JPH04318775A - エネルギーサブトラクション画像生成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は放射線画像のエネルギー
サブトラクション画像のノイズを低減させ、観察性能の
優れた画像を得るエネルギーサブトラクション画像生成
方法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】記録された放射線画像を読み取って画像
データを得、この画像データに適切な画像処理を施した
後、画像を再生記録することが種々の分野で行われてい
る。たとえば、後の画像処理に適合するように設計され
たガンマ値の低いＸ線フイルムを用いてＸ線画像を記録
し、このＸ線画像が記録されたフイルムからＸ線画像を
読み取って電気信号に変換し、この電気信号（画像デー
タ）に画像処理を施した後コピー写真等に可視像として
再生することにより、コントラスト，シャープネス，粒
状性等の画質性能の良好な再生画像を得ることの出来る
システムが開発されている（特公昭６１−５１９３号公
報参照）。

【０００３】また本出願人により、放射線（Ｘ線，α線
，β線，γ線，電子線，紫外線等）を照射するとこの放
射線エネルギーの一部が蓄積され、その後可視光等の励
起光を照射すると蓄積されたエネルギーに応じた光量の
輝尽発光光を放射する蓄積性蛍光体（輝尽性蛍光体）を
利用して、人体等の被写体の放射線画像を一旦シート状
の蓄積性蛍光体に撮影記録し、蓄積性蛍光体シートをレ
ーザ光等の励起光で走査して輝尽発光光を生ぜしめ、得
られた輝尽発光光を光電的に読み取って画像信号を得、
この画像信号に基づいて被写体の放射線画像を写真感光
材料等の記録材料、ＣＲＴ等に可視像として出力させる
放射線記録再生システムがすでに提案されている（特開
昭５５−１２４２９号，同５６−１１３９５号，同５５
−０１６３４７２号，同５６−１６４６４５　号，同５
５−１１６３４０　号等）。

【０００４】このシステムは、従来の銀塩写真を用いる
放射線写真システムと比較して極めて広い放射線露光域
にわたって画像を記録し得るという実用的な利点を有し
ている。すなわち、放射線露光量に対する、蓄積後に励
起によって発光する輝尽発光光の光量が極めて広い範囲
に渡って比例することが認められており、従って種々の
撮影条件により放射線露光量がかなり大幅に変動しても
、蓄積性蛍光体シートより放射される輝尽発光光を読取
りゲインを適当な値に設定して光電変換手段により読み
取って電気信号（画像データ）に変換し、この画像デー
タを用いて写真感光材料、ＣＲＴ等の表示装置に放射線
画像を可視像として出力することによって、放射線露光
量の変動に影響されない放射線画像を得ることができる
。

【０００５】上記のようにＸ線フイルムや蓄積性蛍光体
シートを用いるシステムにおいて、記録された複数の放
射線画像を読み取って複数の画像データを得た後、これ
らの画像データに基づいて放射線画像のサブトラクショ
ン処理を施すことがある。

【０００６】ここで、放射線画像のサブトラクション処
理とは、互いに異なった条件で撮影された複数の放射線
画像の差に対応する画像を得る処理をいい、具体的には
これら複数の放射線画像を所定のサンプリング間隔で読
み取って各放射線画像に対応する複数のディジタルの画
像信号を得、これら複数のディジタルの画像信号の各対
応するサンプリング点毎に減算処理を施すことにより、
放射線画像中の特定の被写体部分のみを強調または抽出
した放射線画像を得る処理をいう。

【０００７】このサブトラクション処理には基本的には
次の二つがある。すなわち、造影剤の注入により被写体
の特定の部分（たとえば人体を被写体としたときの血管
等）が強調された放射線画像から造影剤が注入されてい
ない放射線画像を引き算（サブトラクト）することによ
って被写体の特定の部分（たとえば血管等）を抽出する
いわゆる時間サブトラクションと、被写体の特定の部分
が互いに異なるエネルギーを有する放射線に対して異な
る放射線吸収率を有することを利用して、同一の被写体
に対して互いに異なるエネルギーを有する放射線を照射
してこれら互いに異なるエネルギーを有する各放射線に
よる複数の放射線画像を得、これら複数の放射線画像を
適当に重み付けしてその差を演算することによって被写
体の特定部分を抽出するいわゆるエネルギーサブトラク
ションとがある。本出願人も蓄積性蛍光体シートを用い
たエネルギーサブトラクションについて種々提案してい
る（特開昭５９−８３４８６号公報，特開昭６０−２２
５５４１号公報参照）。

【０００８】しかし上記エネルギーサブトラクション処
理後の画像は、処理前の複数の放射線画像（以下エネル
ギーサブトラクション処理前の放射線画像を「原画像」
と称する。）を減算処理することにより得られた画像で
あるため、原画像と比べるとＳ／Ｎ比が低下して見にく
い画像となってしまうという問題点がある。

【０００９】例えば人体の胸部のように軟部および骨部
から構成された被写体に互いにエネルギーの異なる放射
線を照射して複数の放射線画像を得、これら複数の放射
線画像を読み取ってこれら複数の放射線画像のそれぞれ
を表わす複数の画像データを得、これら複数の画像デー
タに基づいてエネルギーサブトラクション処理を行なっ
て被写体の主として軟部が記録された軟部画像を表わす
軟部画像データもしくは被写体の主として骨部が記録さ
れた骨部画像を表わす骨部画像データを求め、求められ
た軟部画像もしくは骨部画像を観察の対象とする場合が
ある。この軟部画像，骨部画像はそれぞれ骨部，軟部の
陰影が消去された画像であるため、骨部もしくは軟部に
隠れてしまっていた陰影や骨部もしくは軟部の影響で見
にくくなってしまっていた陰影を浮かび上がらせること
ができ、所定の観察目的に良くマッチングする場合があ
る。しかし前述したように、これら軟部画像，骨部画像
はサブトラクション処理により得られた画像であるため
、原画像と比べノイズ成分が強調され、この点からはむ
しろ観察適性が悪化してしまっていた。

【００１０】そこで本出願人は、サブトラクション処理
前の原画像とほぼ同程度にまでノイズを低減した観察適
性の優れたサブトラクション画像を生成する方法を提供
する方法として、◆エネルギーの異なる（高圧と低圧）
放射線を、該エネルギーの異なる放射線に対して放射線
吸収率の異なる複数の組織（例えば骨部と軟部組織）を
含む被写体に照射して得られた複数の放射線画像（高圧
画像と低圧画像）のそれぞれを表わす複数の原画像デー
タ（高圧画像データと低圧画像データ）に基づいて、前
記被写体中の主として第一の組織（例えば骨部）が記録
された第一の画像を表わす第一の画像データ（骨部画像
データ）を求め、◆前記第一の画像データ（骨部画像デ
ータ）を処理することにより前記第一の画像のノイズ成
分が低減又は除去された第一の平滑化画像を表わす第一
の平滑化画像データを求め、◆前記原画像データから前
記平滑化画像データを減算処理することにより、前記被
写体の主として第二の組織（例えば軟部組織）が記録さ
れた第二の画像を表わす第二の画像データ（軟部組織画
像データ）を求める方法を提案した。（特願平２−９４
６５３　号）この方法は、その実施に際しさらに細かな
ステップに分解したり順序を変更したりして、表面的に
は各種変形した方法を採用してこの方法と実質的同一の
方法を実現することができる。

【００１１】例えば、表現上は異なるものの、この方法
と実質同一の方法の例として、エネルギーの異なる（高
圧と低圧）放射線を該エネルギーの異なる放射線に対し
て放射線吸収率の異なる複数の組織（例えば骨部と軟部
組織）を含む被写体に照射して得られた複数の放射線画
像（高圧画像と低圧画像）のそれぞれを表わす複数の原
画像データ（高圧画像データと低圧画像データ）に基づ
いて、被写体中の主として第一の組織（例えば骨部）が
記録された第一の画像を表わす第一の画像データ（骨部
画像データ）と、前記被写体中の主として第二の組織（
例えば軟部組織）が記録された第二の画像を表わす第二
の画像データ（軟部組織画像データ）とを求め、前記第
一の画像データ（骨部画像データ）を処理して前記第一
の画像の主に低空間周波数成分となる前記第一の組織成
分が低減又は除去されたノイズ画像を表わすノイズ画像
データを求め、前記第二の画像データ（軟部組織画像デ
ータ）と前記ノイズ画像データとを加算処理することに
より前記被写体中の主として第二の組織（軟部組織）が
記録された新たな第二の画像を表わす新たな第二の画像
データを求めるという態様が挙げられる。この態様は、
上記第一のエネルギーサブトラクション画像生成方法と
実質的に同一の演算を行なうものである。

【００１２】また、上記方法と同類の第二のエネルギー
サブトラクション画像生成方法として、◆互いにエネル
ギーの異なる複数の放射線を該複数の放射線に対して互
いに放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される被
写体に照射して得られた複数の放射線画像のそれぞれを
表わす複数の原画像データに基づいて、前記被写体中の
主として第一の組織が記録された第一の画像を表わす第
一の画像データを求める第一の処理を行なった後、◆前
記第一の画像データを処理することにより前記第一の画
像のノイズ成分が低減された第一の平滑化画像を表わす
第一の平滑化画像データを求めて、前記原画像データか
ら該第一の平滑化画像データを減算処理することにより
、前記被写体の主として第二の組織が記録された第二の
画像を表わす第二の画像データを求める第二の処理を行
ない、該第二の処理の後、◆前記第二の画像データを処
理することにより前記第二の画像のノイズ成分が低減さ
れた第二の平滑化画像を表わす第二の平滑化画像データ
を求めて、前記原画像データから該第二の平滑化画像デ
ータを減算処理することにより、前記被写体の主として
前記第一の組織が記録された新たな第一の画像を表わす
新たな第一の画像データを求める第三の処理を行なう方
法が挙げられる。

【００１３】ここで前記第二のエネルギーサブトラクシ
ョン画像生成方法における前記第二の処理、第三の処理
を繰り返し行ない、これによりさらに画質性能の良好な
画像を得ることも可能である。即ち、上記方法の第三の
エネルギーサブトラクション画像生成方法は、前記第二
のエネルギーサブトラクション画像生成方法における各
処理を行なった後、前記第三の処理により求められた前
記新たな第一の画像データを前記第二の処理における前
記第一の画像データとして再度前記第二の処理を行なう
ことにより、前記被写体の主として前記第二の組織が記
録された新たな第二の画像を表わす新たな第二の画像デ
ータを求める新たな第二の処理と、該新たな第二の画像
データを前記第三の処理における前記第二の画像データ
として再度前記第三の処理を行なうことにより、前記被
写体の主として前記第一の組織が記録された新たな第一
の画像を表わす新たな第一の画像データを求める新たな
第三の処理とを一回または複数回繰り返すことを特徴と
するものである。

【００１４】また、前記第二もしくは第三のエネルギー
サブトラクション画像生成方法を適用して、最終的に被
写体の第二の組織が記録された第二の画像を表わす第二
の画像データを求めることも可能である。即ち、この方
法の第四のエネルギーサブトラクション画像生成方法は
、前記第二もしくは第三のエネルギーサブトラクション
画像生成方法における処理を行なった後、前記第三の処
理もしくは前記新たな第三の処理により求められた前記
新たな第一の画像データを前記第二の処理もしくは前記
新たな第二の処理における前記第一の画像データとして
再度前記第二の処理もしくは前記新たな第二の処理を行
なうことにより、前記被写体の主として前記第二の組織
が記録された新たな第二の画像を表わす新たな第二の画
像データを求めることを特徴とするものである。

【００１５】ここで上記第二〜第四のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法には、上記第一のエネルギーサ
ブトラクション画像生成方法と同様なステップが含まれ
ており、したがって上記第一のエネルギーサブトラクシ
ョン画像生成方法について説明したと同様に、上記第二
〜第四のエネルギーサブトラクション画像生成方法も実
質同一の各種の態様を包含する概念として把握されるも
のである。また、実質同一を含めた上記各方法を含みさ
えすれば上記方法の概念に含まれることは当然であり、
例えばこの方法を実施する前に他の方法によるノイズ低
減化処理等のステップが含まれていてもよく、この方法
を実施した後にさらにノイズを低減化させるための他の
ステップが含まれていてもよい。

【００１６】なお、上記各エネルギーサブトラクション
画像生成方法における「第一の画像」（上記「新たな第
一の画像」を含む）と上記「第二の画像」（上記「新た
な第二の画像」を含む）はエネルギーサブトラクション
処理により得られた、同一被写体の互いに異なる組織の
陰影が強調もしくは抽出された２つの画像をいい、特定
のものに限定されるものではないが、例えば前述した軟
部画像と骨部画像や、人体の乳房を被写体とした場合の
、乳腺が強調された画像と悪性腫瘍が強調された画像等
をいう。

【００１７】上記各方法は、エネルギーサブトラクショ
ン処理により得られた画像は、サブトラクション処理（
減算処理）を行なったためにＳ／Ｎ比が低下したもので
あることに着目して提案されたものである。

【００１８】即ち、上記方法の第一のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、サブトラクション処理によ
り得られる２つの画像（第一の画像および第二の画像）
のうちの一方の第一の画像を求め、この画像にノイズ部
分が低減または除去された第一の平滑化画像を求め、原
画像からこの第一の平滑化画像を減算処理するようにし
たため、もとの原画像と同程度までノイズが低減され観
察適性の優れた第二の画像が生成される。

【００１９】ここで、高画質の第二の画像を得るために
は、上記第一の平滑化画像を求めるに際して被写体の第
一の組織の陰影は保存したままノイズ成分のみを削除す
る必要がある。ところが第一の組織の陰影とノイズ成分
とはその空間周波数成分の一部が互いに重なっており、
このため極力ノイズ成分のみを取り除くような非線形フ
ィルタを用いたとしても第一の組織の陰影とノイズ成分
との完全な分離にはおのずから限界がある。そこで上記
第二〜第四のエネルギーサブトラクション画像生成方法
は一回のノイズ低減化処理でノイズを完全に分離するこ
とを放棄し、ノイズ低減化処理を繰り返し行なうことに
よりノイズが低減化された観察適性の優れた画像を生成
するものである。

【００２０】即ち、上記の第二のエネルギーサブトラク
ション画像生成方法は、第一の画像データを処理するこ
とによりノイズ成分を低減し、その後第二の画像データ
を求めて該第二の画像データを処理することによりさら
にノイズ成分を低減することにより新たな第一の画像デ
ータを求めるようにしたものであり、上記２回のノイズ
低減化処理においてそれぞれ得意とするノイズ成分の低
減化を行なうことができ、上記第一のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法よりもさらにノイズが低減され
た、さらに観察適性の優れた画像が生成される。

【００２１】また、上記方法の第三のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、上記第二のエネルギーサブ
トラクション画像生成方法を繰り返すことによりさらに
ノイズ低減化を図るものであり、各ノイズ低減化処理に
おいて互いに得意とするノイズ低減化処理を分担させる
ことができ、さらにノイズが低減された画像が生成され
る。

【００２２】また、上記方法の第四のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、上記第二もしくは第三のエ
ネルギーサブトラクション画像生成方法を行なった後、
この第二もしくは第三のエネルギーサブトラクション画
像生成方法により得られた新たな第一の画像データにつ
いてノイズ低減化処理を行なって原画像との減算処理を
行なうようにしたため、ノイズ成分の低減化された新た
な第二の画像が生成される。

【００２３】これらの方法によるエネルギーサブトラク
ションを総称して、以下、ここでは粒状改善エネルギー
サブトラクション画像生成方法あるいは粒状改善エネル
ギーサブトラクション（または粒状改善エネサブ）とい
うことにする。

【００２４】

【発明が解決しようとする課題】ところで、上記の各方
法により粒状改善エネルギーサブトラクションを行なう
ときは、放射線エネルギーを分離させるために例えばＸ
線フイルムや蓄積性蛍光体シート等の記録シートを２枚
使用する場合、２枚の記録シートの間に低エネルギーの
放射線をカットするフィルタを介在させて放射線を照射
し、高エネルギーの放射線のみが下の記録シートに達す
るようにしている。この放射線をカットするフィルタと
しては、銅板等の金属のフィルタを使用することが多い
が、その代りに蓄積性蛍光体シートをフィルタとして使
用することもできる。すなわち、蓄積性蛍光体シートも
多少の低エネルギー放射線をカットする作用を有してい
るので、蓄積性蛍光体シートをフィルタの代用として用
いることができる。

【００２５】このとき、２枚の記録シートの間に介在さ
れる蓄積性蛍光体シートは、単なるフィルタでなく、そ
れ自身も画像データを蓄積することができるので、その
蓄積した画像データを利用すればさらにエネルギーサブ
トラクション画像の粒状を改善することができることが
想像される。

【００２６】本発明は、蓄積性蛍光体シートを低エネル
ギー放射線をカットするフィルタとして使用するエネル
ギーサブトラクション方法において、該フィルタとして
使用される蓄積性蛍光体シートに蓄積した画像データを
利用して粒状をさらに改善したエネルギーサブトラクシ
ョン画像生成方法を提供することを目的とするものであ
る。

【００２７】

【課題を解決するための手段】本発明によるエネルギー
サブトラクション画像生成方法は、蓄積性蛍光体シート
を低エネルギー放射線をカットするフィルタとして使用
し、このフィルタを挟む２つの記録シートに記録された
放射線画像から得られた画像データの間で減算処理をし
てサブトラクション画像を得る粒状改善エネサブにおい
て、この蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像データの
高周波成分を前記エネルギーサブトラクション画像に加
算して粒状をさらに改善したエネルギーサブトラクショ
ン画像を得ることを特徴とするものである。

【００２８】すなわち、本発明によるエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、放射線エネルギーを分離さ
せるために上下２枚の記録シートの間に低エネルギーの
放射線をカットするフィルタを介在させて放射線を照射
し、高エネルギーの放射線のみが下の記録シートに達す
るようにし、該両記録シートに記録された放射線画像を
読み取って得られた画像データの間で減算処理をしてサ
ブトラクション画像を得るエネルギーサブトラクション
方法であって、高周波成分については減算処理をせず、
低周波成分についてのみ減算処理をして粒状を改善した
エネルギーサブトラクション画像を得るエネルギーサブ
トラクション方法において、◆蓄積性蛍光体シートを低
エネルギー放射線をカットするフィルタとして使用し、
この蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像データの高周
波成分を前記エネルギーサブトラクション画像に加算し
て粒状を改善したエネルギーサブトラクション画像を得
ることを特徴とするものである。

【００２９】前記蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像
データの高周波成分をエネルギーサブトラクション画像
に加算するには、エネルギーサブトラクションにより得
られた画像には高周波を低減する周波数フィルタをかけ
、蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像データには高周
波透過フィルタをかけて、両フィルタを通した画像デー
タを加算すればよい。

【００３０】このとき、両フィルタのレスポンスの和が
、全周波数領域に亘って１となるようにすれば、エネル
ギーサブトラクション画像の周波数特性はそのまま維持
される。

【００３１】

【作用および効果】本発明によるエネルギーサブトラク
ション画像生成方法は、高周波成分についてはサブトラ
クションの減算処理をせず低周波成分についてのみ減算
処理をして粒状を改善したエネルギーサブトラクション
画像を得る粒状改善エネルギーサブトラクション方法に
おいて、蓄積性蛍光体シートを低エネルギー放射線をカ
ットするフィルタとして使用し、この蓄積性蛍光体シー
トに蓄積された画像データの高周波成分を前記エネルギ
ーサブトラクション画像に加算するものであるから、エ
ネルギーサブトラクション画像の粒状をさらに改善する
ことができる。

【００３２】

【実施例】以下、図面を参照して、本発明の基本的プロ
セスについて説明する。

【００３３】図１は本発明の基本的プロセスを示すブロ
ック図である。図１に示すように、本発明によるエネル
ギーサブトラクション画像生成方法は、低エネルギー放
射線をカットするフィルタとして使用された蓄積性蛍光
体シート６（図１０参照）を挟む２つの記録シート５、
７に記録された放射線画像、すなわち高圧画像５Ａと低
圧画像５Ｂから得られた画像データ（高圧画像データと
低圧画像データ）の間で減算処理をしてサブトラクショ
ン画像１１を得る粒状改善エネルギーサブトラクション
において、この蓄積性蛍光体シート６に蓄積された画像
データ（中圧画像データ）６Ａの高周波成分を前記粒状
改善エネサブ画像に加算して粒状をさらに改善したエネ
ルギーサブトラクション画像を得るものである。

【００３４】すなわち、本発明によるエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、図１０に示すように、放射
線エネルギーを分離させるために上下２枚の記録シート
５、７の間に低エネルギーの放射線をカットするフィル
タ６を介在させて放射線３を照射し、高エネルギーの放
射線のみが下の記録シート７に達するようにし、両記録
シート５、７に記録された放射線画像を読み取って得ら
れた画像データの間で減算処理をしてサブトラクション
画像を得るエネルギーサブトラクション方法であって、
高周波成分については減算処理をせず、低周波成分につ
いてのみ減算処理をして粒状を改善したエネルギーサブ
トラクション画像を得る粒状改善エネルギーサブトラク
ション方法において、蓄積性蛍光体シートを低エネルギ
ー放射線をカットするフィルタ６として使用し、この蓄
積性蛍光体シート６に蓄積された画像データ（中圧画像
データ）６Ａの高周波成分を前記エネルギーサブトラク
ション画像に加算して粒状を改善したエネルギーサブト
ラクション画像を得るものである。

【００３５】前記蓄積性蛍光体シート６に蓄積された画
像データ（中圧画像データ）の高周波成分をエネルギー
サブトラクション画像に加算するには、図１に示すよう
に、エネルギーサブトラクションにより得られた画像１
１には高周波を低減する高域低減フィルタ１２をかけ、
蓄積性蛍光体シート６に蓄積された画像データ６Ａには
高域透過フィルタ１３をかけて、両フィルタ１２、１３
を通した画像データを加算すればよい。

【００３６】このとき、両フィルタ１２、１３のレスポ
ンスの和が、図１の下に示すように、全周波数領域に亘
って１となるようにすれば、エネルギーサブトラクショ
ン画像の周波数特性はそのまま維持される。

【００３７】以下、本発明の前提となる粒状改善エネル
ギーサブトラクションの例について詳細に説明する。な
お、ここでは前述した蓄積性蛍光体シートを用いる例に
ついて説明する。

【００３８】図１０は、Ｘ線撮影装置の概略図である。 このＸ線撮影装置１のＸ線管２から発せられたＸ線３に
より被写体（人体の胸部）４が照射される。被写体４を
透過したＸ線３ａは第一の蓄積性蛍光体シート５に照射
され、Ｘ線３ａのエネルギーのうち比較的低エネルギー
のＸ線が該第一の蓄積性蛍光体シート５に蓄積され、こ
れにより該シート５に被写体４のＸ線画像が蓄積記録さ
れる。シート５を透過したＸ線３ｂはさらに低エネルギ
ーのＸ線をカットするフィルタ６を透過し、該フィルタ
６を透過した高エネルギーＸ線３ｃが第二の蓄積性蛍光
体シート７に照射される。これにより該シート７にも被
写体４のＸ線画像が蓄積記録される。被写体４には、サ
ブトラクション処理を行なうにあたって２つのＸ線画像
の位置合わせを行なうための基準となる２つのマーク８
が付されている。

【００３９】なお、上記Ｘ線撮影装置は一回の撮影で２
枚のシート５，７にＸ線画像を蓄積記録するものである
が、時間的に相前後した２つのタイミングでそれぞれ１
枚ずつ撮影を行なってもよい。

【００４０】図１１は、Ｘ線画像読取装置と粒状改善エ
ネルギーサブトラクションを実施するための画像処理表
示装置の斜視図である。図１０に示すＸ線撮影装置１で
撮影が行なわれた後、第一および第二の蓄積性蛍光体シ
ート５，７が一枚ずつＸ線画像読取装置１０の所定位置
にセットされる。ここでは、第一の蓄積性蛍光体シート
５に蓄積記録された第一のＸ線画像の読取りの場合につ
いて説明する。

【００４１】所定位置にセットされた、第一のＸ線画像
が蓄積記録された蓄積性蛍光体シート５は、図示しない
駆動手段により駆動されるエンドレスベルト等のシート
搬送手段１５により、矢印Ｙ方向に搬送（副走査）され
る。一方、レーザ光源１６から発せられた光ビーム１７
はモータ１８により駆動され矢印Ｚ方向に高速回転する
回転多面鏡１９によって反射偏向され、ｆθレンズ等の
集束レンズ２０を通過した後、ミラー２１により光路を
かえて蓄積性蛍光体シート１４に入射し、副走査の方向
（矢印Ｙ方向）と略直角な矢印Ｘ方向に主走査する。蓄
積性蛍光体シート１４の、光ビーム１７が照射された箇
所からは、蓄積記録されているＸ線画像情報に応じた光
量の輝尽発光光２２が発せられ、この輝尽発光光２２は
光ガイド２３によって導かれ、フォトマルチプライヤ（
光電子増倍管）２４によって光電的に検出される。光ガ
イド２３はアクリル板等の導光性材料を成形して作られ
たものであり、直線状をなす入射端面２３ａ　が蓄積性
蛍光体シート１４上の主走査線にそって延びるように配
され、円環状に形成された射出端面２３ｂにフォトマル
チプライヤ２４の受光面が結合されている。入射端面２
３ａ　から光ガイド２３内に入射した輝尽発光光２２は
、該光ガイド２３の内部を全反射を繰り返して進み、射
出端面２３ｂ　から射出してフォトマルチプライヤ２４
に受光され、放射線画像を表わす輝尽発光光２２がフォ
トマルチプライヤ２４によって電気信号に変換される。

【００４２】フォトマルチプライヤ２４から出力された
アナログ信号Ｓは、ログアンプ２５で対数的に増幅され
た後、Ａ／Ｄ変換器２６に入力され、サンプリングされ
て、ディジタルの画像信号Ｓ０が得られる。この画像信
号Ｓ０は第一の蓄積性蛍光体シート５に蓄積記録された
第一のＸ線画像を表わすものであり、ここでは第一の画
像信号Ｓ０１　と呼ぶ。この第一の画像信号Ｓ０１　は
画像処理表示装置３０内の内部メモリに一旦記憶される
。

【００４３】この画像処理表示装置３０には、種々の指
示を入力するキーボード３１、指示のための補助情報や
画像信号に基づく可視画像を表示するＣＲＴディスプレ
イ３２、補助記憶媒体としてのフロッピィディスクが装
填され駆動されるフロッピィディスク駆動装置３３、お
よびＣＰＵや内部メモリが内蔵された本体部３４が備え
られている。

【００４４】次に上記と同様にして、第二の蓄積性蛍光
体シート７に蓄積記録された第二のＸ線画像を表わす第
二の画像信号Ｓ０２　が得られ、この第二の画像信号Ｓ
０２　も画像処理表示装置３０内の内部メモリに一旦記
憶される。

【００４５】図２は、画像処理表示装置内の内部メモリ
に記憶された第一および第二のＸ線画像を表わす２つの
画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　に基づいて、該画像処理表
示装置内で行なわれる処理の流れの一例を表わした図で
ある。

【００４６】画像処理表示装置内の内部メモリに記憶さ
れた、第一および第二のＸ線画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２
　は、図２に示すそれぞれ第一のＸ線画像４１，第二の
Ｘ線画像４２を担持する信号である。第一のＸ線画像４
１は比較的低エネルギーＸ線による画像であり、第二の
Ｘ線画像４２は比較的高エネルギーＸ線による画像であ
るが、互いに軟部および骨部の濃度は異なるものの両者
ともこれら軟部および骨部の双方が記録された原画像で
ある。

【００４７】これら第一および第二のＸ線画像信号Ｓ０
１　，Ｓ０２　は図１１に示す画像処理表示装置３０内
の内部メモリから読み出され、先ずこれら２つの画像信
号Ｓ０１　，Ｓ０２　がそれぞれ担持する各Ｘ線画像４
１，４２の相対的な位置合わせが画像信号上で行なわれ
る（特開昭５８−１６３３３８　号公報参照）。この位
置合わせは、図２に示す２つのマーク８が重なるように
２つのＸ線画像を相対的に直線的な移動および回転移動
を行なうことにより行なわれる。

【００４８】この後、サブトラクション処理が行なわれ
る。

【００４９】ここでＸ線の吸収係数μを、被写体の軟部
と骨部、および低エネルギーＸ線と高エネルギーＸ線と
に分けて次のように定める。

【００５０】μＬ　Ｔ　：低エネルギーＸ線による軟部
の吸収係数 μＨ　Ｔ　：高エネルギーＸ線による軟部の吸収係数μ
Ｌ　Ｂ　：低エネルギーＸ線による骨部の吸収係数μＨ
　Ｂ　：高エネルギーＸ線による骨部の吸収係数このと
き、２つの画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　の互いに対応す
る画素毎に、式

【００５１】

【数１】

【００５２】（ただしＣはバイアス成分を表わす）◆に
従って重み付け引き算を行なうことによって、骨部の陰
影が抽出された骨部画像４３（図２参照）を表わす骨部
画像信号Ｓ１が求められる。

【００５３】また、式

【００５４】

【数２】

【００５５】（ただしＣ′はバイアス成分を表わす）◆
に従って重み付け引き算を行なうことにより軟部画像を
表わす軟部画像信号Ｓ２を求めることができるが、本例
ではこの演算は不必要である。

【００５６】さらに、式

【００５７】

【数３】

【００５８】に従って互いに対応する各画素毎に加算処
理を行なうことにより２つのＸ線画像４１，４２の重ね
合わせ画像４４が生成される。この重ね合わせ画像４４
も軟部および骨部の双方が記録された原画像である。こ
の重ね合わせ画像４４に代えてＸ線画像４１もしくはＸ
線画像４２を用いることも可能であるが、重ね合わせ画
像４４は２つのＸ線画像４１，４２を重ね合わたもので
あるためこれら各Ｘ線画像のいずれと比べてもノイズ成
分が低減されており、したがってその後の処理に有利と
なる。

【００５９】次に骨部画像信号Ｓ１を処理することによ
り、骨部画像４３に含まれるノイズ成分の抽出が行なわ
れる。

【００６０】図３は、骨部画像および骨部画像信号を処
理して求めた画像の、空間周波数ｆに対するスペクトル
を表わした図である。図３に示すグラフ５１が骨部画像
４３のスペクトルを表わしており、ノイズ成分５３が含
まれている。

【００６１】ここで、先ず、骨部画像信号Ｓ１に平滑化
処理が行なわれる。この平滑化処理方法としては、例え
ば各画素に対し該画素を中心とした所定領域内の各画素
に対応する画像信号の平均を求め、この平均値を中心の
画素の画像信号とする単純な平均化処理方法、上記所定
領域内の画像信号の中央値（メジアン）を中心の画素の
画像信号とするというメジアンフィルタを用いる方法、
上記所定領域内をさらに複数の小領域に分け、各小領域
毎に分散を求めて分散の最も小さい小領域の平均値を中
央の画素の画像信号の値とするエッジ保存フィルタ（Ｖ
−フィルタ）を用いる方法、画像信号をフーリエ変換し
、ノイズ成分に対応する高空間周波数成分を取り除いた
後逆フーリエ変換する方法等を用いることができるが、
上記ボケマスク処理方法はエッジがぼけるという欠点を
有し、また上記メジアンフィルタを用いる方法は画素を
入れ替えることになるので等高線状のアーチファクトが
発生する場合があり、さらに上記エッジ保存フィルタを
用いるとハニカム状のアーチファクトが発する場合があ
り、フーリエ変換する方法は演算に時間がかかるという
問題がある。そこで本例では、上記いずれの方法とも異
なる以下に示すヒストグラム適応フィルタを用いた平滑
化が行なわれる。この方法を用いると画像情報として必
要なエッジ（互いに異なる２つの組織の陰影の境界を定
めるステップ状の濃度変化）を保存したままかつ上記ア
ーチファクトなしにノイズを除去することができ、また
簡単な演算で短時間にノイズを除去することができると
いう長所を有する。

【００６２】まず骨部画像の各画素毎に該画素を中心と
した所定領域内の多数の画素の画像信号Ｓ１のヒストグ
ラムを作成する。

【００６３】図４（Ａ），図４（Ｂ）は、上記のように
して求めた、ある画素（画像信号Ｓ１′）を中心とした
所定領域内の多数の画素に対応する画像信号Ｓ１の出現
頻度をプロットした、互いに異なる２つのヒストグラム
を表わした図、図５は、画像信号Ｓ１と中央の画素の画
像信号Ｓ１′との差を変数とした関数の一例を表わした
図である。

【００６４】図４（Ａ），図４（Ｂ）に示すようなヒス
トグラムを表わす関数を一般にｈ（Ｓ１）で表わし、絶
対値｜Ｓ１−Ｓ１′｜が増加するに従って単調減少する
、例えば図５に示すような関数をｆ（Ｓ１−Ｓ１′）と
する。このとき、式

【００６５】

【数４】

【００６６】に従って処理後の頻度を表わす関数ｇ（Ｓ
１）を求める。この関数ｇ（Ｓ１）は、関数ｈ（Ｓ１）
が図４（Ａ）に示すように複数の山を有する場合は中央
の画素の画像信号Ｓ１′が属する山のみを抽出する作用
を有する。

【００６７】上記（４）　式に従って関数ｇ（Ｓ１）を
求めた後、該関数ｇ（Ｓ１）で重みづけをした画像信号
Ｓ１の平均的な値Ｓ１＊を求める。即ち、具体的には例
えば関数ｇ（Ｓ１）の一次モーメントが次式に従って求
められる。

【００６８】

【数５】

【００６９】骨部画像の各画素をそれぞれ中心の画素と
して上記（４），（５）　式に従う処理が行なわれ、こ
れにより平滑化画像信号Ｓ１＊（簡単のため、各画素に
対応する画像信号と画像全体を表わす画像信号とで同一
の記号を用いている。）が求められる。この平滑化画像
信号Ｓ１＊は図２のグラフ５２に示すように、主として
もとの骨部画像信号Ｓ１の高空間周波数成分を取り除い
た信号であるが、エッジ近傍の画素については図４（Ａ
）に示すようにその画素の属する山のみを抽出した後の
平均的な値を求めた信号であるため、もとの骨部画像中
のエッジはぼけることなく保存されている。

【００７０】次に各画素毎に重ね合わせ画像４４を表わ
す重ね合わせ画像信号Ｓ０（上記（３）式参照）から平
滑化画像信号Ｓ１＊を重みづけ引き算、即ち

【００７１
】

【数６】

【００７２】（ただしＣ″はバイアス分を表わす。）◆
を行なうことにより、画像情報としては上記（２）　式
で表わされる軟部画像と略同一の情報を担持するととも
に上記（２）　式で表わされる軟部画像よりもノイズ成
分が低減された処理済軟部画像４６（図２参照）が求め
られる。

【００７３】（６）　式に従って求められた画像信号Ｓ
２′は画像処理表示装置３０のＣＲＴディスプレイ３２
に送られ、この画像信号Ｓ２′に基づく可視画像がＣＲ
Ｔディスプレイ３２に再生表示される。

【００７４】なお、上記例は骨部画像信号Ｓ１を平滑化
して原画像から引くことにより軟部画像信号Ｓ２′を求
める例であるが、骨部画像を観察対象とする場合は、上
記（２）　式に基づいて軟部画像信号Ｓ２を求め、この
軟部画像信号Ｓ２を平滑化して原画像から引くことによ
りノイズ成分が低減された骨部画像を求めればよい。

【００７５】次に図２を参照して説明した上記例と実質
同一の処理である、他の例について説明する。図６はこ
の実質同一の例を説明するために画像処理表示装置内の
内部メモリに記憶された第一および第二のＸ線画像を表
わす２つの画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　に基づいて、画
像処理表示装置内で行なわれる処理の流れの他の例を示
した図である。図２と同一の要素には図２に付した番号
，記号を付し、図２を用いて説明した箇所については重
複説明を避けるために、説明は省略する。

【００７６】２つのＸ線画像４１，４２から上記（１）
　式，（２）式に基づいて骨部画像４３（骨部画像信号
Ｓ１）と軟部画像４７（軟部画像信号Ｓ２）が求められ
る。

【００７７】次に前述した例と同様にして骨部画像信号
Ｓ１を上記（４）　式，（５）式に基づいて処理するこ
とにより、骨部画像４３に含まれるノイズ成分が低減化
された平滑化画像信号Ｓ１＊が求められ、その後各画素
毎に骨部画像信号Ｓ１から平滑化画像信号Ｓ１＊を引き
算することにより、ノイズ成分のみが抽出されたノイズ
画像４８（ノイズ信号ＳＮ　）が求められる。

【００７８】

【数７】

【００７９】このノイズ信号ＳＮ　は図３のグラフ５３
に示すように骨部画像のノイズ成分を抽出した信号であ
る。 ここで平滑化画像信号Ｓ１＊は骨部画像のエッジの情報
はたとえノイズ成分と同程度の高空間周波数であっても
保存されているため、上記（７）式に従って骨部画像信
号Ｓ１と平滑化画像信号Ｓ１＊との差を求めることによ
りエッジの情報はきれいにキャンセルされ、したがって
エッジの情報を失わせるような平滑化処理を行なった場
合と比べ、ノイズ信号ＳＮ　はより純粋に骨部画像のノ
イズ成分のみを担持した信号となる。

【００８０】次にこのようにして求められたノイズ信号
ＳＮ　と軟部画像４７（図６参照）を表わす軟部画像信
号Ｓ２とが各画素毎に重み付け足し算され、これにより
画像情報とては上記軟部画像４７と略同一の情報を担持
するとともに該軟部画像４７よりもノイズ成分が低減さ
れた処理済軟部画像４６が求められる。本例ではこの重
み付け足し算は、式

【００８１】

【数８】

【００８２】に従って行なわれ、これによりノイズ成分
の一層の低減が図られる。

【００８３】なお、詳細な説明は省略するが、図２を参
照して説明した例と図６を参照して説明した例とは実質
的に同一のものである。（詳細については特願平２−９
４６５３　号参照）図７は、粒状改善エネサブの他の例
の処理の流れを表わした図、図８は、図７に示す各画像
の所定の一方向についてのプロファイルを模式的に示し
た図である。図７において、図２もしくは図６と対応す
る要素にはこれら図２，図６と同一の番号，記号を付し
重複説明は省略する。

【００８４】図８（ａ），（ｂ）　は、それぞれ、Ｘ線
画像（原画像）４１，４２を模式的に表わした図であり
、Ｘ線画像４１，４２上の所定の一方向（ｘ方向）に沿
った画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　の値をプロットしたも
のであり、これらの画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　には互
いにその値は異なるものの一様な軟部（図に斜線を施し
た部分）を表わす信号成分とステップ状に変化した骨部
を表わす信号成分とが重畳され、かつランダムなノイズ
成分が重畳されている。

【００８５】２つのＸ線画像（原画像）４１，４２を表
わすこの２つの画像信号Ｓ０１　，Ｓ０２　に基づいて
上記（２）　式に基づいて重みづけ減算処理（記号−で
表わす）を行なうことにより軟部画像４７を表わす軟部
画像信号Ｓ２が求められ、また２つの画像信号Ｓ０１　
，Ｓ０２　に基づいて上記（３）　式に基づいて加算処
理（記号＋で表わす）を行なうことにより、重ね合わせ
画像４４を表わす重ね合わせ画像信号Ｓ０が求められる
。

【００８６】図８（ｃ）　は、重ね合わせ画像信号Ｓ０
を模式的に表わした図であり、図８（ａ），（ｂ）　と
同様に軟部を表わす一様な信号成分（図に斜線を施した
部分）とステップ的に変化した骨部を表わす信号成分と
、さらにランダムなノイズ成分とが重畳されているが、
このノイズ成分は図８（ａ），（ｂ）　に示す２つのＸ
線画像４１，４２と比べ低減化されている。また図８（
ｄ）　は、上記（２）　式に基づいて求められた軟部画
像信号Ｓ２を表わした図である。一様な軟部を表わす信
号成分のみが抽出されているが、ランダムなノイズ成分
は上記２つのＸ線画像４１，４２（図８（ａ），（ｂ）
　）のいずれよりも増加している。

【００８７】また本例では求める必要はないが、仮に上
記（１）　式に基づいて骨部画像信号Ｓ１を求めたとし
た場合の該骨部画像信号Ｓ１を表わした図である。ステ
ップ状に変化した骨部を表わす信号成分が抽出されてい
るが、軟部画像信号Ｓ２（図８（ｄ）　）と同様に、ラ
ンダムなノイズ成分は上記２つのＸ線画像４１，４２（
図８（ａ），（ｂ）　）のいずれよりも増加している。

【００８８】ここで軟部画像４７（軟部画像信号Ｓ２，
図８（ｄ）　）に平滑化処理５１（図７参照）が施され
、平滑化軟部画像６１を表わす平滑化軟部画像信号Ｓ２
＊（図８（ｆ）　）が求められる。この平滑化処理５１
では、軟部画像４７の例えば１．０　サイクル／ｍｍ以
上の高空間周波数成分がカットされる。

【００８９】次に重ね合わせ画像信号Ｓ０から平滑化軟
部画像信号Ｓ２＊が重みづけ減算され、これにより骨部
画像６２を表わす骨部画像信号Ｓ１′が求められる。こ
の骨部画像信号Ｓ１′は図８（ｇ）　に示されるように
、骨部画像信号Ｓ１（図８（ｅ）　）と比べランダムな
ノイズ成分が低減化されているが、軟部画像４７を平滑
化処理した影響が表われ、軟部画像の高空間周波数成分
が若干混入している。

【００９０】次に上記のようにして求められた骨部画像
信号Ｓ１′に平滑化処理５２が施される。ここで施され
る平滑化処理５２では、骨部画像６２の例えば０．５　
サイクル／ｍｍ以上の空間周波数帯にある低コントラス
トの陰影（骨部画像信号Ｓ１′の変化の小さいもの）の
みがカットされる。この処理方法としては、例えば所定
の画素Ｐ０　に対して０．５　サイクル／ｍｍに対応す
る面積のウィンドウを考え、このウィンドウ内の各画素
にそれぞれ対応する各信号Ｓ１′のうち、所定の画素Ｐ
０　に対応する信号Ｓ１０　′の値±所定値内にある信
号Ｓ１′の平均値を求めて該平均値を所定の画素Ｐ０　
の新たな信号Ｓ１０　′とするフィルタを用いて骨部画
像６２上を走査する方法等が採用される。この平滑化処
理５２により、平滑化骨部画像６３を表わす平滑化骨部
画像信号Ｓ１′＊が求められる。この平滑化骨部画像信
号Ｓ１′＊は、図８（ｉ）　に示すようにノイズ成分お
よび混入した軟部画像の高周波成分は低減されているも
のの立ち上がり部分も鈍ってしまっている。

【００９１】次に、重ね合わせ画像信号Ｓ０から平滑化
骨部画像信号Ｓ１′＊が重みづけ引き算され、軟部画像
６４を表わす軟部画像信号Ｓ２′が求められる。この軟
部画像６４は図８（ｈ）　に示すように、軟部画像４７
（図８（ｄ）　）よりもノイズ成分は低減されているが
、平滑化骨部画像信号Ｓ１′＊（図８（ｉ）　）の立上
り部分が鈍っている分だけ、その部分の骨部画像の情報
がノイズとして重畳されている。ただし、ランダムなノ
イズ部分、およびノイズとしての骨部画像の情報はかな
り小さく、したがってこの段階で一連の処理を停止し、
軟部画像信号Ｓ２′を画像処理表示装置３０のＣＲＴデ
ィスプレイ３２（図１１参照）に送ってこの軟部画像信
号Ｓ２′に基づく可視画像をＣＲＴディスプレイに再生
表示し、観察するようにしてもよい。ただし本例では、
上記と同様な処理をさらに繰り返し、さらに画質の改善
が図られている。

【００９２】軟部画像６４を表わす軟部画像信号Ｓ２′
を求めた後、該軟部画像信号Ｓ２′に平滑化処理５３が
施され、平滑化軟部画像６５を表わす平滑化軟部画像信
号Ｓ２′＊（図８（ｊ）　　）が求められる。この平滑
化処理５３としては例えば１．５　サイクル／ｍｍ以上
の空間周波数成分をカットする処理が施される。

【００９３】この平滑化軟部画像信号Ｓ２′＊は重ね合
わせ画像信号Ｓ０から重みづけ減算処理され、骨部画像
６６を表わす骨部画像信号Ｓ１″が求められる。この骨
部画像６６は、図８（ｋ）　に示すように、骨部画像６
２（図８（ｇ）　）と比べランダムノイズおよびノイズ
として混入する軟部画像の情報も減少している。骨部画
像を観察対象とする場合はこの骨部画像信号Ｓ１″に基
づく可視画像をＣＲＴディスプレイ３２上に再生表示し
てもよい。

【００９４】本例では、上記のように求められた骨部画
像信号Ｓ１″にさらに平滑化処理５４が施されて平滑化
骨部画像６７を表わす平滑化骨部画像信号Ｓ１″＊（図
８（ｍ）　）が求められる。この平滑化処理５４として
は例えば１．０　サイクル／ｍｍ以上の低コントラスト
成分のカットが行なわれる。

【００９５】次に、重ね合わせ画像信号Ｓ０からこの平
滑化骨部画像信号Ｓ１″＊が重みづけ引き算され、軟部
画像信号Ｓ２″が求められる。この軟部画像信号Ｓ２″
は図８（ｌ）　に示すように、前回求めた軟部画像信号
Ｓ２′（図８（ｈ）　）と比べランダムノイズおよびノ
イズとしての骨部画像の情報の双方ともさらに低減化さ
れた信号となる。

【００９６】このようにして平滑化処理と重ね合わせ画
像（原画像）との重みづけ引き算を繰り返すことにより
、ノイズが順次低減化された骨部画像と軟部画像とを交
互に得ることができる。

【００９７】図９は、図７を参照して説明した例と実質
同一の他の処理の流れを表わした図である。図７等と同
一の要素には該図７等と同一の番号，記号を付し説明は
省略する。図９に示す処理は、図７に示す骨部画像６２
を求めるまでの処理（図２を参照して説明した処理（但
し図２とは骨部画像と軟部画像が入れ替っている））を
図２を参照して説明した処理（但し図２とは骨部画像と
軟部画像とが入れ替っている）に置き換えたものであっ
て、前述したようにこれらは互いに実質同一の処理であ
る。

【００９８】なお、図９に示した処理では最初の段階の
み、図２を参照して説明した処理方法に置き換えたが、
この置き換えは繰り返し行なわれる処理の任意の段階に
ついて行なうことができいずれも実質同一の処理であり
、本発明にはこれら任意の１つもしくは複数の段階につ
いて変更された全ての実質同一の処理態様が包含される
ものである。

【００９９】以上の各例はいずれも人体の胸部のＸ線画
像に基づいて軟部画像もしくは骨部画像を求める例であ
るが、また、本発明は軟部画像もしくは骨部画像を求め
るものに限られるものではなく、例えば、乳腺が強調さ
れた画像もしくは悪性腫瘍が強調された画像でもよく、
一般に被写体中の互いに異なる２つの組織がそれぞれ強
調もしくは抽出された２つの画像のうちの一方もしくは
双方を求める際に広く適用することができるものである
。

【０１００】さらに、上記各例は、蓄積性蛍光体シート
を用いた例であるが、本発明は蓄積性蛍光体シートを用
いたものに限られるものではなくＸ線フイルム（撮影に
際して一般に増感スクリーンと組合わされる）等を用い
たものにも適用することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の基本的プロセスを示すブロック図

【図
２】画像処理表示装置内で行なわれる処理の流れの一例
を表わした図、

【図３】骨部画像および骨部画像信号を処理して求めた
画像の、空間周波数スペクトルを表わした図

【図４】あ
る画素を中心とした所定領域内の多数の画素に対応する
画像信号の出現頻度をプロットした、異なる２つのヒス
トグラムを表わした図

【図５】画像信号Ｓ１と所定領域の中心の画素の画像信
号Ｓ１′との差を変数とした関数の一例を表わした図

【
図６】画像処理表示装置内で行なわれる、図２に示した
処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図

【図７】
本発明に適用される粒状改善エネサブの他の例の処理の
流れを表わした図

【図８】図７に示す各画像の所定方向についてのプロフ
ァイルを模式的に表わした図

【図９】図７に示した処理と実質同一の他の処理の流れ
を表わした図

【図１０】Ｘ線撮影装置の概略図

【図１１】Ｘ線画像読取装置と、本発明の前提となる粒
状改善エネルギーサブトラクション画像生成方法を実施
する画像処理表示装置の斜視図

【符号の説明】

１　　　　Ｘ線撮影装置 ２　　　　Ｘ線管 ３，３ａ，３ｂ，３ｃ　　　　Ｘ線 ４　　　　被写体 ５　　　　第一の蓄積性蛍光体シート ５Ａ　　　　高圧画像 ６　　　　フィルタ（蓄積性蛍光体シートシート）６Ａ
　　　　中圧画像 ７　　　　第二の蓄積性蛍光体シート ７Ａ　　　　低圧画像 ８　　　　マーク １１　　　　粒状改善エネルギーサブトラクション画像
（データ） １２　　　　周波数フィルタ（高域低減フィルタ）１３
　　　　周波数フィルタ（高域透過フィルタ）１６　　
　　レーザ光源 １９　　　　回転多面鏡 ２２　　　　輝尽発光光 ２３　　　　光ガイド ２４　　　　フォトマルチプライヤ ２５　　　　ログアンプ ２６　　　　Ａ／Ｄ変換器 ３０　　　　画像処理表示装置 ４１，４２　　　　Ｘ線画像（原画像）４３，６２，６
６　　　　骨部画像 ４４　　　　重ね合わせ画像（原画像）４５，６３，６
７　　　　平滑化骨部画像４６，４７，６４　　　　軟
部画像 ４８　　　　ノイズ画像 ６１，６５　　　　平滑化軟部画像

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　放射線エネルギーを分離させるために
   上下２枚の記録シートの間に低エネルギーの放射線をカ
   ットするフィルタを介在させて放射線を照射し、高エネ
   ルギーの放射線のみが下の記録シートに達するようにし
   、該両記録シートに記録された放射線画像を読み取って
   得られた画像データの間で減算処理をしてサブトラクシ
   ョン画像を得るエネルギーサブトラクション方法であっ
   て、高周波成分については減算処理をせず、低周波成分
   についてのみ減算処理をして粒状を改善するエネルギー
   サブトラクション方法において、蓄積性蛍光体シートを
   前記低エネルギー放射線をカットするフィルタとして使
   用し、この蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像データ
   の高周波成分を前記エネルギーサブトラクション画像に
   加算して粒状を改善したことを特徴とするエネルギーサ
   ブトラクション画像生成方法。
2. 【請求項２】　　前記蓄積性蛍光体シートに蓄積された
   画像データの高周波成分をエネルギーサブトラクション
   画像に加算する際、前記エネルギーサブトラクション画
   像のデータには高周波を低減する周波数フィルタをかけ
   、前記蓄積性蛍光体シートに蓄積された画像データには
   高周波透過フィルタをかけて、両フィルタを通した画像
   データを加算することを特徴とする請求項１記載のエネ
   ルギーサブトラクション画像生成方法。
3. 【請求項３】　　前記両フィルタのレスポンスの和が全
   周波数領域に亘って１であることを特徴とするエネルギ
   ーサブトラクション画像生成方法。