JP3465028B2 - How to read radiation image information - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、輝尽性蛍光体プレート
に蓄積された放射線画像情報の読取り方法に関し、特
に、励起光（読出し光）の散乱に起因する他の画素から
の干渉を除去して補正された、正確な画像情報を読取る
方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method for reading radiation image information accumulated on a stimulable phosphor plate, and more particularly, it eliminates interference from other pixels due to scattering of excitation light (readout light). The present invention relates to a method for reading accurate image information that has been corrected.

【０００２】[0002]

【従来の技術】輝尽性蛍光体プレート（以下、単にプレ
ートという）に蓄積された放射線画像情報は、例えば、
図２０に示されるような読取り装置を使用して読取られ
る。すなわち、プレート１０にレーザ光（励起光）を照
射し、この結果生じる輝尽発光を、光ファイバーの集合
体である集光体１７により集光し、光電子倍増管（フォ
トマル）１９によって電気信号に変換して読取る。2. Description of the Related Art Radiation image information accumulated on a stimulable phosphor plate (hereinafter, simply referred to as a plate) is, for example,
It is read using a reader as shown in FIG. That is, the plate 10 is irradiated with laser light (excitation light), the resulting stimulated emission is condensed by a condenser 17 which is an assembly of optical fibers, and converted into an electric signal by a photomultiplier tube (photomul) 19. Convert and read.

【０００３】この読取りの際、図２１に示されるよう
に、励起光はプレート１０や集光体１７において複雑に
散乱し、散乱光は、情報を読み出そうとする画素（注目
画素）の周囲の多数の画素に達して、その結果、それら
の画素において不要な発光が生じる。この発光は、注目
画素からの正式な発光と混じって読取られるため、画素
間の干渉が起きてしまっていた。At the time of this reading, as shown in FIG. 21, the excitation light is scattered in a complex manner in the plate 10 and the light collector 17, and the scattered light surrounds the pixel (pixel of interest) from which information is to be read. Of pixels, resulting in unwanted emission at those pixels. Since this light emission is mixed with the formal light emission from the target pixel and is read, interference between the pixels has occurred.

【０００４】この励起光の散乱光による画素間の干渉を
補正する方法として、特公平４−３９９４７号公報に記
載される技術が提案されている。この技術は、注目画素
にある光量の励起光を照射したときの、周囲の任意画素
を照射する、その励起光の散乱光の光量を計算や実験で
求め、励起光の光量と散乱光の光量との比を用いて、読
取られた画像信号を補正するものである。As a method of correcting the interference between pixels due to the scattered light of the excitation light, a technique described in Japanese Patent Publication No. 4-39947 has been proposed. This technology calculates the amount of scattered light of the excitation light when irradiating an arbitrary pixel in the surroundings when the amount of excitation light in the pixel of interest is irradiated, and obtains it by calculation or experiment, The read image signal is corrected by using the ratio of

【０００５】[0005]

【発明が解決しようとする課題】上述した補正技術につ
いて、本発明者が検討した結果、以下の事項が明らかと
なった。すなわち、この補正技術では、集光体の集光効
率が考慮されていないため、現実の干渉による影響を正
確には把握できていないということである。DISCLOSURE OF THE INVENTION As a result of the inventor's examination of the above-mentioned correction technique, the following matters have become clear. That is, in this correction technique, the light collection efficiency of the light collector is not taken into consideration, so that the effect of actual interference cannot be accurately grasped.

【０００６】集光体として、図２３（ａ）に示されるよ
うな光ファイバー１１０の集まりであるような場合を考
える。なお、一本の光ファイバーは、同図（ｂ）に示さ
れるように、３０°程度の入射角の光しか集光できな
い。Consider a case where the condensing body is a group of optical fibers 110 as shown in FIG. It should be noted that one optical fiber can only collect light having an incident angle of about 30 °, as shown in FIG.

【０００７】すると、図２２のように、散乱光によって
発光した輝尽発光光の全部がノイズ光として読取られる
のではなく、入射角が３０°以上のものは現実には集光
されず、画素間の干渉に寄与しない（図中、発光Ａはノ
イズ光となり、発光Ｂはノイズ光とならない）。Then, as shown in FIG. 22, not all of the stimulated emission light emitted by the scattered light is read as noise light, but those having an incident angle of 30 ° or more are not actually collected and the pixel is not collected. Does not contribute to interference between them (in the figure, the light emission A becomes noise light and the light emission B does not become noise light).

【０００８】したがって、正確な補正を行うためには、
散乱光による発光光量と共に、その発光が集光体１７に
よって現実に集光される率（集光率γ）を考慮しなくて
はならない。したがって、この集光率γを考慮せずに補
正を行うと、本来ならノイズ光となっていないにもかか
わらず、計算上はノイズ光として把握され、現実の読取
り信号値から最終的に減算されてしまうため、減算のし
すぎとなって、結局、実際の注目画素の信号値を正確に
は求められないことになる。Therefore, in order to make an accurate correction,
In addition to the amount of light emitted by scattered light, the rate at which the emitted light is actually condensed by the condensing body 17 (condensing rate γ) must be taken into consideration. Therefore, if correction is performed without taking this light collection rate γ into consideration, it is recognized as noise light in the calculation, although it is not originally noise light, and is finally subtracted from the actual read signal value. Therefore, the subtraction is performed too much, and eventually the actual signal value of the pixel of interest cannot be accurately obtained.

【０００９】この不都合の例を図２４に示す。上側の図
は、下側に示されるように、輝尽性蛍光体プレート１０
の中央部に無信号領域（放射線による潜像がない領域）
を設けておいて、信号の読取りを行った場合のプロファ
イルを示している。補正前（ａ）では、散乱光に起因す
る周囲画素からのノイズ光によって、実際には無信号で
あるにもかかわらず、信号が読取られてしまい、コント
ラストが低下している。An example of this inconvenience is shown in FIG. The upper figure shows the stimulable phosphor plate 10 as shown on the lower side.
Signal-free area in the center of the area
Is provided to show the profile when the signal is read. Before correction (a), noise light from surrounding pixels caused by scattered light causes a signal to be read even though there is actually no signal, and the contrast is lowered.

【００１０】ここで、上述の補正技術を用いて補正を行
うと、ｂのように、減算しすぎのために読取り値がマイ
ナスとなってしまった。本発明は、このような減算のし
すぎを排除し、ｃのように、正確な補正ができるように
することを目指すものである。Here, when correction is performed using the above-mentioned correction technique, the read value becomes negative due to excessive subtraction as shown in b. The present invention aims to eliminate such an excessive subtraction and enable accurate correction like c.

【００１１】なお、以上のことは集光体として光ファイ
バーを束ねたものについて述べてきたが、その他の集光
体についても同じことが言える。それについて、以下で
説明する。Although the above description has been made with respect to a bundle of optical fibers as a light collector, the same can be said for other light collectors. This will be described below.

【００１２】プレートから出てくる輝尽発光光は一般に
方向性がなく、その強度の角度依存性は、図２５（ａ）
のように、プレート面の垂線となす角のコサインとな
る。図２５（ｂ）は、集光体としてアクリルシートを用
いたときの例を示すが、この場合には、アクリルシート
端面に入射してくる光は、ほぼ全部集光することができ
る。The stimulated emission light emitted from the plate generally has no directivity, and the angle dependence of its intensity is shown in FIG.
, It is the cosine of the angle formed by the normal to the plate surface. FIG. 25B shows an example in which an acrylic sheet is used as the light collector, but in this case, almost all the light incident on the end surface of the acrylic sheet can be collected.

【００１３】しかし、その場合においても、点Ｄで発光
した光に対する集光率と、点Ｅで発光した光に対する集
光率とは異なることとなる。つまり、図２５（ｂ）でθ
＞φであり、よって点Ｅで発光し集光体に入る光の単位
立体角当たりの強度は、点Ｄで発光した光が集光体に入
ることができる単位立体角当たりの強度より小さく、か
つ、点Ｅで発光して集光体に端面に入射する光の全立体
角は、点Ｄのそれより小さい。よって、点Ｅで発光した
光に対する集光率は、点Ｄで発光した光に対する集光率
より小さくなる。However, even in that case, the light collection ratio for the light emitted at the point D is different from the light collection ratio for the light emitted at the point E. That is, in FIG.
> Φ, and thus the intensity per unit solid angle of the light emitted at the point E and entering the condenser is smaller than the intensity per unit solid angle at which the light emitted at the point D can enter the condenser, Moreover, the total solid angle of the light emitted at the point E and incident on the end face of the light collector is smaller than that at the point D. Therefore, the light collection rate for the light emitted at the point E is smaller than the light collection rate for the light emitted at the point D.

【００１４】このように、集光体としてアクリルシート
を使った場合にも、集光体との相対位置によって集光率
が違ってくることになる。図２５（ｃ）には、集光体と
反射板とを組み合わせた集光系の例を示す。この場合、
点ＥやＦで発光した光は、反射板や集光体の側面にじゃ
まされ集光されない。従って、点Ｄで発光した光に対す
る集光率と、点ＥやＦで発光した光に対する集光率とは
異なることになる。As described above, even when an acrylic sheet is used as the light collector, the light collection rate varies depending on the relative position to the light collector. FIG. 25C shows an example of a light collecting system in which a light collecting body and a reflecting plate are combined. in this case,
The light emitted at the points E and F is blocked by the side surfaces of the reflector and the condenser and is not condensed. Therefore, the light collection rate for the light emitted at the point D is different from the light collection rate for the light emitted at the points E and F.

【００１５】以上のように、光ファイバーを束ねた集光
体以外の集光体においても、集光体との相対位置により
集光率が異なり、補正する際には、この集光率の違いを
考慮にいれなければならない。As described above, even in a light collecting body other than the light collecting body in which the optical fibers are bundled, the light collecting rate differs depending on the relative position to the light collecting body, and when the correction is made, this difference in light collecting rate is taken into consideration. It must be taken into consideration.

【００１６】したがって、本発明の目的は、簡単かつ現
実的な手法を用い、より正確な干渉補正を行うことがで
きる放射線画像情報の読取り方法を提供することにあ
る。Therefore, an object of the present invention is to provide a method of reading radiation image information which can perform more accurate interference correction by using a simple and realistic method.

【００１７】[0017]

【課題を解決するための手段】本発明の代表的な例の概
要は、以下のとおりである。 （１）すなわち、放射線画像情報が蓄積されている輝尽
性蛍光体プレートを励起光で走査し、この走査によって
前記プレートから発せられる輝尽発光光を集光体によっ
て集光し、集光した光を光電変換して電気的な画像信号
として読取り、読取られた画像信号に対して、前記励起
光の散乱に起因する画素間の干渉を除去する補正を行っ
て正確な画像信号を取得する、放射線画像情報の読取り
方法であって、注目画素（補正対象となる画素）の信号
の読取りの際に、励起光の散乱光によって発光した他の
画素がその注目画素に与える干渉の度合いを、各画素毎
に前記集光体の集光効率も考慮して求めて、これを係数
化しておき、実際の読取りによって得られた、前記他の
画素のそれぞれの画像信号値に、各画素についての前記
注目画素に与える干渉の度合いを示す係数を作用させ、
その結果得られた値の総和値を求め、次に、注目画素に
ついての読取られた画像信号から前記総和値を減算し、
注目画素についての干渉補正された画像信号を得ること
を特徴とするものである。The outline of a typical example of the present invention is as follows. (1) That is, the stimulable phosphor plate on which the radiation image information is accumulated is scanned with excitation light, and the stimulated emission light emitted from the plate by this scanning is condensed by a condenser and condensed. The light is photoelectrically read to be read as an electric image signal, and the read image signal is corrected by removing the interference between pixels due to the scattering of the excitation light to obtain an accurate image signal. A method of reading radiation image information, wherein, when reading a signal of a pixel of interest (pixel to be corrected), the degree of interference given to the pixel of interest by other pixels emitted by scattered light of excitation light is The light-collecting efficiency of the light-collecting body is also taken into consideration for each pixel, and this is made into a coefficient, and the image signal value of each of the other pixels obtained by actual reading is added to the above-mentioned Give to target pixel By the action of factor indicating the degree of negotiations,
The sum value of the values obtained as a result is obtained, and then the sum value is subtracted from the read image signal of the pixel of interest,
It is characterized in that an interference-corrected image signal for the pixel of interest is obtained.

【００１８】（２）この例の方法を現実に実施する場合
には、図１に示す各ステップ１〜４を実施すればよい。 （３）本発明の重要なポイントである、集光体の現実の
集光率を考慮した、画素間の干渉の度合いを求めること
（図１のステップ１）は、図２に示される手法を用い
て、実現される。(2) To actually carry out the method of this example, steps 1 to 4 shown in FIG. 1 may be carried out. (3) To obtain the degree of interference between pixels (step 1 in FIG. 1), which is an important point of the present invention, in consideration of the actual light collection ratio of the light collector, the method shown in FIG. It is realized by using.

【００１９】すなわち、図２（ａ）のように、注目画素
（ア）に対して、ノイズ源となる画素（イ）が与える現
実の影響を求める場合を考える。この場合、以下の手法
を実行する。That is, let us consider a case where, as shown in FIG. 2A, the actual influence of the pixel (a), which is a noise source, on the target pixel (a) is obtained. In this case, the following method is executed.

【００２０】まず、注目画素（ア）に関して、画素
（イ）の点対称位置にある画素（ウ）を考え（画素
（ウ）は、図２（ａ）において点線で示される）、そし
て、画素（ア），（イ），（ウ）の相対的な位置関係の
等価性（後述）に着目する。First, regarding the pixel of interest (a), consider a pixel (c) at a point symmetrical position of the pixel (a) (the pixel (c) is indicated by a dotted line in FIG. 2 (a)), and the pixel Pay attention to the equivalence of the relative positional relationships of (a), (a), and (c) (described later).

【００２１】次に、図２（ｂ）に示すように、注目画
素（ア）のみに放射線エネルギーを蓄積させる。すなわ
ち、注目画素（ア）の孤立ドット信号を形成する。 次に、図２（ｂ）の上側から読取りを行い、励起光が
画素（ウ）を照射したときに読取られた信号値を、ｓ
（ウ）とする。この場合、本来ならば画素（ウ）には蓄
積信号がないため、ｓ（ウ）は零になるはずである．し
かし、この場合、画素（ウ）の読み出しのための励起光
が散乱し、その散乱光によって画素（ア）が輝尽発光
し、その輝尽発光光の一部が画素（ウ）を含む位置にあ
る集光体によって集光されるため（その集光された光が
ノイズ光となる）、ｓ（ウ）は、ある信号値をもつよう
になる。Next, as shown in FIG. 2B, radiation energy is accumulated only in the pixel of interest (A). That is, the isolated dot signal of the target pixel (a) is formed. Next, reading is performed from the upper side of FIG. 2B, and the signal value read when the excitation light illuminates the pixel (C) is represented by s
(C) In this case, since there is no accumulated signal in the pixel (c), s (c) should be zero. However, in this case, the excitation light for reading out the pixel (c) is scattered, the scattered light causes the pixel (a) to emit stimulated emission, and a part of the stimulated emission light includes the position where the pixel (c) is included. Since the light is condensed by the light collector in (1) (the collected light becomes noise light), s (c) has a certain signal value.

【００２２】次に、図２（ｂ）の中段に示すように、
励起光が注目画素（ア）を照射したときに読取られた信
号値を、ｕ（ア）とする。このｕ（ア）は、注目画素
（ア）の正規の輝尽発光光による、信号である。Next, as shown in the middle part of FIG.
The signal value read when the excitation light irradiates the target pixel (A) is u (A). This u (a) is a signal generated by the regular stimulated emission light of the target pixel (a).

【００２３】ｓ（ウ）／ｕ（ア）をもって、画素
（イ）が画素（ア）に与える干渉の影響を示す係数と
し、これをｆ（イ）とする。このステップにおいて、画
素間の相対位置の等価性を使っている。すなわち、本
来、ｓ（ウ）／ｕ（ア）は、注目画素（ア）が画素
（ウ）に与える干渉量を自己の発光との割合で表したも
のであるが、これは、相対的位置関係が同じである画素
（イ）が画素（ア）に与える干渉の度合いにほかならな
い。Let s (c) / u (a) be a coefficient indicating the influence of interference of pixel (a) on pixel (a), and let this be f (a). In this step, the relative position equivalence between pixels is used. That is, originally, s (u) / u (a) represents the amount of interference given by the pixel of interest (a) to the pixel (c) as a ratio with its own light emission. It is nothing but the degree of interference that pixel (a) having the same relationship gives to pixel (a).

【００２４】このようにして、極めて簡単に、実測によ
り、集光体の集光率を考慮した画素間の干渉の度合いを
定量できる。後は、図１のステップ３，４に示すとお
り、実際の読取り値に各画素についての係数ｆを乗算
し、それらの総和（全干渉量）を、注目画素の読取り値
から減算すればよい。以上の手法を踏まえ、図１のステ
ップを、より細かく記載したのが図３である。In this way, the degree of interference between pixels can be quantified by taking actual measurement into consideration in a very simple manner. After that, as shown in steps 3 and 4 of FIG. 1, the actual read value may be multiplied by the coefficient f for each pixel, and the sum (total interference amount) thereof may be subtracted from the read value of the pixel of interest. Based on the above technique, FIG. 3 shows the steps of FIG. 1 in more detail.

【００２５】なお、上述の説明では、注目画素（ア）に
のみ放射線を照射して放射線エネルギーを蓄積させるこ
とを前提としているが、実際の放射線の照射（放射線エ
ネルギーの蓄積）に際しては、その注目画素（ア）の他
に、隣接する他の画素にも放射線が照射されて、結果的
に、放射線エネルギーが蓄積された孤立ドット群が形成
される場合がある。In the above description, it is premised that the target pixel (a) is irradiated with radiation to accumulate the radiation energy. However, in actual irradiation of radiation (accumulation of radiation energy), the attention is paid. In addition to the pixel (a), other adjacent pixels may be irradiated with radiation, and as a result, an isolated dot group in which radiation energy is accumulated may be formed.

【００２６】この場合、注目画素（ア）以外の画素の信
号値を無視して上述のとおりの手法を適用すると、散乱
光補正の精度が低下することになる。したがってこの場
合には、放射線エネルギーが蓄積された孤立ドット（画
素）群から得られる全信号値の総和値（放射線が照射さ
れた画素に対応する信号値の総和値）を、上述の注目画
素（ア）に対応する信号値に置き換えて適用する。要す
るに、本発明は、現実の実施にも何ら問題がないという
ことである。In this case, if the method as described above is applied while ignoring the signal values of the pixels other than the pixel of interest (a), the accuracy of the scattered light correction will decrease. Therefore, in this case, the sum total value of all the signal values obtained from the isolated dot (pixel) group in which the radiation energy is accumulated (the sum total value of the signal values corresponding to the pixels irradiated with the radiation) is set to the above-mentioned pixel of interest ( Replace with the signal value corresponding to (a) and apply. In short, the present invention has no problem in actual implementation.

【００２７】以上まとめると、本発明は、孤立した放射
線エネルギー蓄積領域（注目画素の１画素のみか、その
周辺の数画素を含むかは問わない）を形成し、その放射
線エネルギー蓄積領域から離れた他の画素についての実
際の読取り信号値と、放射線エネルギー蓄積領域の実際
の読取り信号値との比から、注目画素に関して前記他の
画素と点対称の位置にある画素の、注目画素に対する干
渉係数を取得するものである。In summary, the present invention forms an isolated radiation energy storage area (whether it includes only one pixel of interest or several surrounding pixels) and separates it from the radiation energy storage area. From the ratio of the actual read signal value of the other pixel and the actual read signal value of the radiation energy storage region, the interference coefficient of the pixel at the position point-symmetrical to the other pixel with respect to the target pixel to the target pixel is calculated. Is what you get.

【００２８】（４）但し、上述の画素間の相対位置の等
価性を用いるためには、図４〜図６に示す３つの仮定が
成り立つことが前提となる。すなわち、図４は散乱光の
光量の等価性（仮定１）を表し、図５はノイズ光の集光
率の等価性（仮定２）を表し、図６は散乱光の積算光量
の等価性（仮定３）を表す。(4) However, in order to use the equivalence of the relative positions between pixels described above, it is premised that the three assumptions shown in FIGS. 4 to 6 hold. That is, FIG. 4 shows the equivalence of the amount of scattered light (Assumption 1), FIG. 5 shows the equivalence of the collection ratio of noise light (Assumption 2), and FIG. 6 shows the equivalence of the integrated amount of scattered light ( It represents assumption 3).

【００２９】散乱光の積算光量の等価性というのは、読
取りを開始してから画素（ウ）を読取る直前までに、画
素（ア）に届いた励起光散乱光の積算光量と、読取りを
開始してから画素（ア）を読取る直前までに、画素
（イ）に届いた励起光散乱光の積算光量とが等しいこと
を言っている。The equivalence of the accumulated light amount of scattered light means that the accumulated light amount of the excitation light scattered light that has reached the pixel (a) and the reading are started from the start of reading to immediately before reading the pixel (c). It is said that the accumulated light quantity of the excitation light scattered light reaching the pixel (a) is equal to the time immediately before reading the pixel (a).

【００３０】散乱光の積算光量を考慮するのは、その積
算光量が違うと輝尽発光光量が変わってきてしまうから
である。図７にその例を示す。図７は、プレートにＸ線
を照射し、その後、強度が一定の励起光を走査せずに止
めたままプレートに照射し続けたときの、励起光照射時
間と輝尽発光光量との関係を示したものである。The integrated light quantity of scattered light is taken into consideration because the stimulated emission light quantity changes when the integrated light quantity is different. FIG. 7 shows an example thereof. FIG. 7 shows the relationship between the excitation light irradiation time and the amount of stimulated emission light when the plate is irradiated with X-rays and then the plate is irradiated with the excitation light having a constant intensity without being scanned and continuously irradiated with the plate. It is shown.

【００３１】図７をみると、時間がたつにつれ、発光量
が減少していくのがわかる。つまり、それまでに照射さ
れた励起光の積算光量が違うと、発光量が変化してしま
うことになる。なお、図７は、Ｘ線照射量には依存しな
い。It can be seen from FIG. 7 that the amount of light emission decreases with time. In other words, if the accumulated light amount of the excitation light emitted by that time is different, the light emission amount will change. Note that FIG. 7 does not depend on the X-ray irradiation dose.

【００３２】以上の３つの仮定は、輝尽性蛍光体プレー
トの極周辺を除いて、ほぼ全域に渡って広く成り立つも
のである。The above three assumptions are widely established over almost the entire area of the photostimulable phosphor plate, except for the periphery thereof.

【００３３】[0033]

【作用】 集光体の現実の集光効率を加味して、散乱光に起因す
る干渉の補正を行えるため、正確な補正を行える。With the actual light collection efficiency of the light collector taken into consideration, the interference caused by the scattered light can be corrected, so that accurate correction can be performed.

【００３４】散乱光による発光の影響を計算で求める
のではなく、孤立ドット信号を形成したプレートの実際
の読取りによって求めるため、非常に簡単に干渉の影響
を特定できる。Since the effect of light emission due to scattered light is not calculated but calculated by actual reading of the plate on which the isolated dot signal is formed, the effect of interference can be specified very easily.

【００３５】したがって、読取って再現した画像のコ
ントラストが向上し、医療用の画像の読取りに適用した
場合には、装置の診断能を向上できる。Therefore, the contrast of the image read and reproduced is improved, and when it is applied to the reading of medical images, the diagnostic ability of the apparatus can be improved.

【００３６】[0036]

【実施例】次に、本発明の実施例について図面を参照し
て説明する。以下、５つの実施例について説明するが、
実施例５は、実施例１〜４を総括して、数式も用いて具
体的に、より詳細に示す例である。Embodiments of the present invention will now be described with reference to the drawings. Five examples will be described below.
Example 5 is an example in which Examples 1 to 4 are summarized and specifically shown in more detail using mathematical expressions.

【００３７】（１）実施例１（図８〜図１３） 図８に示すように、画素（１）〜（９）までの９つの画
素を考え、画素（５）を注目画素（補正対象の画素）と
し、他の画素は、その注目画素（５）の読取りの際に、
励起光の散乱光によって発光してノイズを与える画素で
ある。以下、注目画素（５）の読取り信号から、いかに
ノイズを除去するかを、順をおって説明する。(1) Embodiment 1 (FIGS. 8 to 13) As shown in FIG. 8, nine pixels from pixels (1) to (9) are considered, and pixel (5) is selected as a target pixel (correction target). Pixel) and other pixels when reading the target pixel (5)
The pixel emits light by scattered light of excitation light to give noise. Hereinafter, how to remove noise from the read signal of the target pixel (5) will be described step by step.

【００３８】図８について；１画素分の穴４１が開口さ
れた鉛板４０にＸ線を照射し、プレート１０上の画素
（５）にのみ孤立ドット信号を形成する。Referring to FIG. 8, the lead plate 40 in which the hole 41 for one pixel is opened is irradiated with X-rays, and an isolated dot signal is formed only in the pixel (5) on the plate 10.

【００３９】図９について；注目画素（５）にのみ孤立
ドット信号が形成されたプレート１０に対して励起光を
走査し、信号を読取り、各画素に対応する読取り値をｓ
（１）〜ｓ（９）とする。なお、ｕ（５）＝ｓ（５）と
する。Regarding FIG. 9; the plate 10 in which the isolated dot signal is formed only in the pixel of interest (5) is scanned with the excitation light, the signal is read, and the read value corresponding to each pixel is s.
(1) to s (9). Note that u (5) = s (5).

【００４０】図１０について；各画素の読取り信号ｓ
（１）〜ｓ（９）を、それぞれｕ（５）で割算し、係数
ｆ（１）〜ｆ（９）を求める。次に、注目画素（５）を
中心として、各係数ｆ（１）〜ｆ（９）を１８０°回転
させて、点対称の位置に移動させる。Regarding FIG. 10; read signal s of each pixel
Each of (1) to s (9) is divided by u (5) to obtain coefficients f (1) to f (9). Next, the coefficients f (1) to f (9) are rotated by 180 ° about the pixel of interest (5) and moved to a point-symmetrical position.

【００４１】図１１について；画像信号を実際に読取
り、読取った値ｋ（１）〜ｋ（９）をフレームメモリ５
３に記憶させる。Referring to FIG. 11, the image signal is actually read, and the read values k (1) to k (9) are stored in the frame memory 5
Store in 3.

【００４２】図１２について；現実の読取り値ｋ（１）
〜ｋ（９）に、係数ｆ（９）〜ｆ（１）を乗算し、他の
画素についての積の総和を、注目画素の読取り値ｋ
（５）から減算して、注目画素（５）についての補正値
Ｇ（５）を得る。Regarding FIG. 12; actual reading k (1)
˜k (9) are multiplied by the coefficients f (9) to f (1), and the sum of products for other pixels is calculated as the reading value k of the pixel of interest.
Subtracting from (5), the correction value G (5) for the pixel of interest (5) is obtained.

【００４３】以上のような処理は、図１３に示すような
構成、すなわち、フレームメモリ（Ｍ），係数メモリ
（Ｒ），乗算−加算演算器７０，減算器７１の構成を用
いて、実行できる。The above processing can be executed by using the configuration shown in FIG. 13, that is, the configuration of the frame memory (M), the coefficient memory (R), the multiplication-addition calculator 70, and the subtractor 71. .

【００４４】上述の実施例では、画素数が９個の場合で
あったが、一般の放射線画像は、画素数が数百万画素程
度となり、励起光の散乱も数１０から数１００画素程度
にまで及ぶ。従って、一つの注目画素について数１００
から数１００００の係数ｆを求め、補正を行うこととな
る。In the above-described embodiment, the number of pixels is 9, but in general radiation images, the number of pixels is about several millions, and the scattering of excitation light is also about several tens to several hundreds of pixels. Extend to Therefore, several hundreds for one pixel of interest
From this, a coefficient f of several 10,000 is obtained and correction is performed.

【００４５】そして、これまでは、一つの注目画素の補
正方法について述べてきたが、実際に画像を得るために
は、この補正を全画素について行わなければならない。
従って、全ての画素について、その画素を補正するため
の係数群ｆが必要となる。Up to now, the correction method for one pixel of interest has been described, but in order to actually obtain an image, this correction must be performed for all pixels.
Therefore, for every pixel, the coefficient group f for correcting the pixel is required.

【００４６】この係数群ｆは変化しないことが多い。従
ってその場合には、図３のステップ１を一度行って係数
群ｆを求め、その係数群ｆで全ての画素の補正を行うよ
うにしてもよい。In many cases, this coefficient group f does not change. Therefore, in that case, step 1 in FIG. 3 may be performed once to obtain the coefficient group f, and all the pixels may be corrected by the coefficient group f.

【００４７】（２）実施例２（図２６） 前掲の実施例では、注目画素にのみ、放射線を照射して
孤立ドット信号を形成いるが、実際には、注目画素に隣
接する複数の画素に渡って照射されることもある。この
場合、他の画素の信号値を無視すると、散乱光の補正の
精度が低下することになる。(2) Embodiment 2 (FIG. 26) In the embodiment described above, radiation is radiated only to the pixel of interest to form an isolated dot signal. However, in reality, a plurality of pixels adjacent to the pixel of interest are formed. It may be irradiated across. In this case, if the signal values of the other pixels are ignored, the accuracy of correction of scattered light will decrease.

【００４８】しかし、このような場合でも、放射線が照
射された画素に対応する信号値の総和値をｕとし、この
ｕを、前掲の実施例における注目画素に対応する信号値
と同様に扱うことにより、補正の精度の低下を防止でき
る。However, even in such a case, the total value of the signal values corresponding to the pixels irradiated with radiation is set to u, and this u is treated in the same manner as the signal value corresponding to the pixel of interest in the above-mentioned embodiment. As a result, it is possible to prevent a decrease in correction accuracy.

【００４９】すなわち、放射線が照射された画素に対応
する信号値の総和値をｕとし、ある画素についての読取
られた信号値をｓとすると、そのｓをｕで割算すること
によって係数ｆを求めることができる。That is, if the sum of the signal values corresponding to the pixels irradiated with radiation is u and the read signal value for a pixel is s, the coefficient f is calculated by dividing s by u. You can ask.

【００５０】このことについて、図２６を参照して説明
する。図２６の場合、画素（１）〜（４）の４画素にわ
たって放射線が照射されている。ここで、画素（ｉ）を
注目画素としたとき（ｉは１〜４のいずれかである）の
画素（ウ）の係数をｆ_i (ウ) とすると、信号値ｓ
（ウ）は、下記（１）式で表される。This will be described with reference to FIG. In the case of FIG. 26, the radiation is applied to four pixels of pixels (1) to (4). Here, when the coefficient of the pixel (c) when the pixel ( _i ) is the target pixel (i is one of 1 to 4) is f _i (c), the signal value s
(C) is represented by the following equation (1).

【００５１】[0051]

【数１】 [Equation 1]

【００５２】ここで、ｆ₁ （ウ）〜ｆ₄ （ウ）が等しい
とすると、ｓ（ウ）は下記（２）式のようになる。Here, if f ₁ (c) to f ₄ (c) are equal, s (c) is given by the following equation (2).

【００５３】[0053]

【数２】 [Equation 2]

【００５４】このとき、ｆ₁ （ウ）は、下記（３）式の
ようになる。At this time, f ₁ (c) is given by the following equation (3).

【００５５】[0055]

【数３】 [Equation 3]

【００５６】このように、ｓ（ウ）をｕで割算すること
により、係数ｆ_i (ウ) を求めることができる。なお、
ｆ₁ （ウ）〜ｆ₄ （ウ）までの係数が全く等しくなると
いうことは、正確にはないが、注目画素の極近傍を除け
ば、これらは近似的に成り立つ。Thus, the coefficient f _i (c) can be obtained by dividing s (c) by u. In addition,
It is not exact that the coefficients f ₁ (c) to f ₄ (c) are exactly the same, but they are approximately the same except for the immediate vicinity of the pixel of interest.

【００５７】（３）実施例３（図１４） 実施例１において、現実の読取り値、ｋ（１）〜ｋ
（９）にも、実際には、画素間の干渉の影響が含まれて
おり、より厳密な補正を行うためには、この現実の読取
り値、ｋ（１）〜ｋ（９）についても補正をしなければ
ならない。(3) Third Embodiment (FIG. 14) In the first embodiment, the actual read value, k (1) to k (1) to k
Actually, (9) also includes the influence of interference between pixels, and in order to perform more strict correction, the actual read values, k (1) to k (9), are also corrected. I have to

【００５８】その例を図１４に示す。読取られた画像信
号をフーリエ変換手段８０によって周波数域の信号に変
換し、周波数処理手段８１によって、所定の関数に応じ
た周波数処理を行い、これによって干渉項を分離し、逆
フーリエ変換手段８２により正規の信号のみを元に戻し
て取り出し、純粋な読取り値ｋ´（１）〜ｋ´（９）得
る。An example thereof is shown in FIG. The read image signal is converted into a signal in the frequency range by the Fourier transforming means 80, the frequency processing means 81 performs frequency processing according to a predetermined function, thereby separating the interference term, and the inverse Fourier transforming means 82. Only the legitimate signal is restored and taken out to obtain pure readings k '(1) to k' (9).

【００５９】（４）実施例４（図１５） 実施例１，２で補正した場合、ほぼ完全に画素間の干渉
が除去され、コントラストと同時に鮮鋭性も著しく向上
する。(4) Fourth Embodiment (FIG. 15) When the correction is performed in the first and second embodiments, the interference between pixels is almost completely removed, and the contrast and the sharpness are remarkably improved.

【００６０】しかし、この場合には、いままで画素間の
干渉によってぼかされてマスクされていた、Ｘ線フォト
ンの空間的ゆらぎなどによって生じる粒状が顕在化され
てしまい、かえって画質を劣化させてしまうこともあ
る。However, in this case, the granularity generated by the spatial fluctuation of the X-ray photons, which has been obscured and masked by the interference between the pixels, becomes apparent, and the image quality is deteriorated. Sometimes it ends up.

【００６１】一般に、画素の鮮鋭性に影響を与えるの
は、その画素の周囲１ｍｍ以内にある画素（領域Ａの画
素）の干渉である。そこで、図１５に示すように、この
画素についての干渉は全ては補正せずにある程度残し、
その外側の画素（領域Ｂの画素）について上述の補正を
完全に行い、コントラストを向上させる。これにより、
画質を劣化させることなく、正確な画像の再現を行え
る。In general, it is interference of pixels (pixels in the area A) within 1 mm around the pixel that affects the sharpness of the pixel. Therefore, as shown in FIG. 15, all the interference for this pixel is left uncorrected to some extent,
The above-described correction is completely performed for the pixels outside thereof (pixels in the region B) to improve the contrast. This allows
Accurate image reproduction can be performed without degrading image quality.

【００６２】（５）実施例５（図１６〜図１９） 以下、上述した概念を、より詳細に総括して説明する。
本実施例において、蓄積された放射線エネルギーが輝尽
性蛍光体プレート全面にわたって一様になるように放射
線を照射し、画素（ｉ，ｊ）に励起光を照射したとき
の、他の画素（ｘ，ｙ）における散乱光により輝尽発光
し、集光されて信号として読取られる輝尽発光光量をｇ
_i,j (x,y) とする。(5) Fifth Embodiment (FIGS. 16 to 19) The concept described above will be summarized in more detail below.
In the present embodiment, radiation is applied so that the accumulated radiation energy is uniform over the entire surface of the stimulable phosphor plate, and when the pixel (i, j) is irradiated with excitation light, the other pixels (x , Y) is stimulated by scattered light, and the amount of stimulated emission that is collected and read as a signal is g.
Let _{i, j} (x, y).

【００６３】また、そのｇ_i,j (x,y) を、画素（ｉ，
ｊ）から輝尽発光し集光されて信号として読取られる輝
尽発光量ｇ_i,j (i,j) で割った値をｆ_i,j (x,y) とす
る。次に、このｆ_i,j (x,y) を求める具体例について説
明する。厚さ２ｍｍの鉛の板に、読取り画素と同じ形，
大きさの穴を開けておき、それを被写体として放射線を
照射し、読取りを行う。Further, the g _{i, j} (x, y) is represented by the pixel (i,
The value obtained by dividing by stimulated emission amount g _{i, j} (i, j) which is stimulated emission from j) and is collected and read as a signal is defined as f _{i, j} (x, y). Next, a specific example of _obtaining this f _{i, j} (x, y) will be described. The same shape as the reading pixel on a lead plate with a thickness of 2 mm,
A hole of a size is opened, and radiation is emitted by using it as a subject and reading is performed.

【００６４】そして、読取られた画像をｓとし、鉛の穴
の位置を（ｉ，ｊ）とすると、前述ｆ_i,j (x,y) は、こ
のｓから求められることになる。これを図１６を使って
説明する。なお、ｍ＝２ｉ−ｋーｌ，ｎ＝２ｊ−１−ｌ
である。If the read image is s and the position of the lead hole is (i, j), the above-mentioned f _{i, j} (x, y) can be obtained from this s. This will be described with reference to FIG. Note that m = 2i−k−1, n = 2j−1−l
Is.

【００６５】放射線照射後、読取りを開始し、励起光が
画素（ｋ，ｌ）を照射したときのことを考える。そのと
き、集光体は位置Ｔｋにある。読取られる信号値ｓ
（ｋ，ｌ）は、画素（ｉ，ｊ）まで届いた励起光の散乱
光により輝尽発光し、集光されて得られた信号値であ
る。Consider the case where the reading is started after the irradiation of the radiation and the excitation light irradiates the pixel (k, l). The light collector is then in position Tk. Signal value s to be read
(K, l) is a signal value obtained by stimulated emission of scattered excitation light reaching the pixel (i, j) and being condensed.

【００６６】このとき、以下の３つの仮定が成立すると
考える。 （仮定１）励起光が画素（ｋ、ｌ）を照射していると
き、画素（ｉ，ｊ）に届く励起光の散乱光の光量Ｒ_k,l
（ｉ，ｊ）と、（ｉ、ｊ）を照射しているとき、画素
（ｍ，ｎ）に届く励起光の散乱光の光量Ｒ _i,j （ｍ，
ｎ）とが等しい。At this time, if the following three assumptions are satisfied:
Think (Assumption 1) Excitation light illuminates pixel (k, l)
Light amount R of the scattered light of the excitation light reaching the pixel (i, j)_{k, l}
When illuminating (i, j) and (i, j),
Light quantity R of scattered light of excitation light reaching (m, n) _{i, j}(M,
n) is equal to.

【００６７】（仮定２）集光体が位置Ｔ_k にあるときの
画素（ｉ，ｊ）からの発光の集光率γ_Tk(i,j) と、集光
体が位置Ｔ_i にあるときの画素（ｍ，ｎ）からの発光の
集光効率γ_Ti(m,n)とが等しい。(Assumption 2) Focusing rate γ _Tk (i, j) of light emitted from the pixel (i, j) when the collector is at the position T _k, and when the collector is at the position T _i The light collection efficiency γ _Ti (m, n) of the light emitted from the pixel (m, n) is equal to.

【００６８】（仮定３）（ｋ，ｌ）を読取る時間ｔ_k,l
までに、画素（ｉ，ｊ）に届いた散乱光の積算光量ＳＩ
_i,j ( t _k,l ) と、（ｉ，ｊ）を読取る時間ｔ_i,j まで
に、画素（ｍ，ｎ）に届いた散乱光の積算光量ＳＩ_m,n
(t_i,j ) とが等しい。(Assumption 3) Time t _{k, l} for reading (k, l)
Accumulated light amount SI of the scattered light reaching the pixel (i, j) up to
_{i, j} (t _{k, l} ) and accumulated light amount SI _{m, n of} scattered light reaching the pixel (m, n) by the time t _{i, j} for reading (i, j)
is equal to (t _{i, j} ).

【００６９】すると、下記の式（４）が成り立つ。Then, the following equation (4) is established.

【００７０】[0070]

【数４】 [Equation 4]

【００７１】（４）式より、読取られた信号値ｓ（ｋ，
ｌ）をｓ（ｉ，ｊ）で割算し、それを画素（ｉ，ｊ）を
中心に１８０°回転すると、ｆ_i,j (m,n) が求められる
ことがわかる。From the equation (4), the read signal value s (k,
It is understood that f _{i, j} (m, n) is obtained by dividing l) by s (i, j) and rotating it by 180 ° around the pixel (i, j).

【００７２】（４）式を導くにあたって立てた３つの仮
定は、一般の輝尽性蛍光体を用いたシステムにおいて
は、かなりの画像領域において成り立っている。これに
ついて説明する。The three assumptions made in deriving equation (4) hold in a considerable image area in a system using a general photostimulable phosphor. This will be described.

【００７３】（仮定１の説明）励起光の散乱は、図２１
で説明したような種々の状態をとるが、一般にこの散乱
は異方性をもつ。これは、主に集光体の形によるもので
ある。なお、輝尽性蛍光体の種類によっては、輝尽性蛍
光体内での励起光の広がりに方向性を持つものがあり、
それにより、散乱光が異方性を持つこともある。(Explanation of Assumption 1) Scattering of excitation light is shown in FIG.
Although it takes various states as described in Section 1, this scattering is generally anisotropic. This is mainly due to the shape of the light collector. Incidentally, depending on the type of stimulable phosphor, there is one that has directionality in the spread of excitation light in the stimulable phosphor,
Thereby, scattered light may have anisotropy.

【００７４】しかし、Ｒ_k,l (i,j) とＲ_k,l (m,n) の場
合には、画素（ｋ，ｌ）と画素（ｉ，ｊ）との相対的な
位置関係と、画素（ｉ，ｊ）と画素（ｍ，ｎ）との相対
的な位置関係とが等しいため、上記異方性の影響を受け
ずに等しい値となる。However, in the case of R _{k, l} (i, j) and R _{k, l} (m, n), the relative positional relationship between pixel (k, l) and pixel (i, j) , And the relative positional relationship between the pixel (i, j) and the pixel (m, n) is equal, the values are equal without being affected by the anisotropy.

【００７５】但し、プレートの端の部分では位置により
散乱の仕方が変化してしまうため、Ｒ_k,l (i,j) とＲ
_i,j (m,n) とが等しくなってしまうが、これは画像の端
のわずかの領域で起こることであり、ほとんどの領域で
は仮定１が成り立つ。However, since the scattering method changes depending on the position at the edge of the plate, R _{k, l} (i, j) and R _{k, l} (i, j)
_{i, j} (m, n) becomes equal, but this happens in a small area at the edge of the image, and Assumption 1 holds in most areas.

【００７６】（仮定２の説明）位置Ｔｋにあるときの集
光体と画素（ｉ，ｊ）との位置関係は、位置Ｔｉにある
ときの集光体と画素（ｍ，ｎ）との位置関係を、主走査
方向に平行にずらしたものであるが、一般に集光体は主
走査方向に関しては、集光率がほぼ同じになるように作
られている。よって、プレートのは端を除けば、仮定２
が成り立つことになる。(Explanation of Assumption 2) The positional relationship between the light collector and the pixel (i, j) at the position Tk is as follows. Although the relationship is shifted in parallel to the main scanning direction, the light collector is generally made so that the light collecting rate is substantially the same in the main scanning direction. Therefore, except for the edge of the plate, Assumption 2
Will hold.

【００７７】（仮定３の説明）画素（ｋ，ｌ）と画素
（ｉ，ｊ）との相対的な位置関係と、画素（ｉ，ｊ）と
画素（ｍ，ｎ）との相対的な位置関係が等しく、かつ励
起光の広がりが有限であるので、この仮定もプレートの
端を除けばほぼ成り立つことになる。(Explanation of Assumption 3) The relative positional relationship between the pixel (k, l) and the pixel (i, j) and the relative position between the pixel (i, j) and the pixel (m, n). Since the relationships are the same and the spread of the excitation light is finite, this assumption also holds substantially except for the plate edge.

【００７８】以上のことより、１画素に相当する穴を開
けた鉛の画像を読取り、画素（ｉ，ｊ）を中心に１８０
°回転することにより、ｆ_i,j (x,y) を非常に正確かつ
容易に求めることができる。From the above, a lead image in which a hole corresponding to one pixel is opened is read and 180 pixels centered on the pixel (i, j).
By rotating by °, f _{i, j} (x, y) can be obtained very accurately and easily.

【００７９】従来の方法では、集光率が考慮されておら
ず、上記（１）式の集光効率γを一律に「１」とおいた
状態であり、散乱光による画素間の干渉を実際よりも多
く見積もっていたことになる。In the conventional method, the light collection efficiency is not taken into consideration, and the light collection efficiency γ in the above equation (1) is uniformly set to "1", and interference between pixels due to scattered light is less than actual. That's a lot of estimates.

【００８０】次に、求められたｆ_i,j (x,y) と、実際に
読み込まれた画像ｓとを使って補正を行う。補正は、以
下の（５）式により行うことができる。Next, correction is performed using the obtained f _{i, j} (x, y) and the actually read image s. The correction can be performed by the following equation (5).

【００８１】[0081]

【数５】 [Equation 5]

【００８２】全ての画素について、補正画像データｓ´
を求めることにより、画素間の干渉を補正した放射線画
像を得ることができる。なお、（ｘ１，ｙ１）と（ｘ
２，ｙ２）で決められる領域は、必ずしも全画像領域と
する必要はなく、散乱光が及ぶ範囲で適当に領域を定め
ればよい。Corrected image data s'for all pixels
Thus, a radiation image in which interference between pixels is corrected can be obtained. Note that (x1, y1) and (x
The area determined by (2, y2) does not necessarily have to be the entire image area, and the area may be appropriately determined within the range of the scattered light.

【００８３】以上のようにして補正を行うことができる
が、（５）式による補正は、正確には正しくない。なぜ
なら、（５）式の右辺第２項のｓ（ｘ，ｙ）は、本当は
散乱光による画素間の干渉を含まない値を用いなければ
ならないからである。これを解決する方法としては、周
波数処理により補正を行う方法がある。The correction can be performed as described above, but the correction by the equation (5) is not accurate. This is because s (x, y) in the second term on the right side of the equation (5) must be a value that does not actually include interference between pixels due to scattered light. As a method of solving this, there is a method of performing correction by frequency processing.

【００８４】以下、周波数処理による補正の方法を説明
する。まず、上で求めたｆ_i,j (x,y) は、位置によら
ず、プレートのどの位置においても、同じ関数ｆ（ｘ，
ｙ）になるとする。これは通常のシステムにおいては、
プレートの端以外では、ほぼ成り立っている。The method of correction by frequency processing will be described below. First, f _{i, j} (x, y) obtained above is the same function f (x,
y). This is a normal system
Except for the edges of the plate, it is almost true.

【００８５】次に、ｆ（ｘ，ｙ）をもとの画素（ｉ，
ｊ）を中心に１８０°回転して、そして画素（ｉ，ｊ）
を原点として関数ｐｓｆ（ｘ，ｙ）を求める。このｐｓ
ｆ（ｘ，ｙ）は通常、点状広がり関数と呼ばれているも
のである。Then, the pixel (i,
rotated 180 ° around j), and pixel (i, j)
The function psf (x, y) is obtained with the origin as the origin. This ps
f (x, y) is usually called a point spread function.

【００８６】[0086]

【数６】 [Equation 6]

【００８７】このように、画像ｓを関数ｐｓｆを用いて
周波数処理することにより、補正画像ｓ´を求めること
ができる。このような処理を行う場合の装置構成の例を
図１７に示す。Thus, the corrected image s'can be obtained by frequency-processing the image s using the function psf. FIG. 17 shows an example of the apparatus configuration when performing such processing.

【００８８】上記（６）式による補正では、画素間によ
る干渉を全て補正することができる。また、（５）式よ
ってもほぼ全て補正することができる。しかし、画素間
による干渉を全て補正してしまうと、コントラスト及び
鮮鋭性は理論上１００％となるが、粒状性は著しく低下
してしまい、かえって、診断に適さない画像となってし
まう。これを解決する方法として以下の方法がある。In the correction according to the above equation (6), it is possible to correct all interference between pixels. Also, almost all can be corrected by using the equation (5). However, if all the interference between pixels is corrected, the contrast and sharpness will theoretically be 100%, but the graininess will be significantly reduced, and the image will not be suitable for diagnosis. There are the following methods for solving this.

【００８９】ｐｓｆ（ｘ，ｙ）の主走査方向のプロフィ
ルの一例を図１８（ａ）に示す。これによると、ｐｓｆ
（ｘ，０）は３つの関数の和で表すことができる。図１
８（ｂ）は３つの関数のそれぞれを別々に示している。FIG. 18A shows an example of the profile of psf (x, y) in the main scanning direction. According to this, psf
(X, 0) can be represented by the sum of three functions. Figure 1
8 (b) shows each of the three functions separately.

【００９０】ｘが１ｍｍ以下においては、ｆ１が支配的
であり、この距離での干渉は主に見た目の鮮鋭度に影響
を与える。そして、この短い距離での干渉を補正する
と、鮮鋭度が向上すると共に、粒状性が著しく低下して
しまう。When x is 1 mm or less, f1 is dominant, and interference at this distance mainly affects the sharpness of appearance. When the interference at this short distance is corrected, the sharpness is improved and the graininess is remarkably lowered.

【００９１】また、ｘが１ｍｍ以上においては、ｆ２と
ｆ３が支配的であるが、この距離での干渉は主に見た目
のコントラストに影響を与える。そして、この距離の干
渉を補正しても、コントラストは向上するものの、粒状
はさほど変化しない。When x is 1 mm or more, f2 and f3 are dominant, but interference at this distance mainly affects the apparent contrast. Even if the interference of this distance is corrected, the contrast is improved, but the granularity does not change so much.

【００９２】従って、ｆ１の画素間の干渉は補正せず
に、ｆ２とｆ３による画素間の干渉だけを補正するよう
にすればよい。よって、ｐｓｆ´として、下記（９）式
のものを用いれば、鮮鋭性や粒状性をさほど変化させる
ことなく、コントラストだけを向上させることができ、
診断に適した画像を得ることができる。Therefore, it is sufficient to correct only the interference between pixels due to f2 and f3 without correcting the interference between pixels at f1. Therefore, if psf 'represented by the following formula (9) is used, it is possible to improve only contrast without changing sharpness or graininess.
An image suitable for diagnosis can be obtained.

【００９３】[0093]

【数７】 [Equation 7]

【００９４】実際には、ｐｓｆ´（ｘ，ｙ）は、２次元
の関数であるので、（９）式のようなことを２次元に渡
り行い、ｐｓｆ´（ｘ，ｙ）を求めればよい。ｐｓｆか
らｐｓｆ´を求める方法としては、上述のように、原点
から１ｍｍ以上離れたｐｓｆのデータを使って、原点に
向かって外挿を行う方法がある。なお、このとき、ｐｓ
ｆ´（０，０）＝１とする。この場合の処理のフローが
図１９に示される。Actually, psf '(x, y) is a two-dimensional function, so that the equation (9) is two-dimensionally calculated to obtain psf' (x, y). . As a method of obtaining psf ′ from psf, there is a method of performing extrapolation toward the origin using the data of psf 1 mm or more away from the origin as described above. At this time, ps
Let f ′ (0,0) = 1. The flow of processing in this case is shown in FIG.

【００９５】このように、対象画素から１ｍｍ以内の画
素間の干渉は全ては補正しないことにより、診断に適し
た画像を得ることができる。以上のように、本実施例に
よれば、より簡単な方法でより正確な補正を行え、コン
トラストが向上し、医用の診断装置に適用した場合、診
断能が向上する。As described above, an image suitable for diagnosis can be obtained by not correcting all the interference between pixels within 1 mm from the target pixel. As described above, according to the present embodiment, more accurate correction can be performed by a simpler method, the contrast is improved, and the diagnostic ability is improved when applied to a medical diagnostic apparatus.

【００９６】[0096]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、以
下の効果を得ることができる。 （１）集光体の現実の集光効率を加味して、散乱光に起
因する干渉の補正を行えるため、正確な補正を行える。As described above, according to the present invention, the following effects can be obtained. (1) Since the interference caused by the scattered light can be corrected in consideration of the actual light collection efficiency of the light collector, accurate correction can be performed.

【００９７】（２）散乱光による発光の影響を計算で求
めるのではなく、孤立ドット信号を形成したプレートの
実際の読取りによって求めるため、非常に簡単に干渉の
影響を特定できる。(2) Since the influence of light emission due to scattered light is not obtained by calculation but is obtained by actual reading of the plate on which the isolated dot signal is formed, the influence of interference can be specified very easily.

【００９８】（３）したがって、読取って再現した画像
のコントラストが向上し、医療用の画像の読取りに適用
した場合には、装置の診断能を向上できる。 （４）また、画像の鮮鋭性に影響を及ぼす画素からの干
渉は全ては補正しないようにして、補正対象の画素を選
択することにより、画質を劣化させずに、コントラスト
のみを向上できる。(3) Therefore, the contrast of the image read and reproduced is improved, and when it is applied to the reading of medical images, the diagnostic ability of the apparatus can be improved. (4) Further, by selecting all the pixels to be corrected by not correcting all the interferences from the pixels which affect the sharpness of the image, it is possible to improve only the contrast without degrading the image quality.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】本発明の放射線画像読取り方法の基本例を示す
フローチャートである。FIG. 1 is a flowchart showing a basic example of a radiation image reading method of the present invention.

【図２】（ａ），（ｂ）はそれぞれ、本発明において、
画素間の干渉の度合いを特定する手法を示す図である。2 (a) and 2 (b) are, respectively, in the present invention,
It is a figure which shows the method of specifying the degree of interference between pixels.

【図３】図１の基本例について、図２の手法を盛り込ん
で、より具体化して示すフローチャートである。FIG. 3 is a flowchart showing the basic example of FIG. 1 by incorporating the method of FIG.

【図４】図２の手法を用いるに際して、前提となる第１
の仮定を示す図である。4 is a first prerequisite for using the method of FIG.
It is a figure which shows the assumption of.

【図５】図２の手法を用いるに際して、前提となる第２
の仮定を示す図である。5 is a second prerequisite for using the method of FIG.
It is a figure which shows the assumption of.

【図６】図２の手法を用いるに際して、前提となる第３
の仮定を示す図である。6 is a third prerequisite for using the method of FIG.
It is a figure which shows the assumption of.

【図７】輝尽性蛍光体プレートの残光特性を示す図であ
る。FIG. 7 is a diagram showing afterglow characteristics of a stimulable phosphor plate.

【図８】本発明の第１の実施例における、孤立ドット信
号の形成を行うステップを説明するための図である。FIG. 8 is a diagram for explaining a step of forming an isolated dot signal in the first embodiment of the present invention.

【図９】同じく、本発明の第１の実施例における、補正
処理の一部のステップの内容を示す図である。FIG. 9 is a diagram similarly showing the contents of some steps of the correction process in the first example of the present invention.

【図１０】同じく、本発明の第１の実施例における、補
正処理の一部のステップの内容を示す図である。FIG. 10 is also a diagram showing the contents of some steps of the correction process in the first example of the present invention.

【図１１】同じく、本発明の第１の実施例における、補
正処理の一部のステップの内容を示す図である。FIG. 11 is also a diagram showing the contents of some steps of the correction processing in the first example of the present invention.

【図１２】同じく、本発明の第１の実施例における、補
正処理の一部のステップの内容を示す図である。FIG. 12 is a diagram showing the contents of some steps of the correction processing in the first embodiment of the present invention.

【図１３】本発明の実施例１の手法を実行するための構
成を示す図である。FIG. 13 is a diagram showing a configuration for executing the method according to the first embodiment of the present invention.

【図１４】本発明の第３の実施例の内容を説明するため
の図である。FIG. 14 is a diagram for explaining the contents of the third embodiment of the present invention.

【図１５】本発明の第４の実施例の内容を説明するため
の図である。FIG. 15 is a diagram for explaining the contents of the fourth embodiment of the present invention.

【図１６】本発明の第５の実施例（第１〜第４の実施例
の統括的な実施例）の内容を説明するための図である。FIG. 16 is a diagram for explaining the contents of a fifth embodiment of the present invention (a comprehensive embodiment of the first to fourth embodiments).

【図１７】同じく、本発明の第５の実施例の内容（装置
構成）を示す図である。FIG. 17 is also a diagram showing the contents (apparatus configuration) of the fifth embodiment of the present invention.

【図１８】同じく、本発明の第５の実施例の内容を説明
するための図であり、（ａ），（ｂ）は共に、点状広が
り関数の内容を示す。FIG. 18 is also a diagram for explaining the contents of the fifth embodiment of the present invention, in which (a) and (b) both show the contents of the point spread function.

【図１９】同じく、本発明の第５の実施例の内容（点状
広がり関数の求め方の例）を示すフローチャートであ
る。FIG. 19 is a flow chart showing the contents of the fifth embodiment of the present invention (an example of how to obtain the point spread function).

【図２０】放射線画像読取り装置の構成例を示す図であ
る。FIG. 20 is a diagram showing a configuration example of a radiation image reading device.

【図２１】励起光の散乱の様子を示す図である。FIG. 21 is a diagram showing how the excitation light is scattered.

【図２２】従来技術の問題点を説明するための図であ
る。FIG. 22 is a diagram for explaining a problem of the conventional technique.

【図２３】同じく、従来技術の問題点を説明するための
図であり、（ａ）は集光体の概要を示し、（ｂ）は光フ
ァイバーの集光特性を示す図である。FIG. 23 is also a diagram for explaining the problems of the conventional technique, (a) shows an outline of a light collector, and (b) is a diagram showing a light collection property of an optical fiber.

【図２４】従来技術の問題点を説明し、併せて、本発明
の目的（本発明の効果）を説明するための図である。FIG. 24 is a diagram for explaining the problems of the conventional technique and also for explaining the object of the present invention (effect of the present invention).

【図２５】（ａ），（ｂ），（ｃ）はそれぞれ、集光体
として種々のものを使用した場合を想定し、問題点を説
明するための図である。25 (a), (b), and (c) are diagrams for explaining the problems on the assumption that various light collectors are used.

【図２６】本発明の第２の実施例の内容を説明するため
の図である。FIG. 26 is a diagram for explaining the contents of the second embodiment of the present invention.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 輝尽性蛍光体プレート １２ 半導体レーザ装置 １７ 集光体 １９ 光電子倍増管 10 Photostimulable phosphor plate 12 Semiconductor laser device 17 Condenser 19 Photomultiplier tube

Claims (6)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 放射線画像情報が蓄積されている輝尽性
蛍光体プレートを励起光で走査し、この走査によって前
記プレートから発せられる輝尽発光光を集光体によって
集光し、集光した光を光電変換して電気的な画像信号と
して読取り、読取られた画像信号に対して、前記励起光
の散乱に起因する画素間の干渉を除去する補正を行って
正確な画像信号を取得する、放射線画像情報の読取り方
法であって、一様に放射線エネルギーを蓄積記録している輝尽性蛍光
体プレートの注目画素（補正対象となる画素）に励起光
を照射しているときに、その励起光の散乱光によって発
光した注目画素以外の任意画素の輝尽発光光のうち、集
光体により集光されて注目画素からの発光として誤って
読取られてしまう発光光量と、前記注目画素から輝尽発
光して集光体により集光されて読取られる発光光量との
比を予め求め、これを各前記任意画素毎の係数として記
憶しておき、 読取り対象である画像が蓄積された輝尽性蛍光体プレー
トから実際にその画像の読取りを行い、その結果として
得られた、前記注目画素以外の任意画素についての実際
の画像信号値に、前記係数を作用させ、その結果得られ
た値の総和値を、前記注目画素の実際の読取り画像信号
値から減算することによって、前記任意画素による干渉
の影響を補正した注目画素信号を得る ことを特徴とする
放射線画像情報の読取り方法。1. A stimulable phosphor plate on which radiation image information is stored is scanned with excitation light, and the stimulated emission light emitted from the plate by this scanning is collected by a collector and collected. The light is photoelectrically converted to be read as an electric image signal, and the read image signal is corrected to remove interference between pixels due to scattering of the excitation light to obtain an accurate image signal. A method of reading radiation image information, in which radiative energy is uniformly accumulated and recorded, and stimulable fluorescence is recorded.
Excitation light to the pixel of interest (pixel to be corrected) on the body plate
Is emitted by the scattered light of the excitation light
Of the stimulated emission light of any pixel other than the illuminated target pixel,
Accidentally as the light emitted from the pixel of interest is condensed by the light body
The amount of emitted light that will be read and the bright emission from the target pixel
And the amount of emitted light that is read by being condensed by the light collector
Obtain the ratio in advance, and write this as the coefficient for each arbitrary pixel.
Remember, the stimulable phosphor plate with the image to be read is stored.
Actually read the image from the
The obtained actual for any pixel other than the target pixel
Is applied to the image signal value of
The sum of the values obtained by
Interference by the arbitrary pixel by subtracting from the value
A method for reading radiation image information, which comprises obtaining a pixel signal of interest in which the influence of is corrected . 【請求項２】 放射線画像情報が蓄積されている輝尽性
蛍光体プレートを励起光で走査し、この走査によって前
記プレートから発せられる輝尽発光光を集光体によって
集光し、集光した光を光電変換して電気的な画像信号と
して読取り、読取られた画像信号に対して、前記励起光
の散乱に起因する画素間の干渉を除去する補正を行って
正確な画像信号を取得する、放射線画像情報の読取り方
法であって、以下のステップを含むことを特徴とする、
放射線画像情報の読取り方法。但し、以下のステップにおいて、注目画素を（ア）と
し、注目画素（ア）に干渉光（ノイズ光）を与える画素
を（イ）とし、注目画素（ア）に関し、画素（イ）の点
対象の位置にある画素を（ウ）とする。 （ステップ１） 前記輝尽性蛍光体プレートの、注目画素（ア）にのみ放
射線を照射する。 （ステップ２） 励起光を走査して読取りを行い、注目画素（ア）に対応
する信号値をｕ（ア）とし、画素（イ）に対応する信号
値をｓ（イ）とし、画素（ウ）に対応する信号値をｓ
（ウ）とする。 （ステップ３） ｓ（ウ）／ｕ（ア）を、画素（イ）の注目画素（ア）に
対応する干渉係数ｆ（イ）とする。 （ステップ４） 前記輝尽性蛍光体プレートに被写体の放射線画像情報を
蓄積させる読取りを行い、注目画素（ア）に対応する信
号値をｋ（ア）とし、画素（イ）に対応する信号値をｋ
（イ）とする。 （ステップ５） ｋ（ア）−｛ｋ（イ）・ｆ（イ）｝を、画素（イ）から
のノイズ光の干渉を除去した注目画素（ア）の信号値と
する。 2. A stimulable phosphor plate on which radiation image information is stored is scanned with excitation light, and the stimulated emission light emitted from the plate by this scanning is collected by a collector and collected. The light is photoelectrically converted to be read as an electric image signal, and the read image signal is corrected to remove interference between pixels due to scattering of the excitation light to obtain an accurate image signal. A method of reading radiation image information, comprising the following steps :
Radiation image information reading method. However, in the following steps, the pixel of interest is
Pixel that gives interference light (noise light) to the target pixel (a)
Let (i) be the point of pixel (a) with respect to the pixel of interest (a)
The pixel at the target position is defined as (C). (Step 1) Only the target pixel (a) of the stimulable phosphor plate is released.
Irradiate a ray. (Step 2) Scan the excitation light and read it to correspond to the target pixel (a)
The signal value that corresponds to u (a) and the signal corresponding to pixel (a)
Let s (a) be the value and s be the signal value corresponding to pixel (c).
(C) (Step 3) s (u) / u (a) is set as the target pixel (a) of the pixel (a)
The corresponding interference coefficient f (a) is set. (Step 4) Radiation image information of the subject is placed on the stimulable phosphor plate.
The accumulated reading is performed and the signal corresponding to the pixel of interest (A) is read.
The signal value corresponding to the pixel (a) is k.
(A) (Step 5) From k (a)-{k (i) · f (i)}, select pixel (i)
And the signal value of the pixel of interest (a) from which the interference of the noise light of
To do. 【請求項３】 放射線画像情報が蓄積されている輝尽性
蛍光体プレートを励起光で走査し、この走査によって前
記プレートから発せられる輝尽発光光を集光体によって
集光し、集光した光を光電変換して電気的な画像信号と
して読取り、読取られた画像信号に対して、前記励起光
の散乱に起因する画素間の干渉を除去する補正を行って
正確な画像信号を取得する、放射線画像情報の読取り方
法であって、以下のステップを含むことを特徴とする、
放射線画像情報の読取り方法。 但し、以下のステップにおいて、注目画素を（ア）と
し、注目画素（ア）に干渉光（ノイズ光）を与える画素
を（イ）とし、注目画素（ア）に関し、画素（イ）の点
対象の位置にある画素を（ウ）とする。 （ステップ１） 前記輝尽性蛍光体プレートの、少なくとも注目画素
（ア）を含む微小面積にのみ放射線を照射する。 （ステップ２） 励起光を走査して読取りを行い、前記微小面積に含まれ
る放射線が照射された 画素に対応する信号値の総和値を
ｕ（ア）とし、画素（イ）に対応する信号値をｓ（イ）
とし、画素（ウ）に対応する信号値をｓ（ウ）とする。 （ステップ３） ｓ（ウ）／ｕ（ア）を、画素（イ）の注目画素（ア）に
対応する干渉係数ｆ（イ）とする。 （ステップ４） 前記輝尽性蛍光体プレートに被写体の放射線画像情報を
蓄積させる読取りを行い、注目画素（ア）に対応する信
号値をｋ（ア）とし、画素（イ）に対応する信号値をｋ
（イ）とする。 （ステップ５） ｋ（ア）−｛ｋ（イ）・ｆ（イ）｝を、画素（イ）から
のノイズ光の干渉を除去した注目画素（ア）の信号値と
する。3. A stimulable phosphor plate on which radiation image information is accumulated is scanned with excitation light, and the stimulated emission light emitted from the plate by this scanning is condensed by a condenser and condensed. The light is photoelectrically read to be read as an electric image signal, and the read image signal is corrected by removing the interference between pixels due to the scattering of the excitation light to obtain an accurate image signal. A method of reading radiation image information, comprising the following steps:
Radiation image information reading method. However, in the following steps, the target pixel is (a), the pixel that gives interference light (noise light) to the target pixel (a) is (a), and the target pixel (a) The pixel at the position of is designated as (C). (Step 1) Radiation is applied only to a minute area of the stimulable phosphor plate including at least the target pixel (a). (Step 2) to read by scanning the excitation light, included in the small area
The sum of the signal values corresponding to the pixels irradiated with the radiation is set to u (a), and the signal value corresponding to the pixel (a) is set to s (a).
And the signal value corresponding to the pixel (c) is s (c). (Step 3) Let s (c) / u (a) be the interference coefficient f (a) corresponding to the pixel of interest (a) of the pixel (a). (Step 4) Reading for accumulating radiation image information of the subject on the stimulable phosphor plate is performed, and a signal value corresponding to the pixel of interest (A) is set to k (A), and a signal value corresponding to the pixel (A) is set. K
(A) (Step 5) Let k (a)-{k (a) .f (a)} be the signal value of the pixel of interest (a) from which the interference of noise light from the pixel (a) has been removed. 【請求項４】 実際に読取られた各画素の画像信号値に
係数を作用させて干渉に寄与する光量（信号）値を求め
る際、前記実際に読取られた画像信号値として、他の画
素からの干渉を除去した、その画素についての実質的な
画像信号値を適用することを特徴とする請求項１〜３の
いずれかに記載の放射線画像情報の読取り方法。4. The image signal value of each pixel actually read
Calculate the amount of light (signal) that contributes to interference by applying a coefficient
When the image signal value actually read is
Substantial interference from the source, the substantial
The image signal value is applied , according to claim 1.
A method for reading radiation image information according to any one of the above . 【請求項５】 放射線画像情報が蓄積されている輝尽性
蛍光体プレートを励起光で走査し、この走査によって前
記プレートから発せられる輝尽発光光を集光体によって
集光し、集光した光を光電変換して電気的な画像信号と
して読取り、読取られた画像信号に対して、前記励起光
の散乱に起因する画素間の干渉を除去する補正を行って
正確な画像信号を取得する、放射線画像情報の読取り方
法であって、 一様に放射線エネルギーを蓄積記録している輝尽性蛍光
体プレートの注目画素（補正対象となる画素）に励起光
を照射しているときに、その励起光の散乱光によって発
光した注目画素以外の任意画素の輝尽発光光のうち、集
光体により集光されて注目画素からの発光として誤って
読取られてしまう発光光量と前記注目画素から輝尽発光
して集光体により集光されて読取られる発光光量との比
を求め、 前記比から周波数フィルタの特性を決定し、 実際に読取られた画像信号について、前記周波数フィル
タを用いて周波数処理を行い、これによって画素間の干
渉を補正して、その画素についての画像信号値を取得す
る ことを特徴とする放射線画像情報の読取り方法。5. A photostimulability in which radiation image information is stored.
Scan the phosphor plate with the excitation light,
The stimulated emission light emitted from the plate is collected by the light collector.
It collects light and photoelectrically converts the collected light into an electrical image signal.
And read the excitation light with respect to the read image signal.
Correction to remove the interference between pixels due to the scattering of
How to read radiation image information to obtain accurate image signals
Method, photostimulable fluorescence that uniformly stores and records radiation energy
Excitation light to the pixel of interest (pixel to be corrected) on the body plate
Is emitted by the scattered light of the excitation light
Of the stimulated emission light of any pixel other than the illuminated target pixel,
Accidentally as the light emitted from the pixel of interest is condensed by the light body
The amount of emitted light that is read and stimulated emission from the pixel of interest
And the ratio to the amount of emitted light that is collected and read by the light collector
Then, the characteristic of the frequency filter is determined from the ratio, and the frequency filter is determined for the actually read image signal.
Frequency processing using the
Compensation to obtain the image signal value for that pixel.
How to Read to that radiological image information, characterized in that that. 【請求項６】 注目画素以外の画素を、その注目画素に
近い位置にある画素のグループ（第１のグループとす
る）と、この第１のグループより遠い位置にある画素の
グループ（第２のグループとする）とに区別して認識
し、 第１のグループの画素が前記注目画素に与える干渉は全
ては補正せず、第２のグループの画素が前記注目画素に
与える干渉は全てを補正する ことを特徴とする請求項１
〜５のいずれかに記載の放射線画像情報の読取り方法。6. A pixel other than the target pixel is set as the target pixel.
A group of pixels in close proximity (first group
Of pixels located farther than this first group.
Recognized separately from the group (the second group)
And, interference pixels of the first group is given to the pixel of interest all
The pixel of the second group becomes the target pixel without correction.
Claim 1 interference, characterized in that correcting all give
6. The method for reading radiation image information according to any one of 5 to 5 .