkeit angepaßt zu werden. Bei dem obenerwähnten System ist es jedoch nicht notwendig, mehrere Filme mit unterschiedlicher Empfindlichkeit vorzubereiten, da ein bestimmter Filmtyp ver-
5(i schiedenen Belichtungsbedingungen und Empfindlichkeiten des Verstärkerschirms angepaßt werden ' ann,
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 elektri-
sches Signal umgewandelt und schließlich nach der je nach Bedarf erfolgenden Verarbeitung des elektrischen
Signais in ein sichtbares Bild umgewandelt.
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 erhalten.
«ι Um das obenerwähnte 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
<o sich nicht einfach verbessern, indem nur eine »sogenannte gute Abbildung« unter dem Gesichtspunkt der üblichen Faktoren tür 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 ilie Ausnutzung anderer diagnostischer Ansichten oder Aufzeichnungen.
Es gibt also noch keine Möglichkeit, die Verarbeitung des elektrischen Signals, das für die Wiedergabe
des Strahlungsb'ldes verwendet wird, quantativ zu normieren, um auf diese Weise den Wirkungsgrad und die
Genauigkeit der Diagnose /u verbessern.
Es ist deshalb Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Veränderung der >
Gradation eines Strahlungsbildes in einem Aufzeichnungssystem für Strahlungsbilder, das einen anregbaren
Leuc^lslolT verwendet, anzugeben, das sich durch eine hohe Bildqualtität auszeichnet, so dall sich aufgrund der
besseren Auswertungsmöglichkeil des erhaltenen Bildes bessere und genaue Diagnosen stellen lassen.
Diese Aufgabe wird bei einem Verfahren der eingangs genannten Art dadurch gelöst, daß das minimale elektrische
Signal auf dem Aufzeichnungsmaterial mit einer optischen Dichte in dem Bereich zwischen der Schleier- in
dichte und der Schleicrdichte +0,3 und daß das maximale elektrische Signal auf dem Aufzeichnungsmaterial
mit einer optischen Dichte zwischen 1,5 und 2,8 wiedergegeben wird und daß das elektrische Signal in dem
Bereich zwischen dem minimalen und dem maximalen Pegel so verarbeitet wird, daß die Ableitung
einer Dichlekurve [D -ßS)\, die in einem Koordinatensystem gezeichnet ist, bei dem die Ordinate die optische
Achse (D) der auf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergeeebcnen Abbildung und die Abszisse den Pegel des
elektrischen Signals (S) darstellt, immer positiv (γ > 0) ist.
Mit einer Vorrichtung der eingangs genannten Art wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß die Signalverarbci- 3d
tungseinrichtung einen Signalwandler, der das elektrische Signal des minimalen Pegels, der der minimalen
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 Schleierdichte des
Aufzeichnungsmaterial zu der Schleierdichle +0,3, ausgedrückt in der optischen Dichte, fuhrt, weiterhin das
elektrische Signal mit dem maximalen Pegel, der der maximalen, von dem anregbaren LeuchtstofTemittierten :<
Lichtmenge entspricht, auf einen Pegel, der in deroptischen Dichte derauf dem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen
Abbildung im Bereich von 1,5-2,8 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
Ans*;eg des Pegels des elektrischen Signals monoton ansteigt. .'(>
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird 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.
Aufgrund der vorliegenden Maßnahmen werden der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose weiter .'s
erhöht, in dem allgemein 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 größter, gemacht wird. Bei diesem speziellen Verfahren wird der Pegel des
elektrischen Signals um 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, -to
wenn der Pegel von dem vorgegebenen Pegel entfernt ist.
Weiterhin wird gemäß der vorliegenden Erfindung der Wirkungsgrad und die Genauigkeit weiter verbessert,
indem die Änderungsgeschwindigkeit (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 0 gemacht wird. ■»?
Die Einrichtung nach der vorliegenden Erfindung ist gemäß den obengenannten Merkmalen mit einer Signalverarbeitungseinrichtung
versehen, die einen Signalwandler umfaßt, so daß 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 umgewandelt werden kann. so
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 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 m>
Ermittlung der maximalen und minimalen Werte die folgenden Verfahren eingesetzt werden: 1) Die momentane
Lichtemission, die dann beobachtet wird, wenn bei der Aufzeichnung der anregbare LeuchtstotTmit einer
Strahlung belichtet wird (US-Patentanmeldung No. 81917); 2) die Lichtemission, die dann beobachtet wird,
wenn der anregbare Leuchtstoff durch den zum Auslesen dienenden Anregungstrahl 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 Leuchtstoffbefindet, emittiert und beobachtet wird.
',i wenn der anregbare Leuchtstoff der Strahlung ausgesel/t wird.
■j
Um den gewünschten maximalen und minimalen Wert zu bestimmen, d. h., den maximalen und minimalen
«!'ι Pegel des elektrischen Signals beispielsweise in dem Bereich, der der wiederzugebenden Fläche des Objektes
g entspricht, kunn beispielsweise ein Histogramm eingesetzt werden. Im einzelnen werden dabei alle erhaltenen
■| 5 Signalpegel in einen Speicher eingegeben, so daß ein Histogramm unter Verwendung der gespeicherten Signal-
l| pegel hergestellt werden kann. Das so erhaltene Histogramm weist üblicherweise in einem Koordinatensystem.
Ui
bei dem die Ordinate die Frequenz und die Abszisse den Pegel des Signals darstellen, mehrere Spitzen auf. Als
•Q maximaler 'And minimaler Pegel können das obere und untere Ende bestimmt werden, wo die Frequenz auf Null
ΪΛ oder ungefähr 5 % der maximalen Frequenz abfallt. Es ist weiterhin möglich, die beiden Extremwerte durch Ver-
^ erscheinen bei einem Radiogramm des vorderen Brustbereiches drei Spitzen, wobei die Spitze auf dem hoch-
■' sten Signalpegel üblicherweise die maximale Frequenz zeigt, welche die Lungen darstellt. Der Fuß des höheren
.i Signalpegels dieser Spitze, wo die Frequenz auf 5 % oder Null der maximalen Frequenz abfallt, kann als maxima-
0 ler Wert bestimmt werden. Der Fuß des niedrigeren Signalpegels der Spitze aul'deni niedrigsten Signalpegel, der
if Wert bestimmt werden.
/J Bei einem weiteren Verfahren zur Bestimmung des maximalen und minimalen Wertes wird der Signulpegcl
•^ ausgenutzt, der erhalten wird, wenn ein zentralerTcil der Abbildung linear abgetastet wird. Beispielsweise /eigl
'ft
bei einem Mammogramm der Pegel des Signals, das durch lineare Abtastung des Mammogramms über einen
?f dem subkutanen Gewebe und dem Drüsengewebe entspricht. In diesem Falle ändert sich der Pegel stark, wenn
3|j die Abtastung vom Untergrund zur Haut hin durchgeführt wird. Da die Haut in der wiedergegebenen Abbil-
;| dung die höchste Dichte hat, kann der Pegel unmittelbar nach einer starken Änderung des Pegels als maxima-
|: ler Pegel bestimmt werden. Da außerdem das Drüsengewebe die niedrigste Dichte hat, kann als minimaler Pegel
f?| :5 der niedrigste Pegel bestimmt werden, bei dem sich der Pegel schrittweise von der Haut und dem subkutanen
; ? (Jewebe zum Drüsengewebe hin ändert. Als Alternative hierzu ist es auch möglich, den Pegel um den minima-
,ΐ· len Pegel herum in einem Speicher zu speichern und den Minimalwert in dem gespeicherten Pegel als minima-
5·.ι len Pegel zu bestimmen.
U
Der so erhaltene minimale und maximale Pegel werden in Pegel umgewandelt, deren optische Dichte in der
fs ;u wiedergegebenen Abbildung dem Bereich von der Schleierdichtc - im folgenden Schleiersehwärzung genannt - 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 Ausfiihrungsform die Schleierschwärzung bis zur Schlcierschwürzung plus
0,2 und 1.8 bis 2,6.
u/i€ OuCn CrWiiitfiiCri i'mnfariOiürigCri ηΟΠΐΐΟΓί uuTCii UiC lOipCriuCfi x_iiCiCiiürt^Cn üürj^CStCii* *iVCru€fi
1.5 Ξ Dmax = J (Smax) S 2,8
wobei Dmin und Dmax die minimale und maximale Dichte der wiedergegebenen Abbildung und Smin und
Smax der minimale und maximale Pegel des elektrischen Signals oder eines anderen Signals sind, das als mini-4>
maler und maximaler Pegel bestimmt wurde, wie es oben erwähnt wurde. D =/(5) bedeutet eine Funktion des
Signals, welches die optische Dichte in der wiedergegebenen Abbildung darstellt, wobei 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/(S) dargestellt werden kann, wobei der Gradient dieser Funktion
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:
J(SpXf1ASp)
wobei/,(S) eine lineare Funktion bedeutet, die (Smin. Dmin) und (Smax. Dmax) 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 rieh beim Wirkungsgrad und der Genauigkeit der Radiogrammc
für medizinische Zwecke eine Verbesserung ergibi.
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 Sicht-
harkeit praktisch nichl, da das menschliche Auge eine hohe Empfindlichkeit für Bereiche mil niedriger Dichte
hat. 2) Bei Abbildungen von Knochen werden die Details des Muskels rund um den Knochen klar sichtbar.
3) Bei Abbildungen des doppelten kontrastierenden Magens 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 dall die Abbildung der inneren Organe
klar sichtbar wird.
Weiterhin soüte die Funktion D = J'{S) /wischen dem minimalen und dem maximalen Pegel einen solchen
Kurvenverlaurhaben, daß wenigstens in dem Bereich unter einem vorgegebenen Pegel Sp zwischen dem minimalen
und dem maximalen Pegel die Anderlingsgeschwindigkeit des Gradienten
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 5. 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 hut. Im Gegensatz hierzu
werden im Bereich unterhalb des vorgegebenen Pegels Sp der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose
durch eine Variation der Änderungsgeschw indigkeil des Gradienten merklich beeinflußt. Hs scheint, daß in die- :>
sen Bereichen niedriger Dichte die Details des Radiogramms ausreichend vorhanden sind, und daß ihre Sichtbarkeit
sich in Abhängigkeil 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 speiehern kann und bei
optischer Anregung Licht in Abhängigkeit von der gespeicherten Energie emittiert. Die hier gemeinte hoch- .-»
energetische 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 Licht- «
strahl 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 obenerwähnten Bereiches abtrennt, zusammen mit
einer Lichtquelle eingesetzt wird, kann eine Lichtquelle mit einer Lichtwellenlängenverteilung verwendet wer-
f den, die über diesen Bereich hinausgeht.
Als Strahlungsquelle für die Anregungsstrahlen, die Licht mit dem obenangegebenen Wcllenlängcnbereich
emittieren, können ein Kr-Laser (647 nm), ein He-Ne-Lascr (633 nm), verschiedene Arten von lichtemittierenden
Dioden, ein Rhodamin-B-Laser und ähnlicht· 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 durchlaßt,
kann außerdem eine Wolfram-Jod-Lampe mit einer breiten Weilenlängenverteilung eingesetzt werden, weiche
die Strahlen im nahen ultravioletten, das sichtbare Licht und die Infrarotstrahlen überstreicht.
Da das Verhältnis der Anregungsenergie zur emittierten Lichtenergie im allgemeinen 104:1 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 vermeiden, sollte die Welienlängenvertei-
; lung der Anregungsstrahlen anders und möglichst verschieden von der Weilenlängenverteilung des Lichtes
■ä; sein, das von dem anregbaren Leuchtstoff emittiert wird. so
-" 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 ent-
% hält.
f: Ein Beispiel eines solchen Phosphors wird in der japanischen Patentanmeldung No. 53( 1978)—84 742
U beschrieben und kann durch die Gleichung (Ba, , ,'Mg11Ca1)FXIaEu2+ dargestellt werden, wobei X wenig-
'! stens eins der Elemente Cl und Br bedeuten, χ und.v positive Zahlung sind, welche die Ungleichungen 0<.v +.v
~ S0,6 und xy T4O erfüllen und α eine Zahl ist, welche die Ungleichung 10"6SeSS x 10 : erfüllen. Ein weiteres
|! Beispiel eines solchen Leuchtstoffes wird in der japanischen Patentanmeldung No. 53( 1978)—84 744 beschrie-
Jij ben, und kann durch die Gleichung (Ba, ,, M".v) FX:.vA dargestellt werden, wobei M" wenigstens eins der
SI Elemente Mg, Ca, Sr, Zn und Cd, X wenigstens eins der Elemente Cl, Br und I, A wenigstens eins der Elemente
I! Eu1Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho. Nd, Yb, und Er, χ eine Zahl, weiche die Ungleichung 0S.vS0.6 und y eine Zahl sind,
ö weiche die Ungleichung 0 Sy S 0,2 erfüllt. Weiterhin kann gemäß der vorliegenden Erfindung ein anregbarer
Leuchtstoff verwendet werden, der durch die Gleichung ZnS: Cu, Pb; BaO-.vAljO-, :Eu beschrieben wird,
y wobei 0,8 S.vS 10 ist: ein weiterer verwendbarer Leuchtstoffhat die Formel M11O :.vSiQ;: A, wobei M" eins der {-.5
la Elemente Mg, Ca, Sr, Zn, Cd oder Ba, A eins der Elemente Ce, Tb, Eu, Tm, Pb, Ti, Bi oder Mn und χ eine Zahl ist,
g welche die Gleichung 0,5 Sx S2,5 erfüllt; nähere Einzelheiten werden inderjapanischen Patentanmeldung No.
§5 53(1978)-84 740 erläutert. Weiterhin kann als anregbarer Leuchtstoff ein Material verwendet werden, das
durch die Gleichung LnOX :xA beschrieben wird, wobei Ln wenigstens eins der Element La, Y, Gl 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 O < χ < 0,1 erfüllt; ein solcher Leuchtstoff wird im Detail in dar japanischen Patentanmeldung
No. 53(1978)-84 743 beschrieben. Van den obenangegebenen Leuchtstoffen wird besonders der LeuchtstolT
bevorzugt, der auf den Ruorhalogeniden 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 LeuchtsiofFschicht der Platte aus anregbarem Leuchtstoff, die aus dem obenangegebenen
Leuchtstoff besteht, durch Pigmente oder Farbstoffe gefärbt werden, um die Schärfe der erhaltenen Abbildung
tu zu verbessern, wie es in der japanischen Patentanmeldung No. 54(1979)—71 604 vorgeschlagen wird.
Die Erfindung schafft also ein Aufzeichnungssyslem 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 Leuchtstoffgespeicherten 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 Strahlungsbildes entspricht, in einen Pegel
umgewandelt wird, der in der wiedergegebenen Abbildung auf einem Aufzeichnungsmaterial zu einer opti-
2υ sehen 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 Aufzeichnungsmaterial
bis 7ur Schieierschwärzung +0,3 führt. Die Dichte-Kurve in einem Koordinatensystem, bei dem die Ordinate die
optische Dichte und die Abszisse den Pegel des elektrischen 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 zeigt
Fig. 1 eine graphische Darstellung der Kurve Dichte/Signal, welche die nach der vorliegenden Erfindung
durchgefiihrte Verarbeitung der Gradation darstellt,
Fig. 2eine graphische Darstellung der Beziehung '.wischen der Auswertung des Wirkungsgrades und der
Fig. 2eine graphische Darstellung der Beziehung '.wischen der Auswertung des Wirkungsgrades und der
3u 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 Diagnose und der Erhöhung des Pegels des Signales von dem minimalen Pegel Smin, bei dem
zweckmäßigerweise der Pegel am meisten verringert wird,
Fig. 4 ein Diagramm des Gesamtaufbaus des Aufzeichnungssystems für Strahlcnbilder, 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 Aufzeichnungssystem für Strahlenbilder, bei dem eine weilere Ausführungsform der Hinrichtung nach der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Fig. 6 ein Diagramm des Gesamtaufbaus eines Aufzeichnungssystem für Strahlenbilder, bei dem eine weilere Ausführungsform der Hinrichtung 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 Tür die Signalumwandlung, wobei aufder Ordinate die optische Dichte
(D) und aufder Abs/isse der Pegel des elektrischen Signals (S) im logarithmischen Maßstab, also logSaufgelra-
■J5 gen sind. Bei der optischen Dichte (D) handelt es sich um die optische Dichte der schließlich wiedergegebenen
Abbildung auf einem Aufzeichnungsmaterial, während der Pegel (.V) des elektrischen Signals auf einem elektrischen
Signal beruht, das von einer Auslcsccinrichtung für die Abbildung erhalten wird, welche die Bildinlbrmalionen
aus dem anregbaren Leuchtstoff ausliest. Die graphische Darstellung von Fig. 1 zeigt also eine Kurve für
die Funktion der Signalumwandlung. Der maximale Pegel des elektrischen Signals (S) ist durch Sntax angcdeutet,
während sein minimaler Pegel durch Smin angedeutet ist. Die maximale Dichte ist durch Dma.x angedeutet
und liegt im Bereich von 1.5 bis 2.8. nach einer bevorzugten Ausfuhrungsform von 1,8 bis 2,6; die minimale
Dichte ist durch Dmin angedeutet und liegt im Bereich von der Schlcierschwärzung bis zur Schleierschwärzung
plus 0.3. nach einer bevorzugten Ausführungsform im Bereich von der Schlcierschwärzung bis zur Schlcierschwärzung
plus 0.2.
DaserfindungsgemäUe Verfahren zeichnet sich im Grunde dadurch aus.das&na.v unu Smin so ausgelegt werden,
daß sie jeweils Dmax bzw. Dmin entsprechen; der Pegel zwischen diesen Werten wird in eine Funktion / (.V)
bzw. die lineare Funktion/,(.V) umgewandelt, wie es in Fig. I durch die gcr.ide Linie Λ angedcutcl isl.d. h..daß
dieser Bereich durch die Gleichung
dargestellt werden kann, wie noch näher erläutert wird. Obwohl die Ahszi.vse exakt log.V zeigt, wird dieser Pegel
einfach durch .Vgekennzcichncl. Die vorliegende Hrfindung zeichnet sich weiterhin dadurch aus. dall die Funktion
/(S) einen positiven Gradienten
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 Bl 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 5p allmählich kleiner. Die stärkste Verringerung der
Dichte an dem vorgegebenen Pegel Sp ist durch Δ Dmax angedeutet.
Durch dieses Verfahren wird der Gradient oder der Kontrast (y) im Bereich niedriger Dichte gesenkt, wie
durch die Linie B1 angedeutet ist, während der Gradient oder Kontrast (y) im Bereich hoher Dichte erhöht wird,
wie durch die Linie Bl angedeutet ist, wodurch sich der Wirkungsgrad und die Exaktheit der Diagnose verbessern lassen. Die größte Verringerung der Dichte Δ Dmax sollte zwischen 0 und 0,5 liegen. Wenn A Dmax Null ist,
ergibt sich die durch die Linie A angedeutete Kurve. Wenn A 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 Praxis sollte die Kurve B einen kontinuierlichen Verlauf (mathematisch: die
PS
und allmählich über den gesamten Bereich zwischen dem maximalen und minimalen Pegel ändert.
Der vorgegebene Pegel 5p, bei dem die Dichte am stärksten verringert wird, sollte nach einer bevorzugten
Ausführungsform so gewählt werden, daß seine Höhe ρ von dem minimalen Pegel Smin. d. h.,
_ Sp - Smin jo
Smax — Smin
in dem Bereich 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 Pege! 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
>· 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 erwähnten Beschränkung von ρ jo
evfüllt, kann ein mittlerer Signalpegel (5) oder der Pegel (s/n) des Signals mit maximaler Frequenz verwendet
werden. Hierzu kann das einfache arithmetische Mittel von Smax und Smin, d. h.,
Smax + Smin
2 '
eingesetzt werden.
Die obenerwähnte Bedingung, daß der Gradient y immer positiv sein sollte, ist erforderlich, damit der Kontrast nicht umgekehrt wird; die andere Bedingung, daß die Änderungsgeschwindigkeit des Gradienten -^-~-
immer positiv oder Ü sein sollte, wird 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 Ände-
rungsgcschwindigkeit 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 F i g. I angedeutet ist. da es
unmöglich ist, die Kurve so weit nach oben und nach unten zu verlängern; dies ist auf die begrenzte Dichte des
Aufzeichnungsmaterial 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 Ergeh- <>
nissc zu ermöglichen, wurden deshalb die Strahlungsbilder, die gemäß der vorliegenden Erfindung erhalten
wurden, durch sechs Radiologen ausgewertet, und zwar zusammen mit Strahlungsbildern, die mit herkömmlichen Verfahren oder Verfahren erhalten wurden, bei denen die Bedingungen der vorliegenden Erfindung nicht
vollständig erfüllt wurden.
+2: Der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden im Vergleich mit herkömmlichen Radiogrammen stark verbessert;
+1: der Wirkungsgrad und die Genauigkeit der Diagnose wurden im Vergleich mit herkömmlichen Radiogrammen verbessert; (,5
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 Radiogriimmen verringert;
-2: der Wirkungsgrad und die Genauigkeit wurden im Vergleich milden herkömmlichen Radiogrammen stark
verringert.
Mit den obenangegebenen Auswertungsbedingungen wurden 20 Beispiele fürSlrahlungsbilder wie folgt ausgeweitet:
Normales Bild
Vordere Brust 6 Proben
Bauch, b/w. Unterleib 2 Proben
'ü kontrastbild
Magen 3 Proben
Unterleib bzw. Bauch 4 Proben
Angiogramm 3 Proben
Tomogramm
Brust 2 Proben
Für die vergleichende Auswertung wurden als herkömmliche Radiogramme verschiedene Röntgenstrahlen-Filmbilder
verwendet, die durch Film/Schirm-Systeme erhalten wurden.
Die Ergebnisse der Auswertung sind in Fig. 2 und 3 dargestellt. Fig. 2 zeigt die Beziehung zwischen dem
M ittelwea der bei der Auswertung erhaltenen Werte, die längs der Ordinate dargestellt sind, und der maximalen
Verringerung Λ Dmax bei dein vorgegebenen Pegel Sp, wobei die ! lohe ρ = 0,35 iangs 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 fiillt 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 /weekmäüigerweise dann verwendet wird, wenn der Wert für Sp auf eine Höhe von 0,2 und 0.6
ausgewählt wird.
F i g. 3 zeigt die Beziehung zwischen der mittleren Auswertung, die aufdcr Ordinate aufgetragen ist, und der
Höhe ρ des Pegels Sp von Sniin, wie sie oben definiert wurde, und zwar in Fig. 3 in Prozenten dargestellt, die auf
"•ο 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 lallt die Auswertung merklich unter + 1. Im Bereich
zwischen 2C % und 60% wird die Auswertung nicht kleiner als +-1,5. Die maximale Verringerung Λ Dmax wurde
in diesem Fall auf 0.3 eingeteilt. Außerdem wurde bestätigt, daß /weckmäßigcrweisc der gleiche Bereich verwendet
wird, wenn A Dmas als 0.1 und 0,45 ausgewählt wird.
.'<> Die vorliegende Erfindung ·τΙΙ im folgenden im Detail unter Bezugnahme auf bevorzugte Ausführungsformen
beschrieben werden, wie sie in den Figuren dargestellt sind.
Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform eines Aufzeichnungssyslcms für Strahlungsbilder, bei dem die vorliegende
Erfindung verwendet wird; dabei wird die augenblicklich bzw. momentan von einem anregbaren LeuchlstolTemittierte
Lichlmengc zum Zeitpunkt der Belichtung durch eine Aufzeichniingsstrahlung festgestellt und
dazu verwendet, die maximalen und minimalen Werte des Signals S zu bestimmen, das für ui·.1 Wiedergabe der
Abbildung eingesetzt wird. Die Lichtmenge, die von dem anregbaren Leuchistoffzum Zeitpunkt der Auf/eichnung
momentan bzw. augenblicklich emittiert wird, ist durch V angedeutet, während die Lichtmenge, die von
dem anregbaren Leuchtstoff bei der Anregung erHitiert wird, durch .V angedeutet ist. Der maximale und minimale
Wert Vnwx bzw. Vmin werden als der maximale bzw. minimale Wert Smax bzw. Sniin des Signals verwcn-
Wie man in F i g. 4 erkennen kann, wird in einem Abbiidungseingabebcreich 1 eine Rönlgenslrahlenqucllc 10
zur 1 lerstellung eines Strahlungsbildes eines Objektes 11 auf einem Flächcngcbilde, beispielsweise einem Blatt.
12 aus einem anregbaren Leuchtstoff verwendel. Die auf dem anregbaren Leuchtstoff bzw. Phosphor 12 aulgezeichnete
Abbildung wird in einem Auslcsebereich 3 ausgelesen und in fincm Auf/eichnungsbcrcich 4 aul-
5c gezeichnet. Um die notwendigen Informationen, wie beispielsweise Snwx und Smin /u erhalten, ist ein Informalionseingabebereieh
2 vorgesehen, der mit dem Auslcscbcreich 2 verbunden ist.
Wenn das Bbitt 12 aus dem Leuchtstoff in dem Abbiklungscingabcbereich 1 durch die Röntgenstrahlen
belichtet wird, emittiert das Blatt 12 aus dem Leuchtstoff momentan bzw. augenblicklich Licht. Das emulierte
Licht wird durch eine Matrix von Pholodclcklorcn 20 festgestellt, die sich hinter dem Blatt 12 aus dem Lcuehlstolfbefinden
und es in ein elektrisches Signal mit einem Pegel umwandeln, der der emittierten Lichtmenge V
entspricht. Als Photodetcktorcn 20, d. h. als lichtempfindliche Hlemcnlc, können Photodioden eingesetzt werden,
die in einer Matrix von 6X6 = 36 angeordnet sind und das Blatt 12 überstreichen, das beispielsweise eine
Flache von 30 cm x30cm hat. Das Ausgangssignal der Photodetektoren 20 wird durch integrierende Verstärker
21 integriert: das Ausgangssignal wird durch Halle- b/w. Speicherschaltungcn 22gehalten bzw. gespeichert. Die
«ι Ausgangssignale Kl. Vl. . . Vn der I lalteschaltungen 22 werden in einem Multiplexer 23 für die Durchführung
der Umschaltung eingegeben. Das durch die Umschaltung erhaltene Au.sgangssipn.il wird auf eine Maximum/
Mininuim-Diskriminatorschaltung 24 geführt, wie beispielsweise eine Spil/cnhalteschaltung. um die Maximalb/w.
Minimalw'crlc Vmax bzw. Vmin /u bestimmen. Der minimale Wert Vmin wird in eine llochspnmuingsi|uellc
25 eines l'holonuiltipliers bzw. Phnloelcktroncnvcrviclfachcr.s 32 des Ausleseabsehniltcs gegeben, um
(>; dessen Verstärkungsfaktor einzustellen; der Minimalwcrt Vmin wird /ur Änderung der Spannung der llochspannungsvollen
mittels eines Servomotors oder einer ähnlichen lünriehlung verwendel. Als Alternative kann
der minimale Wert 1 min auch da/u eingesetzt werden, den Verstärkungsfaktor des l'hotoclcklroncnvcrviclfachers
32 /ur Änderung von dessen Ableilungs- b/w. Nebenschluß- b/w. Vorbelaslungs-Widcrstand /u steuern.
H)
fi Der maximale Wert Vmax wird zusammen mit dem minimalen Wert Vmin aufeine Teilerschaltung 26 gege-
H bcn, um Gamma, d. h. den Gradienten y, einzustellen. Die Teilerschaltung 26 gibt als das Verhältnis Vmax/Vmin
■* aus, das gleich Gamma {Vmax/Vmin = Δ V - γ) ist. Das Ausgangssignal A V wird zur Änderung des Verstärü
kungsfaktors des Verstärkers eingesetzt, um dadurch y im Ausleseabschnitt /u variieren.
~'<φ Im Auslescabschnitl3 wird der anregbare LuuchtstuH'12, aufden ein Rönlgenstrahlenbild des Objekts 11 ant- ^
v> gezeichnet worden ist, durch einen Laserstrahl 30 α von einer Laserstrahlquelle 30 abgelastet; dieser Laserstrahl
• 30a trifft über einen Abtastspiegel 31 aufden Leuchtstoff 12 auf. Das mit dem Bezugs/eichen 12o versehene
;" Licht, das hei der Abtastung durch den Laserstrahl 3Oe emittiert wird, wird durch einen Photomultiplier bzw.
ii Pholoelektronenvervieifacher 32 ausgelesen. Das Ausgangssignal des Photoelektronenvervielfachers 32 wird
'-ι durch einen Verstärker 33 verstärkt, durch eine log-Umwandlungssehaltung 34 logarithmisch umgewandelt und in
ti« dann sein Gradient durch cine Gamma (y)-Umwandlungsschaltung 35 geändert. Dadurch wird die gerade Linie
' A von Fig. 1 erhalten. Die gerade Linie wird dann durch eine nicht lineare Umwandlungsschaltung 36 einer
'Ά nicht linearen Verarbeitung untervjorfen, wodurch die Kurve B in Fig. I erhalten wird. Anschließend wird die
■* durch diese Kurve dargestellte Funktion in einen Lichtmodulator41 eingegeben, der sich in dem Aufzeichungs-
Vi abschnitt 4 befindet.
·>; In dem Aufzeichnungsabschnitt 4 wird ein Laserstrahl 40a von einer Laserstrahlquelle 40 für die Aufzeich-
f-; nung durch den Lichtmodulator 41 moduliert und durch einen Abtastspiegel 42 auf ein lichtempfindliches
f; Material 43 abgelastet, wie beispielsweise einem photographischen Film; dadurch wird ein sichtbares Strahfc'
lungsbild erzeugt.
l§ Als Laserstrahlquelle 30 für das Auslesen der Abbildung in dem Auslesebereich 3 und Laserstrahlquelle 40 Jn
ti für die Aufzeichnung der Abbildung in dem Aufzeichnungsabschnitt 4 kann beispielsweise ein Ke-Ne-Laser
ψ eingesetzt werden.
fs Das Blatt 12 aus dem anregbaren LeuchtstoTin dem Auslesebereich 3 und das lichtempfindliche Material 43
it, in dem Aulzeichnungsabschnitt 4 werden synchron zueinander in einer Richtung senkrecht zur Abtastrichtung
■\i durch die Spiegel 31 und 42 bewegt. :5
Yi Es wird daraufhingewiesen, daß die Aufzeichnung von dem Auslesen gelrennt werden kann, indem beispiels-
I; weise das ausgelesene Signal einmal auf ein Band oder einen ähnlichen Aufzeichnungsträger aufgezeichnet und
fi das aufgezeichnete Signal bei der Aufzeichnung in den Aufzeichnungsabschnitt 4 eingegeben wird. Außerdem
':\ muli das Aufzeichnungssystem in dem Aufzeichnungsabschnitl 4 nicht direkt unter Verwendung eines Laser-■
Strahls aufzeichnen, sondern es kann sich auch um eine indirekt arbeitende Ausführungsform handeln, bei der
das ausgelesene Signal einmal aufeiner Kathodenstrahlröhre dargestellt und die Abbildung auf der Kathoden-
^ strahlröhre photographiert und damit auf einen photographischen Film aufgezeichnet wird. Es isi selbstverständlich
auch möglich, die Abbildung mittels Wärmestrahlen auf ein wärmeempfindliehes Material aufzuzeichnen.
Auch andere, zur Verfügung stehende Aufzeichnungsverfahren können eingesetzt werden.
Bei derobenbeschriebenen Ausluhrungsform werden der maximale und der minimale Wert Vmax bzw. Vmin "-5
mittels der Maximum/Minimum-Diskriminalorsehaltung 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, Vl. . . Vn einer Analog/Digilal-Umwandlung 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 V \, Vl. .. Vn erhalten; bei einem anderen -to
Herechnungsveriahren werden die Werte für Vmax und Vmin durch die folgenden Gleichungen berechnet:
Vmax = ~V + 7 η
Vmin = V - 2 a
wobei eine Dispersion α verwendet wird, die durch
wobei eine Dispersion α verwendet wird, die durch
! n(V - ViY 1 / /1 · a max2
I.
η - I Γ η - 1
dargestellt wird; diihei isl η die Zahl der Photodctektoren und V der Mittelwert für Vi. >u
Weiterhin kann bei der obigen Ausführungslbrm 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 Analogschaltcr verwendet.
Wenn diese Werte digitale Werte sind, wird ein Digitalschalfr verwendet, um die Kanüle umzuschalten.
Weiterhin wird die Einstellung des Verstärkungsfaktors durch Änderung der Spannung der ilochspannungs- ><
quelle des Photoclcklroncnvcrviclfachcrs 32 bei der obigen Ausführungsform durchgeführt. Dies kann durch
eine Ausluhrungsform ersct/t 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 Ausluhrungsform durch Änderung des Verstärkungsfaktors des Pho- λ»
toelcktroncnvervielfachers 32 erfolgen.
Fig. 5 zeigt eine weitere Ausführungsform. bei der Röntgenstrahlen50a von einer Rönigenstrahlenqueile ^O
durch ein Hiichcngcbildc, insbesondere ein Blatt 52 aus einem anregbaren Leuchtstoff und von einem Monilor-BIaIl
53 aus einem LeuchlstolTempfangen werden, das sich hinter dem Blatt 52 befindcl. Die durch ein Objekt 51
verlaufenden Röntgenstrahlen 50a enthalten also Strahlungsbild-Informationcn und können durch mehrere
<>.< Photodetektoren 54, '.lic 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 :ui>
einem Leuchtstoff 53 karui beispielsweise cine Zn(Cd)S: Ag-Platte eingesetzt werden. Als Photodctektoren 54
kann eine Matrix aus Stift-Photodioden von 5x5- 25 Exemplaren verwendet werden. Ua angenommen wird
daß die von dem Monitorblatt 53 aus dem Leuchtstoff emittierte Lichtmenge proportional zudervondcmanreg
baren Leuchtstoff 22 bei der Anregung zum Zeitpunkt des Auslesens emittierten Lichtmenge ist, kann das Aus
gangssignal der Photodetektoren 54 auf die gleiche Weise wie das Ausgangssignal der Photodetcktcrcn 20 bei de
obigen Ausführungsform behandelt werden, um eine ähnliche Verarbeitung der Gradation durchzurühren.
Fig. 6 zeigt eine weitere Ausfuhrungsform der vorliegenden Erfindung. Bei dieser Ausführungsform werdet
Smax und Smin durch das Auslesen des Signals von einem Blatt 62 aus einem slimulierbaren Leuchtstoff durd
einen Photoelektronenvervielfacher 63 bei der Anregung des Blattes 62 mit einem Laserstrahl von einer Laser
strahlquelle 40 erhalten. Die Lascrstrahlquellc 60 emittiert einen Laserstrahl, der auf dem Blatt 62 aus anregba
lu rem Leuchtstoff mittels eines Spiegels 61 abgetastet wird. Das Ausgangssignal des Photoelektronenvervielfa
chers 43 wird durch einen Verstärker64 verstärkt, dann durch eine log-Umwandlungsschaltung 65 einer logarith
mischen Umwandlung unterworfen und schließlich durch einen Analog/Digital-Wandler 66 in einen digitaler
Wert umgesetzt. Die gesamten, in den digitalen Wert umgewandelten Informationen werden in einem Speichel
67 gespeichert, wie beispielsweise einer magnetischen Scheibe oder einem ähnlichen Aufzeichnungsträger
i.i Andererseits werden die Werte tür Smax bzw. Smin mittels einer Maximum/Minimum-Diskriminatorschaltunt
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 Spei
eher 69 in eine digitale, arithmetische Einheit 70, beispielsweise einen Rechner, gegeben, wobei der Wert Iu ι
Smin in Dmin und der Wert für Smax in Dmax umgewandelt und der Pegel zwischen diesen Werten entspre
Einheit 7Oo wird mittels eines Digital/Analog-Wandlers 71 einer Umsetzung in ein analoges Signal D unter
worfen; mittels dieses analogen Signals D wird ein Lichtmodulator 72 moduliert. Durch das Ausgangssignal de;
Lichtmodulators 72 wird die Aufzcichnungslichtquelle 73 moduliert. Das modulierte Licht wird mittels einei
Kondensorlinse 74 auf ein lichtempfindliches Material 75 konvergiert, wie beispielsweise einen photograph!
:.■> sehen Film; das lichtempfindliche Material 75 wird in einer zweidimensionalen Ebene bewegt, um ein Strah
lungsbild wiederzugeben. Das Blatt 62 aus dem Leuchtstoff wird in der Richtung senkrecht zu der Abtastrieh·
tung durch den Abtastspiegel 61 bewegt, so daß es als Ergebnis hiervon zweidimensional abgelastet wird.
Abschließend wird noch daraufhingewiesen, daß das Ausgangssignal des Digital/Analog-Wandlers 61 au
einen Lichlmodulator eines Aufzeichnungssyslems mit Lasen.{.tastung gegeben werden kann, wie es in Fig. I
.Ui dargestellt ist.
llicr/u 4 BIaIi Zeichnungen
Claims (5)
1. Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes, welches mittels einer Bildinformation
enthaltenden Strahlung in einem stimulierbaren Leuchtstoff aufgezeichnet wird, bei dem der stimulierbare
Leuchtstoff durch stimulierende Strahlen abgetastet wird, so daß er Licht proportional zu der darin gespeicherten
Strahlungsenergie emittiert, bei dem weiterhin das emittierte Licht in ein elektrisches Signal, das der
emittierten Lichtmenge entspricht, umgewandelt wird und bei dem ein dem Strahlungsbild entsprechendes
sichtbares Bild mittels eines elektrischen Signals auf einem Aufzeichnungsmaterial wiedergegeben wird,
dadurch gekennzeichnet, daß das minimale elektrische Signal auf dem Aufzeichnungsmaterial mit
einer optischen Dichte in dem Bereich zwischen der Schleierdichte und der Schieterdichte plus 0,3 und daß
das maximale elektrische Signal auf dem Aufzeichnungsmaterial mit einer optischen Dichte zwischen 1,5
und 2,8 wiedergegeben wird und daß das elektrische Signal in dem Bereich zwischen dem minimalen und
dem maximalen Pegel so verarbeitet wird, daß die Ableitung
rs J
einer Dichtekurve [D = JXS)], die in einem Koordinatensystem gezeichnet ist. bei dem die Ordinate die
optische Dichte (D) deraufdem Aufzeichnungsmaterial wiedergegebenen Abbildung und die Abszisse den
Pegel UiS elektrischen Signals (S) darstellt, immer positiv (y
> 0) ist.
2. Verfahren nach Anspruch i, dadurch gekennzeichnet, daß die Dichtekurve die folgenden Bedingungen
erfüllt:
Df ZfiSmin) Z Df+ 0,3
1,5 ZJISmax) Z 2,8, und
1,5 ZJISmax) Z 2,8, und
ßSp) <foiSp)
wobei Smin und Smax der minimale und maximale Pegel des elektrischen Signals. Sp ein vorgegebener Pegel
des elektrischen Signais zwischen Smin und Smax (Smin <Sp
<Smax),J\Smin),J\Smax) unaJISp) die opti-
JO sehen Dichten der wiedergegebenen Abbildung, die dem elektrischen Signal mit den Pegel Smin. Smax bzw.
Sp entsp.echen. Df dit Schleierschwärzung, ausgedrückt in der optischen Dichte, und fo(Sp) eine lineare
Funktion sind, die durch »ine gerade Linie in der Koordinate dargestellt wird, die durch die beiden Punkte
verläuft, bei denen der Pegel css elektrischen Signals den minimalen bzw. maximalen Wert hat \f„(Smin) -JlSmin). fu(Smax) = fiSmc )).
J5
3. Verfahren nach Anspruch 2. dadurch gekennzeichnet, daß die Bedingung
JJSp) - 0.5 ZJlSp) <fn(Sp)
erfüllt wird.
■to
■to
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Bedingung
USp) - 0.45 ZßSp) Zfn(Sp) - 0.1
erfüllt wird.
■15
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis4, dadurch gekennzeichnet, daß der vorgegebene Pegel Sp die
Gleichung
Oj < < QJ
Smax - Smin
erfüllt.
to. Verfahren nach Anspruch 5. dadurch gekennzeichnet, daß die Gleichung
O-2 < SP " Smin Z 0,6
Smax - Smin
Smax - Smin
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Ableitung der
Dichtekurve positiv oder Null
wenigstens im Bereich unter dem vorgegebenen Pegel (S
< Sp) ist.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Ableitung der Dichtekurve
wenigstens in dem Bereich unter dem vorgegebenen Pege! (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
(τ,
ο1 „„ _ ty >0^
as* Jy ' is
10. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Ableitung der Dichtekurve über den
gesamten Bereich von dem minimalen Pegel zu dem maximalen Pegel (Sinin
< S < Smax) kontinuierlich bzw. stetig ist.
11. Einrichtung zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes in einem Aufzeichnungssystem für
Strahlungsbilder, das eine Ausleseeinrichtung für die Strahlungsbilder mit einer Abtasteinrichtung zur
Abtastung iines 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 Signal verarbeitungseinrichtung
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 ent- is
spricht, auf einem Aufzeichnungsmaterial aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalverarbeitungseinrichtung
einen Signalwandler, der das elektrische Signal des minimalen Pegels, der der minimalen 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 ir. ier optischen 2u
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 Pegels des elektrischen Signais monoton
ansteigt.
12. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Leseeinrichtung einen Verstärker
(21) aufweist, der das von dem photoelektrischen Wandler (32) erhaltene elektrische Signai verstärkt, und
daß die Signalverarbeitungseinrichtung eine Einrichtung (34) 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 Anordung zur
Steuerung des Verstärkungsfaktors des photoclektrischen Wandlers (32) ist.
14. Einrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordung zur
Steuerung des Verstärkungsfaktors des Verstärkers (21) ist.
15. Einrichtung nach einem der Ansprüche II bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine
Anordnung zur Feststellung des Lichtes, das von dem anregbaren Leuchtstoff (12) zu dem Zeitpunkt emittiert
wird, bei dem Strahlungsbilder durch Belichtung mit einer durch ein Objekt verlaufenden Strahlung „n
dem anregbaren Leuchstoff aufgezeichnet werden und eine Anordnung (24) zur Feststellung des Minimums
und des Maximums des emittierten Lichtes aufweist.
16. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Einrichtung (54)
zur Feststellung des Lichtes, das von einem hinter dem anregbaren Leuchstoff angeordneten blattförmigen
Monitor (53) 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 (68) ?ur Feststellung des Minimums und des Maximums der emittierten Lichtmenge
aufweist.
17. Einrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalwandler eine Anordnung (68)
zur Feststellung des minimalen und des maximalen Pegels des elektrischen, von der Leseeinrichtung abgegebenen
Signals aufweist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2309279A JPS55116340A (en) | 1979-02-28 | 1979-02-28 | Method and device for processing gradation of radiation picture |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3007559A1 DE3007559A1 (de) | 1980-09-18 |
DE3007559C2 true DE3007559C2 (de) | 1985-01-17 |
Family
ID=12100782
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3007559A Expired DE3007559C2 (de) | 1979-02-28 | 1980-02-28 | Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes und Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4276473A (de) |
JP (1) | JPS55116340A (de) |
DE (1) | DE3007559C2 (de) |
FR (1) | FR2450471B1 (de) |
Families Citing this family (261)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4394737A (en) * | 1979-07-11 | 1983-07-19 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of processing radiographic image |
JPS57168579A (en) * | 1981-04-08 | 1982-10-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and device for reading of picture information |
US4344699A (en) * | 1981-06-05 | 1982-08-17 | Log Etronics, Inc. | Exposure and contrast determination by prescanning in electronic photoprinting systems |
JPS6139573Y2 (de) * | 1981-06-19 | 1986-11-13 | ||
JPS5831662A (ja) * | 1981-08-19 | 1983-02-24 | Fuji Photo Film Co Ltd | 被走査シ−ト前端検出方法および装置 |
CA1192674A (en) * | 1981-10-16 | 1985-08-27 | Hisatoyo Kato | Radiation image recording and read-out system |
JPS5867242A (ja) * | 1981-10-16 | 1983-04-21 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JPS5866932A (ja) * | 1981-10-16 | 1983-04-21 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像再生装置 |
JPS5866930A (ja) * | 1981-10-16 | 1983-04-21 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像記録装置 |
CA1203922A (en) * | 1981-10-16 | 1986-04-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out method and apparatus |
US4581535A (en) * | 1981-10-16 | 1986-04-08 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of recording X-ray image |
JPS5868739A (ja) * | 1981-10-21 | 1983-04-23 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−トのノイズ消去装置 |
JPS5872044A (ja) * | 1981-10-27 | 1983-04-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | 優先処理機能を備えた放射線画像情報記録再生システム |
JPS5880633A (ja) * | 1981-11-09 | 1983-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 螢光体シ−トのノイズ消去方法および装置 |
JPS5883937A (ja) * | 1981-11-13 | 1983-05-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法 |
JPS5883839A (ja) * | 1981-11-13 | 1983-05-19 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−トのノイズ消去装置 |
JPS5889244A (ja) * | 1981-11-25 | 1983-05-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法 |
JPS5889245A (ja) * | 1981-11-25 | 1983-05-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法 |
DE89665T1 (de) * | 1982-03-20 | 1984-05-10 | Fuji Photo Film Co., Ltd., Minami Ashigara, Kanagawa | System und anordnung zum subtrahieren von roentgenbildern. |
JPS58163338A (ja) * | 1982-03-20 | 1983-09-28 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像のサプトラクシヨン処理方法 |
JPS597250A (ja) * | 1982-07-05 | 1984-01-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像のサブトラクシヨン処理方法 |
JPS58200231A (ja) * | 1982-05-18 | 1983-11-21 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録再生方法におけるノイズ消去方法 |
JPH0685045B2 (ja) | 1982-05-19 | 1994-10-26 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報変換方法および装置 |
JPS58213274A (ja) * | 1982-06-04 | 1983-12-12 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取方法 |
JPS597946A (ja) * | 1982-07-06 | 1984-01-17 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像読取方法および装置 |
JPS5928144A (ja) * | 1982-08-09 | 1984-02-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像再生装置 |
JPS5947872A (ja) * | 1982-09-10 | 1984-03-17 | Toshiba Corp | X線画像伝送装置 |
DE3236155A1 (de) * | 1982-09-29 | 1984-03-29 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgenbildkonverter |
JPS5983151A (ja) * | 1982-11-02 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−ト用カセツテ |
JPS5983148A (ja) * | 1982-11-04 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像デ−タの保存方法 |
JPS5983150A (ja) * | 1982-11-04 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 感光材料階調補正方法 |
JPS5983149A (ja) * | 1982-11-04 | 1984-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 階調補正曲線の作成方法 |
JPS59105759A (ja) * | 1982-12-08 | 1984-06-19 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像読取方法 |
JPS59126531A (ja) * | 1983-01-10 | 1984-07-21 | Fuji Photo Film Co Ltd | レ−ザ光走査光学系 |
JPH0690405B2 (ja) * | 1983-03-11 | 1994-11-14 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像記録再生装置 |
JPS59232337A (ja) * | 1983-06-16 | 1984-12-27 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取方法 |
JPS6012539A (ja) * | 1983-07-04 | 1985-01-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取装置 |
IL69326A (en) * | 1983-07-26 | 1986-11-30 | Elscint Ltd | System and methods for translating radiation intensity into pixel values |
JPS6046166A (ja) * | 1983-08-23 | 1985-03-12 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取装置 |
JPS6060639A (ja) * | 1983-09-14 | 1985-04-08 | Toshiba Corp | デイジタルラジオグラフイ装置 |
JPS6080837A (ja) * | 1983-10-11 | 1985-05-08 | Toshiba Corp | X線撮影装置 |
JPS6088538A (ja) * | 1983-10-20 | 1985-05-18 | 富士写真フイルム株式会社 | X線撮影装置 |
JPS6088937A (ja) * | 1983-10-21 | 1985-05-18 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
DE3476466D1 (en) * | 1983-12-02 | 1989-03-02 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method and apparatus for radiation image recording and read-out |
US4816690A (en) * | 1983-12-02 | 1989-03-28 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for radiation image recording and read-out including control of read-out in accordance with irradiation field definition |
JPS60151786A (ja) * | 1984-01-19 | 1985-08-09 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取階調処理方法および装置 |
JPS60156055A (ja) * | 1984-01-26 | 1985-08-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取条件決定方法 |
JPH0638150B2 (ja) * | 1984-03-05 | 1994-05-18 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取条件決定方法 |
JPH0614168B2 (ja) * | 1984-03-07 | 1994-02-23 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像の周波数処理方法および装置 |
JPS60250792A (ja) * | 1984-05-28 | 1985-12-11 | Fuji Photo Film Co Ltd | サブトラクシヨン画像の階調処理最適化方法および装置 |
JPS60225541A (ja) * | 1984-04-24 | 1985-11-09 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギ−サブトラクシヨン用高速撮影装置 |
JPS60234643A (ja) * | 1984-05-09 | 1985-11-21 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報再生方法及び装置 |
DE3583074D1 (de) * | 1984-06-01 | 1991-07-11 | Fuji Photo Film Co Ltd | Strahlungsbildaufzeichnungs- und -wiedergabevorrichtung. |
JPS60256132A (ja) * | 1984-06-01 | 1985-12-17 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPS60260035A (ja) * | 1984-06-06 | 1985-12-23 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−トの残像消去方法および装置 |
JPH0616392B2 (ja) * | 1984-07-19 | 1994-03-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 電子顕微鏡像記録再生方法及び装置 |
US4800276A (en) * | 1984-08-17 | 1989-01-24 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus |
JPH0617983B2 (ja) * | 1984-09-13 | 1994-03-09 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法および装置 |
US4745283A (en) * | 1984-10-16 | 1988-05-17 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Stimulable phosphor sheet transfer apparatus which includes first and second suction boxes separately connected to a section blower and a pair of buffer tanks |
JPS6194035A (ja) * | 1984-10-16 | 1986-05-12 | Fuji Photo Film Co Ltd | 被写体デ−タ出力機能を備えた放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6195339A (ja) * | 1984-10-16 | 1986-05-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6197645A (ja) * | 1984-10-17 | 1986-05-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6196868A (ja) * | 1984-10-18 | 1986-05-15 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取装置 |
JPS6198340A (ja) * | 1984-10-19 | 1986-05-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | 分割撮影可能な放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6198342A (ja) * | 1984-10-19 | 1986-05-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPH0614171B2 (ja) * | 1984-10-20 | 1994-02-23 | 富士写真フイルム株式会社 | 蓄積性螢光体シ−トの搬送装置 |
JPH0614170B2 (ja) * | 1984-10-20 | 1994-02-23 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JPS61138441A (ja) * | 1984-11-29 | 1986-06-25 | Fuji Photo Film Co Ltd | 電子顕微鏡像記録再生方法 |
US4851677A (en) * | 1984-12-07 | 1989-07-25 | Fuji Photo Co., Ltd. | Apparatus for recording and reproducing image produced by an electron microscope including an optical filter and a deflecting element |
US4695725A (en) * | 1984-12-10 | 1987-09-22 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of detecting a focus defect of an electron microscope image |
JPS61163549A (ja) * | 1985-01-16 | 1986-07-24 | Fuji Photo Film Co Ltd | 電子顕微鏡像記録再生方法 |
JPS61189073A (ja) * | 1985-02-15 | 1986-08-22 | Konishiroku Photo Ind Co Ltd | 放射線画像の階調処理方法 |
JPH065919B2 (ja) * | 1985-02-15 | 1994-01-19 | コニカ株式会社 | 放射線画像の階調処理方法 |
JPS61200534A (ja) * | 1985-03-01 | 1986-09-05 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPH0832060B2 (ja) * | 1985-03-21 | 1996-03-27 | キヤノン株式会社 | カラ−画像処理方法 |
US4829584A (en) * | 1985-03-26 | 1989-05-09 | Dainippon Screen Mfg. Co., Ltd. | Image input system |
JPS61230133A (ja) * | 1985-04-03 | 1986-10-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−ト用消去ユニツト |
JPH0616399B2 (ja) * | 1985-04-11 | 1994-03-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 電子顕微鏡像記録装置 |
JPS61241742A (ja) * | 1985-04-18 | 1986-10-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性螢光体シ−ト用消去ユニツト |
JPS61262358A (ja) * | 1985-04-22 | 1986-11-20 | Konishiroku Photo Ind Co Ltd | 放射線画像再生方法 |
JPH0824673B2 (ja) * | 1985-06-05 | 1996-03-13 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録装置 |
JPH0690407B2 (ja) * | 1985-07-24 | 1994-11-14 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
US4864133A (en) * | 1985-08-28 | 1989-09-05 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of adjusting radiation image read-out conditions |
JPS6254247A (ja) * | 1985-09-03 | 1987-03-09 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6292572A (ja) * | 1985-10-17 | 1987-04-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | 光ビ−ム走査装置 |
US4777365A (en) * | 1985-10-17 | 1988-10-11 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus |
US4835386A (en) * | 1985-10-18 | 1989-05-30 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image recording and read-out apparatus |
EP0482676B1 (de) * | 1985-10-18 | 1996-02-28 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Strahlungsbild-Speicherplatte und Verfahren zum Bewegen dieser Platte in einem Bildspeicher- und Auslesegerät |
JPS6292659A (ja) * | 1985-10-18 | 1987-04-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取方法 |
JPH0687852B2 (ja) * | 1985-10-23 | 1994-11-09 | コニカ株式会社 | 放射線画像読取装置 |
JPS62116239A (ja) * | 1985-11-15 | 1987-05-27 | Konishiroku Photo Ind Co Ltd | X線画像処理方法及び装置 |
JPH0644129B2 (ja) * | 1985-11-25 | 1994-06-08 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JPH0644130B2 (ja) * | 1985-12-12 | 1994-06-08 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPH0766433B2 (ja) * | 1985-12-24 | 1995-07-19 | コニカ株式会社 | 輝尽性螢光体プレートを用いる画像再生方法 |
DE3768824D1 (de) | 1986-01-21 | 1991-05-02 | Fuji Photo Film Co Ltd | Vorrichtung zum auslesen von strahlungsbildern. |
US4761554A (en) * | 1986-02-03 | 1988-08-02 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus |
JPH0685048B2 (ja) * | 1986-02-03 | 1994-10-26 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
EP0237023B1 (de) * | 1986-03-10 | 1990-07-11 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Vorrichtung zur Wiedergabe von Strahlungsbildern |
JPH0687115B2 (ja) * | 1986-03-17 | 1994-11-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
DE3750483T2 (de) | 1986-04-01 | 1995-01-19 | Fuji Photo Film Co Ltd | Optisches System für ein Halbleiterlaserbündel. |
JPH0687116B2 (ja) * | 1986-04-01 | 1994-11-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US4731863A (en) * | 1986-04-07 | 1988-03-15 | Eastman Kodak Company | Digital image processing method employing histogram peak detection |
JPH0687118B2 (ja) * | 1986-07-11 | 1994-11-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
JPS6359164A (ja) * | 1986-08-28 | 1988-03-15 | Fuji Photo Film Co Ltd | 光ビ−ム走査装置 |
JPS63164151A (ja) * | 1986-12-26 | 1988-07-07 | Fuji Photo Film Co Ltd | 電子顕微鏡像出力方法 |
JPS63167345A (ja) * | 1986-12-29 | 1988-07-11 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取方法 |
US4859850A (en) * | 1987-01-12 | 1989-08-22 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Irradiation field recognizing method, and method of adjusting image processing conditions using the same |
CA1298415C (en) * | 1987-01-13 | 1992-03-31 | Makoto Ohgoda | Radiation image read-out and reproducing apparatus |
JP2587960B2 (ja) * | 1987-01-13 | 1997-03-05 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取再生装置 |
US4893012A (en) * | 1987-01-13 | 1990-01-09 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out and reproducing apparatus |
JPH0618415B2 (ja) * | 1987-01-16 | 1994-03-09 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US4814619A (en) * | 1987-03-20 | 1989-03-21 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Stacker for stimulable phosphor sheets |
JP2574154B2 (ja) * | 1987-03-24 | 1997-01-22 | 富士写真フイルム 株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US4870694A (en) * | 1987-03-24 | 1989-09-26 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of determining orientation of image |
JPH0670702B2 (ja) * | 1987-03-24 | 1994-09-07 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US4824194A (en) * | 1987-03-25 | 1989-04-25 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Light guide apparatus formed from strip light guides |
EP0287117B1 (de) * | 1987-04-17 | 1990-11-07 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Strahlungsbildaufzeichnungs- und Wiedergabesystem |
JPH0721622B2 (ja) * | 1987-04-17 | 1995-03-08 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
JP2717654B2 (ja) * | 1987-04-20 | 1998-02-18 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
DE3856230T2 (de) * | 1987-04-20 | 1998-12-10 | Fuji Photo Film Co Ltd | Kassette, Vorrichtung und Wischverfahren für ein stimulierbares Phosphorblatt |
US4945238A (en) * | 1987-07-20 | 1990-07-31 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Apparatus for loading sheet-shaped material |
US4886968A (en) * | 1987-07-29 | 1989-12-12 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus |
US4904868A (en) * | 1987-08-19 | 1990-02-27 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus and stimulable phosphor sheet composite member for the same |
JPS6476043A (en) * | 1987-09-17 | 1989-03-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | Radiographic information reader |
JP2779496B2 (ja) * | 1988-03-14 | 1998-07-23 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取表示装置 |
JPH088664B2 (ja) * | 1988-03-14 | 1996-01-29 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像のサブトラクション方法 |
JPH0214376A (ja) * | 1988-03-18 | 1990-01-18 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像読取装置 |
JPH01240070A (ja) * | 1988-03-19 | 1989-09-25 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像読取記録装置 |
JPH0792830B2 (ja) * | 1988-03-19 | 1995-10-09 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法 |
JPH0823664B2 (ja) * | 1988-03-31 | 1996-03-06 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取装置 |
JPH0833596B2 (ja) * | 1988-06-02 | 1996-03-29 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギーサブトラクション用カセッテ |
EP0352491B1 (de) * | 1988-06-30 | 1996-08-14 | Dainippon Screen Mfg. Co., Ltd. | Verfahren zur Erzeugung einer Abstufungskorrekturkurve zur Korrektur des Abstufungscharakters eines Bildes |
JPH0219111A (ja) * | 1988-07-06 | 1990-01-23 | Koomitsukusu:Kk | 緊締一体化した発熱組成材とその収納容器 |
US4986634A (en) * | 1988-08-26 | 1991-01-22 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Beam-combining laser beam source device |
JP2546708B2 (ja) * | 1988-09-14 | 1996-10-23 | 富士写真フイルム株式会社 | 光ビーム走査装置 |
JP2551467B2 (ja) * | 1988-09-14 | 1996-11-06 | 富士写真フイルム株式会社 | 電子顕微鏡の記録媒体用マガジン |
US5083023A (en) * | 1988-09-16 | 1992-01-21 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Composite light source unit and scanning device |
JP2952418B2 (ja) * | 1988-09-16 | 1999-09-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像信号生成方法 |
JPH07109484B2 (ja) * | 1988-09-19 | 1995-11-22 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JPH0789371B2 (ja) * | 1988-09-28 | 1995-09-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 所望画像信号範囲決定方法 |
JPH083839B2 (ja) * | 1988-10-04 | 1996-01-17 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線照射野認識方法 |
US5032733A (en) * | 1988-10-04 | 1991-07-16 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for detecting unexposed regions |
JPH07104944B2 (ja) * | 1988-10-05 | 1995-11-13 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像分割パターン認識正誤判定方法 |
JPH02108034A (ja) * | 1988-10-17 | 1990-04-19 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取再生方法 |
US5046147A (en) * | 1988-10-17 | 1991-09-03 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image processing method |
US5046027A (en) * | 1988-11-08 | 1991-09-03 | Massachusetts General Hospital | Apparatus and method for processing and displaying images in a digital procesor based system |
US5004906A (en) * | 1989-01-20 | 1991-04-02 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Logarithmic amplifier, and image read-out apparatus using the same |
JP2717429B2 (ja) * | 1989-01-24 | 1998-02-18 | 富士写真フイルム株式会社 | 電子顕微鏡像記録読取方法 |
JP2571116B2 (ja) * | 1989-01-31 | 1997-01-16 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US5077768A (en) * | 1989-02-20 | 1991-12-31 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Fault detection and recovery device used in a radiation imaging information processing system |
JP2532938B2 (ja) * | 1989-02-20 | 1996-09-11 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US5051587A (en) * | 1989-03-13 | 1991-09-24 | Fuji Photo Film Co. Ltd. | Radiation image read-out method |
US5013916A (en) * | 1989-03-27 | 1991-05-07 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for recording and reading out radiation images |
US5651362A (en) * | 1989-03-29 | 1997-07-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Support apparatus for use with radiation image information processing system |
US5564012A (en) * | 1989-03-29 | 1996-10-08 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Support apparatus for use with radiation image information processing system |
JP2532940B2 (ja) * | 1989-04-06 | 1996-09-11 | 富士写真フイルム株式会社 | 偽画像信号の検出方法 |
EP0792061B1 (de) * | 1989-04-11 | 2003-01-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Verfahren zur Generierung von Strahlungsbildsignalen und Strahlungsausleseapparat |
US5028784A (en) * | 1989-04-11 | 1991-07-02 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for generating radiation image signals, image processing method, and radiation image read-out apparatus |
JP2535221B2 (ja) * | 1989-04-14 | 1996-09-18 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取装置およびその使用方法 |
JP2631742B2 (ja) * | 1989-04-14 | 1997-07-16 | 富士写真フイルム株式会社 | 被写体像内画像点決定方法 |
JP2582640B2 (ja) * | 1989-04-14 | 1997-02-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像の分割パターン認識方法 |
JPH02275587A (ja) * | 1989-04-18 | 1990-11-09 | Fuji Photo Film Co Ltd | 医療用画像表示装置 |
JP2557265B2 (ja) * | 1989-04-20 | 1996-11-27 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギーサブトラクション方法 |
JPH0786924B2 (ja) * | 1989-04-20 | 1995-09-20 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像拡大縮小方法および装置 |
US5850465A (en) * | 1989-06-26 | 1998-12-15 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Abnormnal pattern detecting or judging apparatus, circular pattern judging apparatus, and image finding apparatus |
US5033100A (en) | 1989-06-26 | 1991-07-16 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for classifying picture elements in radiation images |
US5224036A (en) * | 1989-06-26 | 1993-06-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Pattern recognition apparatus |
JP2955873B2 (ja) * | 1989-08-10 | 1999-10-04 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像処理装置 |
US5340996A (en) * | 1989-08-10 | 1994-08-23 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus, radiation image recording method and apparatus, stimulable phosphor sheet, and cassette |
JPH0395543A (ja) * | 1989-09-07 | 1991-04-19 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取装置 |
US5315507A (en) * | 1989-09-22 | 1994-05-24 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Energy subtraction processing method and apparatus, superposition processing method and apparatus, and radiation image read-out apparatus |
JP2814116B2 (ja) * | 1989-10-09 | 1998-10-22 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像読取装置 |
JP2627087B2 (ja) * | 1989-10-18 | 1997-07-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 乳房用エネルギーサブトラクション装置 |
JP2561157B2 (ja) * | 1989-10-18 | 1996-12-04 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
JP2574181B2 (ja) * | 1989-10-19 | 1997-01-22 | 富士写真フイルム株式会社 | 異常陰影検出装置 |
US5045698A (en) * | 1989-10-20 | 1991-09-03 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image information recording and reading system |
JP2711155B2 (ja) * | 1989-10-20 | 1998-02-10 | 富士写真フイルム株式会社 | 光ビーム走査装置 |
US5231575A (en) * | 1989-10-20 | 1993-07-27 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Image read-out apparatus |
JP2697924B2 (ja) * | 1989-10-20 | 1998-01-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置における電源遮断装置 |
JPH03155267A (ja) * | 1989-11-14 | 1991-07-03 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像読取装置の感度ムラ補正方法 |
JP2565779B2 (ja) * | 1989-11-14 | 1996-12-18 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取装置 |
US5124913A (en) * | 1989-12-18 | 1992-06-23 | Eastman Kodak Co. | Rule-based technique to automatically determine the final scan gain in storage phosphor radiography |
JP2697940B2 (ja) * | 1989-12-28 | 1998-01-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JP2670632B2 (ja) * | 1990-01-12 | 1997-10-29 | 富士写真フイルム株式会社 | 光走査装置 |
JP2689175B2 (ja) * | 1990-01-17 | 1997-12-10 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像読取装置 |
JP2663189B2 (ja) * | 1990-01-29 | 1997-10-15 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像のダイナミックレンジ圧縮処理方法 |
JP2867055B2 (ja) * | 1990-01-29 | 1999-03-08 | 富士写真フイルム株式会社 | エッジ判定方法および装置 |
US5046118A (en) * | 1990-02-06 | 1991-09-03 | Eastman Kodak Company | Tone-scale generation method and apparatus for digital x-ray images |
US5485371A (en) | 1990-02-14 | 1996-01-16 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for forming energy subtraction radiation images, and method and apparatus for smoothing radiation images |
US5151596A (en) * | 1990-03-28 | 1992-09-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for detecting the location of a pattern in a radiation image stored on a stimulable phosphor sheet |
JP2758059B2 (ja) * | 1990-04-03 | 1998-05-25 | 富士写真フイルム株式会社 | 蓄積性蛍光体シート収納装置 |
JP2585832B2 (ja) * | 1990-04-03 | 1997-02-26 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取装置 |
JP2627097B2 (ja) * | 1990-04-04 | 1997-07-02 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギーサブトラクション画像生成方法および装置 |
JP2761667B2 (ja) * | 1990-04-10 | 1998-06-04 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JP2678805B2 (ja) * | 1990-04-10 | 1997-11-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 医用画像再生システム |
US5265865A (en) * | 1990-04-13 | 1993-11-30 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Stimulable phosphor sheet feeding and storing mechanism and stimulable phosphor sheet cassette |
US5072119A (en) * | 1990-04-18 | 1991-12-10 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image read-out apparatus and erasing apparatus |
JP2873605B2 (ja) * | 1990-04-19 | 1999-03-24 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像消去方法および装置 |
US5481623A (en) * | 1990-04-19 | 1996-01-02 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Apparatus for determining an image position on imaging media |
JP2756346B2 (ja) * | 1990-04-20 | 1998-05-25 | 富士写真フイルム株式会社 | 蓄積性蛍光体シートの消去方法 |
JP2680167B2 (ja) * | 1990-05-21 | 1997-11-19 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像記録読取方法およびその装置 |
US5157733A (en) * | 1990-06-08 | 1992-10-20 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation image processing apparatus, determination apparatus, and radiation image read-out apparatus |
US5272339A (en) * | 1990-06-20 | 1993-12-21 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for adjusting conditions in radiation image recording, readout, and reproducing systems |
JPH0490542A (ja) * | 1990-08-02 | 1992-03-24 | Fuji Photo Film Co Ltd | 高速撮影台 |
JPH04104135A (ja) * | 1990-08-23 | 1992-04-06 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像読取装置 |
US5539838A (en) * | 1990-09-14 | 1996-07-23 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Abnormal pattern detecting apparatus pattern finding aparatus and liner pattern width calculating apparatus |
JP2952428B2 (ja) * | 1990-10-18 | 1999-09-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像のエネルギーサブトラクション方法および装置 |
JPH04156689A (ja) * | 1990-10-19 | 1992-05-29 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像処理方法および装置 |
JP2707363B2 (ja) * | 1990-10-20 | 1998-01-28 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取装置 |
JP2694580B2 (ja) * | 1991-03-07 | 1997-12-24 | 富士写真フイルム株式会社 | 被写体像内画像点決定方法 |
JP2727257B2 (ja) * | 1991-04-16 | 1998-03-11 | 富士写真フイルム株式会社 | ニューラルネットワークを用いた放射線画像処理方法 |
JP2640582B2 (ja) * | 1991-04-18 | 1997-08-13 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギーサブトラクション画像生成方法 |
US5376801A (en) * | 1991-10-24 | 1994-12-27 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Radiation film and energy subtraction processing method using the same |
JPH07110042B2 (ja) * | 1991-12-04 | 1995-11-22 | 株式会社ニコン | 画像走査装置 |
US5333065A (en) * | 1991-12-09 | 1994-07-26 | Agfa-Gevaert | Signal to density mapping with controlled contrast |
JP2849964B2 (ja) * | 1991-12-26 | 1999-01-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像処理方法および装置 |
US5402338A (en) * | 1991-12-26 | 1995-03-28 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for forming energy subtraction images |
JP2676009B2 (ja) * | 1991-12-26 | 1997-11-12 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像読取条件および/または画像処理条件決定方法および装置ならびに放射線画像解析方法および装置 |
US5764791A (en) * | 1992-03-05 | 1998-06-09 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for determining the shape and location of an irradiation field |
JP2844281B2 (ja) * | 1992-04-16 | 1999-01-06 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像記録装置 |
JP3002923B2 (ja) * | 1992-04-20 | 2000-01-24 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像位置合せ装置およびその使用方法 |
JP2896827B2 (ja) * | 1992-06-18 | 1999-05-31 | 富士写真フイルム株式会社 | 光検出装置 |
JP2932020B2 (ja) * | 1992-10-15 | 1999-08-09 | 富士写真フイルム株式会社 | マーゲン画像読取条件および/または画像処理条件決定方法 |
US5483081A (en) * | 1992-10-19 | 1996-01-09 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for detecting light emitted by two surfaces of a stimulable phosphor sheet |
JP2981706B2 (ja) * | 1992-10-19 | 1999-11-22 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報撮影台、放射線画像情報記録読取装置およびカセッテ |
JP2952454B2 (ja) * | 1992-11-20 | 1999-09-27 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報記録読取方法および装置 |
US5747825A (en) * | 1992-11-20 | 1998-05-05 | Picker International, Inc. | Shadowgraphic x-ray imager with TDI camera and photo stimulable phosphor plate |
DE69331982T2 (de) * | 1992-11-27 | 2003-01-23 | Fuji Photo Film Co Ltd | Verfahren zur Lageanpassung von Röntgenbildern |
JP3270560B2 (ja) * | 1993-02-22 | 2002-04-02 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
US5501755A (en) * | 1994-02-18 | 1996-03-26 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Large area multi-electrode radiation detector substrate |
US5541028A (en) * | 1995-02-02 | 1996-07-30 | Eastman Kodak Company | Constructing tone scale curves |
EP0814594B1 (de) * | 1996-06-18 | 2004-09-08 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Bildlesegerät |
JPH103134A (ja) * | 1996-06-18 | 1998-01-06 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像読み取り装置 |
JP3946809B2 (ja) * | 1996-09-30 | 2007-07-18 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像処理方法および装置 |
JPH10213865A (ja) * | 1997-01-30 | 1998-08-11 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像読み取り装置 |
JP3851699B2 (ja) | 1997-02-06 | 2006-11-29 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像解析装置 |
JP3474765B2 (ja) | 1998-03-17 | 2003-12-08 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像記録・読み取りシステム |
JP2000003440A (ja) | 1998-06-12 | 2000-01-07 | Fuji Photo Film Co Ltd | モアレ除去フィルタ並びにこのフィルタを用いた画像処理方法および装置 |
KR20010110408A (ko) | 1998-11-25 | 2001-12-13 | 추후제출 | 단일 헤드를 갖는 형광 스크린 스캐닝 장치 |
US6628434B1 (en) | 1999-07-12 | 2003-09-30 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and system for image transfer and image signal output apparatus and terminal used therefor |
DE60121639T2 (de) | 2000-01-20 | 2007-07-26 | Fuji Photo Film Co., Ltd., Minami-Ashigara | Verfahren und Vorrichtung zur Unterdrückung eines periodisches Geräusches |
JP4209061B2 (ja) | 2000-02-09 | 2009-01-14 | 富士フイルム株式会社 | 画像処理符号復号化方法および画像処理符号復号化システム、画像処理符号化装置および画像処理復号化装置、並びに記録媒体 |
JP3955988B2 (ja) | 2000-03-09 | 2007-08-08 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像読取装置の検査方法 |
EP1143265A3 (de) | 2000-04-03 | 2006-05-24 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Vorrichtung zum Auslesen von Strahlungsbildern |
JP3999445B2 (ja) | 2000-06-29 | 2007-10-31 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取方法および装置 |
EP1202555A3 (de) | 2000-08-28 | 2004-12-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Verfahren, Vorrichtung und Programm zur Erzeugung eines Bildsignals |
JP2002125958A (ja) | 2000-10-25 | 2002-05-08 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像を幾何学的に計測するための計測処理装置 |
JP4265876B2 (ja) * | 2000-11-06 | 2009-05-20 | 富士フイルム株式会社 | 画像を幾何学的に計測するための計測処理装置 |
JP4087553B2 (ja) | 2000-11-07 | 2008-05-21 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像情報読取装置 |
JP2002148735A (ja) | 2000-11-08 | 2002-05-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報記録読取装置 |
JP2002148743A (ja) | 2000-11-08 | 2002-05-22 | Fuji Photo Film Co Ltd | 蓄積性蛍光体シート用カセッテ並びに放射線画像撮影装置、撮影情報登録装置および放射線画像情報読取装置 |
JP2002174868A (ja) | 2000-12-07 | 2002-06-21 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像情報読取装置 |
JP2002231926A (ja) | 2001-02-01 | 2002-08-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | ラインセンサおよびそれを用いた放射線画像情報読取装置 |
JP2002232640A (ja) | 2001-02-01 | 2002-08-16 | Fuji Photo Film Co Ltd | ラインセンサおよびそれを用いた放射線画像情報読取装置 |
US20020186873A1 (en) * | 2001-06-08 | 2002-12-12 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Image reproduction system |
JP2003008885A (ja) | 2001-06-19 | 2003-01-10 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像再生システム |
JP4285624B2 (ja) | 2001-06-21 | 2009-06-24 | 富士フイルム株式会社 | 画像信号生成方法および装置 |
EP1365575A1 (de) * | 2002-05-23 | 2003-11-26 | GRETAG IMAGING Trading AG | Verfahren und Vorrichtung zur Kontrastverbesserung von Bildern |
US20050012057A1 (en) * | 2003-05-08 | 2005-01-20 | Alara, Inc. | Method and apparatus for radiation image erasure |
US20050109961A1 (en) * | 2003-11-20 | 2005-05-26 | Fujifilm Electronic Imaging Ltd. | Imaging apparatus and method |
JP7143794B2 (ja) * | 2019-03-15 | 2022-09-29 | コニカミノルタ株式会社 | 画像処理装置、画像処理システム及びプログラム |
Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2262156A (en) * | 1940-06-05 | 1941-11-11 | Ass Press | Method and means for electrically compensating for photographic distortion |
GB861724A (en) * | 1958-07-04 | 1961-02-22 | Times Facsimile Corp | Method and apparatus for facsimile telegnosis |
GB1236377A (en) * | 1967-09-04 | 1971-06-23 | Crosfield Electronics Ltd | Improvements relating to non-linear function generators |
US3895317A (en) * | 1971-04-29 | 1975-07-15 | Rca Corp | Control circuits |
US3859527A (en) * | 1973-01-02 | 1975-01-07 | Eastman Kodak Co | Apparatus and method for producing images corresponding to patterns of high energy radiation |
US3975637A (en) * | 1973-10-23 | 1976-08-17 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Device for storage and display of a radiation image |
US3988602A (en) * | 1975-02-03 | 1976-10-26 | Goodyear Aerospace Corporation | Method and apparatus for enhancing data |
JPS5285872A (en) * | 1976-01-08 | 1977-07-16 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Radiation picture receiving and reproduction apparatus |
US4149076A (en) * | 1976-04-05 | 1979-04-10 | Albert Richard D | Method and apparatus producing plural images of different contrast range by X-ray scanning |
JPS5486353A (en) * | 1977-12-22 | 1979-07-09 | Canon Inc | Recorder |
US4284889A (en) * | 1978-10-05 | 1981-08-18 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method for recording radiation image using stimulable phosphor |
JPS5588740A (en) * | 1978-12-26 | 1980-07-04 | Fuji Photo Film Co Ltd | Method of treating gradation of radiation picture of breast and its device |
-
1979
- 1979-02-28 JP JP2309279A patent/JPS55116340A/ja active Granted
-
1980
- 1980-02-26 US US06/124,770 patent/US4276473A/en not_active Expired - Lifetime
- 1980-02-27 FR FR8004335A patent/FR2450471B1/fr not_active Expired
- 1980-02-28 DE DE3007559A patent/DE3007559C2/de not_active Expired
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2450471A1 (fr) | 1980-09-26 |
JPS55116340A (en) | 1980-09-06 |
JPS6326585B2 (de) | 1988-05-30 |
DE3007559A1 (de) | 1980-09-18 |
US4276473A (en) | 1981-06-30 |
FR2450471B1 (fr) | 1986-05-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE3007559C2 (de) | Verfahren zur Veränderung der Gradation eines Strahlungsbildes und Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens | |
US4302672A (en) | Image gradation processing method and apparatus for radiation image recording system | |
DE2952422C2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem | |
US4310886A (en) | Image gradation processing method and apparatus for radiation image recording system | |
US4855598A (en) | Energy subtraction processing method for radiation images, stimulable phosphor sheet, stimulable phosphor sheet composite member & stimulable phosphor sheet filter composite member used for the method | |
US4387428A (en) | Method of and apparatus for processing a radiation image | |
DE2940454C2 (de) | Verfahren zur Aufzeichnung eines Strahlungsbildes auf einem Aufzeichnungsmaterial | |
EP0482712B1 (de) | Verfahren zur Dynamikkompression in Röntgenaufnahmen und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE69919260T2 (de) | Röntgeneinrichtung | |
DE60004945T2 (de) | Methode und Geräte für Farb-Radiographie, und Farb-Lichtemissionsfolie dafür | |
DE3248646C2 (de) | ||
Kato et al. | New computed radiography using scanning laser stimulated luminescence | |
DE4328462A1 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Strahlungsabbildung | |
DE69815252T2 (de) | Belichtungssteuerung auf basis von einem bedeutenden teil eines röntgenstrahlbildes | |
DE4329691A1 (de) | Strahlungsbild-Lesegerät | |
EP0145982B1 (de) | Skalenfaktoreinstellverfahren für Strahlungsbilder | |
DE2952423A1 (de) | Verfahren zur graduationsverarbeitung einer roentgenaufnahme des brustraumes und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens | |
DE19962773A1 (de) | Vorrichtung zum Auslesen von in einer Speicherschicht abgespeicherten Informationen sowie Röntgenkassette und Röntgentisch | |
DE102009032252B3 (de) | Verfahren zur Erzeugung von Röntgenbildern mit einem Mehrenergie-Röntgendetektionssystem sowie Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE3205693A1 (de) | Roentgenbildwandler | |
DE4239957C2 (de) | Röntgenbild-Aufnahmevorrichtung | |
DE2952426C2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines Strahlungsbildes | |
DE3433141C2 (de) | ||
DE19906029B4 (de) | Röntgeneinrichtung sowie Festkörper-Strahlungsdetektor | |
DE10219751A1 (de) | Röntgendetektor mit einer Konverterschicht |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |