JP2000060834A - エネルギ―サブトラクション画像生成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ノイズ低減処理を繰り返し行うことにより、
第１の画像（骨部画像）および第２の画像（軟部画像）
を得るようにしたエネルギーサブトラクション画像生成
方法において、放射線量が大きい場合であっても、ぼけ
の少ない観察適性の優れたサブトラクション画像を生成
する。 【解決手段】 放射線画像を読み取ることにより得られ
た画像信号に基づいて、撮影時の放射線量に相当する感
度Ｓ（Ｓ値）を求める。このＳ値が小さいすなわち放射
線量が多いほどノイズが小さくなるため、平滑化処理の
程度を小さくしてぼけの程度を低減させる。一方、Ｓ値
が大きいすなわち放射線量が少ないほどノイズが大きく
なるため、平滑化処理の程度を大きくしてよりぼけの程
度を強くする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】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。例えば、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、放射線画像情報が蓄積記録された蓄
積性蛍光体シート（以下単に「シート」という。）にレ
ーザ光等の励起光を照射し、このシートに蓄積記録され
た前記放射線画像情報に応じて輝尽発光する輝尽発光光
を検出して画像信号を得、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55-116340 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
に亘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
亘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
シート等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上記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２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（例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（例えば血管等）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提案している（特
開昭59-83486号公報，特開昭60-225541 号公報参照）。

【０００８】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Ｓ／Ｎ比が低下し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って被
写体の主として軟部が記録された軟部画像を表す軟部画
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、
所定の観察目的によ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、本出願人によりサブトラクション
処理により得られる複数の画像データから被写体中の主
として第１の組織が記録された第１の画像データを求
め、この画像データにノイズ部分が低減または除去され
た第１の平滑化画像データを求め、原画像データからこ
の第１の平滑化画像を減算処理して第２の画像データを
求めることにより、元の原画像と同程度までノイズを低
減し、さらに、第２の画像データを処理してさらにノイ
ズ成分を低減することにより新たな第１の画像データを
求め、これらの処理を繰り返すことにより、ノイズが低
減化された観察適正の優れた画像を生成するようにした
エネルギーサブトラクション画像生成方法が提案されて
いる（特開平3-285475号公報）。

【００１１】この特開平3-285475号公報に記載されたエ
ネルギーサブトラクション画像生成方法によれば、ノイ
ズが低減されたエネルギーサブトラクション画像を得る
ことができる。しかしながら、原画像データに含まれる
ノイズ成分が少ない場合は、上記処理を繰り返し行うと
ノイズは非常に少なくなるものの、絵に描いたような不
自然な画像となり、却って見苦しいものとなってしま
う。

【００１２】そこで本出願人により、上記特開平3-2854
75号公報に記載されたエネルギーサブトラクション画像
生成方法において、原画像データを得た際の放射線の線
量に応じて上記処理の繰り返し回数を変更することによ
り、見た目に自然な感じの観察適性の優れたサブトラク
ション画像を生成することができる方法が提案されてい
る（特願平10-5027号）。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】上記特願平10-5027号
に記載された方法によれば、上記特開平3-285475号公報
に記載された方法と比較して、高画質のサブトラクショ
ン画像を得ることができるものの、さらに高画質のサブ
トラクション画像を得ることが望まれている。

【００１４】本発明は上記事情に鑑みなされたものであ
り、さらに高画質のエネルギーサブトラクション画像を
得ることができる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。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明による第１のエネ
ルギーサブトラクション画像生成方法は、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を透過
した、エネルギー分布が互いに異なる放射線から得られ
た複数の放射線画像のそれぞれを表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１の組織が記
録された第１の画像を表す第１の画像データを求め、前
記第１の画像データを平滑化処理することにより前記第
１の画像のノイズ成分が低減または除去された第１の平
滑化画像を表す第１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２の組織が記録され
た第２の画像を表す第２の画像データを求めるエネルギ
ーサブトラクション画像生成方法において、前記第１の
画像データに対する平滑化処理の程度を、前記原画像デ
ータを得た際における前記放射線の線量が大きいほど小
さくすることを特徴とするものである。

【００１６】ここで、「放射線の線量」とは、被写体を
撮影したときの実際の放射線量のみならず、蓄積性蛍光
体シートあるいはＸ線フイルムに記録された画像を読み
取る際における読取感度を表す指標値である規格化の中
心値（いわゆるＳ値）をも含むものである。

【００１７】また、「平滑化処理の程度を小さくする」
とは、平滑化処理を行う際のフィルタのサイズを小さく
する、フィルタの種類をメディアンフィルタや、中心重
み付けの程度が大きいフィルタに変更すること等が挙げ
られるが、平滑化処理を行わないことも本発明には含ま
れるものである。なお、本発明においては、放射線の線
量が小さい場合には、平滑化処理の程度を大きくするも
のである。これは具体的にはフィルタのサイズを大きく
すること等が挙げられる。

【００１８】ここで、上記方法を実施するに際し、上記
方法をさらに細かなステップに分解することや演算の順
序を変更すること等表面的には各種変形した方法を採用
して上記方法と実質的同一の方法を実現することができ
る態様もあり、本発明は実質的同一の各種方法を包含す
る概念として把握されるものである。

【００１９】また、本発明の第２のエネルギーサブトラ
クション画像生成方法は、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を透過した、エネルギ
ー分布が互いに異なる放射線から得られた複数の放射線
画像のそれぞれを表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１の組織が記録された第１の
画像を表す第１の画像データを求める第１の処理を行っ
た後、前記第１の画像データを平滑化処理することによ
り前記第１の画像のノイズ成分が低減された第１の平滑
化画像を表す第１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１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２の組織が記録
された第２の画像を表す第２の画像データを求める第２
の処理を行い、該第２の処理の後、前記第２の画像デー
タを平滑化処理することにより前記第２の画像のノイズ
成分が低減された第２の平滑化画像を表す第２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２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１の組織が記録された新たな第１の画
像を表す新たな第１の画像データを求める第３の処理を
行うエネルギーサブトラクション画像生成方法におい
て、前記第１および前記第２の画像データに対する平滑
化処理の程度を、前記原画像データを得た際における前
記放射線の線量が大きいほど小さくすることを特徴とす
るものである。

【００２０】ここで前記第２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２の処理、第３の処理
を繰り返し行い、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。すなわち、本発明の第３の
エネルギーサブトラクション画像生成方法は、前記第２
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
処理を行った後、前記第３の処理により求められた前記
新たな第１の画像データを前記第２の処理における前記
第１の画像データとして再度前記第２の処理を行うこと
により、前記被写体の主として前記第２の組織が記録さ
れた新たな第２の画像を表す新たな第２の画像データを
求める新たな第２の処理と、該新たな第２の画像データ
を前記第３の処理における前記第２の画像データとして
再度前記第３の処理を行うことにより、前記被写体の主
として前記第１の組織が記録された新たな第１の画像を
表す新たな第１の画像データを求める新たな第３の処理
とを所定回数繰り返すことを特徴とするものである。

【００２１】ここで、「所定回数繰り返す」とあるが、
この繰り返し回数は１回または複数回のみならず０回の
場合も含むものである。

【００２２】また、第３のエネルギーサブトラクション
画像生成方法における繰り返し回数を、変更することに
よりさらに高画質の画像を得ることが可能である。すな
わち、本発明の第４のエネルギーサブトラクション画像
生成方法は、前記新たな第２の処理および前記新たな第
３の処理の繰り返し回数を、前記原画像データを得た際
における前記放射線の線量に基づいて決定することを特
徴とするものである。

【００２３】さらに、前記第２から第４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２の組織が記録された第２の画像を表す第２の画
像データを求めることも可能である。すなわち、本発明
の第５のエネルギーサブトラクション画像生成方法は、
前記第２から第４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った後、前記第３の処理もしく
は前記新たな第３の処理により求められた前記新たな第
１の画像データを前記第２の処理もしくは前記新たな第
２の処理における前記第１の画像データとして再度前記
第２の処理もしくは前記新たな第２の処理を行うことに
より、前記被写体の主として前記第２の組織が記録され
た新たな第２の画像を表す新たな第２の画像データを求
めることを特徴とするものである。

【００２４】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１の画像」（上記「新たな第
１の画像」を含む）と上記「第２の画像」（上記「新た
な第２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。

【００２５】

【発明の効果】本出願人は、放射線画像を得る際におい
ては、被写体を撮影したときの放射線量が大きいほどノ
イズが少なく、小さいほどノイズが多くなることに注目
することにより本発明に想到したものである。

【００２６】すなわち、本発明の第１および第２のエネ
ルギーサブトラクション画像生成方法は、上述した特開
平3-285475号公報に記載されたエネルギーサブトラクシ
ョン画像生成方法における第１および第２の平滑化画像
データを得る際の平滑化処理の程度を、原画像データを
得た際の放射線量が大きいほど小さくするようにしたも
のである。ここで、放射線量が大きい場合にはノイズは
少ないため、平滑化処理により画像をぼかすよりはその
程度を小さくして画像をぼかさない方が画像をより鮮明
に再生することができるものである。従って、本発明に
よれば、放射線量が大きいすなわちノイズが少ない場合
には、平滑化処理による画像のぼけの程度を小さくする
ようにしたため、ぼけの少ないより観察適正の優れた第
１および第２の画像を得ることができる。

【００２７】また、本発明の第３のエネルギーサブトラ
クション画像生成方法は、上記第２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。

【００２８】さらに、本発明の第４のエネルギーサブト
ラクション画像生成方法は、上記第３のエネルギーサブ
トラクション画像生成方法におけるノイズ低減処理の繰
り返し回数を、原画像データを得た際の放射線量に基づ
いて決定するようにしたものである。このため、放射線
量が多い場合には繰り返し回数を少なく、放射線量が少
ない場合には繰り返し回数を多くすることができ、これ
により、ノイズが少ない場合であっても適当にノイズが
残った自然な第１および第２の画像を得ることができ
る。また、ノイズが多い場合にはノイズが低減された観
察適正の優れた第１および第２の画像を得ることができ
る。

【００２９】また、本発明の第５のエネルギーサブトラ
クション画像生成方法は、上記第２から第４のエネルギ
ーサブトラクション画像生成方法を行った後、この第２
から第４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１の画像データについてノイズ低
減化処理を行って原画像との減算処理を行うようにした
ため、ノイズ成分の低減化された新たな第２の画像が生
成される。

【００３０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明の
実施形態について説明する。なお、本実施形態では前述
した蓄積性蛍光体シートを用いる例について説明する。

【００３１】図９は、Ｘ線撮影装置の概略図である。

【００３２】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１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線が第１の蓄積性蛍光体シート５に蓄積
され、これによりシート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、フィル
タ６を透過した高エネルギーＸ線3cが第２の蓄積性蛍光
体シート７に照射される。これによりシート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うにあたって２つのＸ線画像の位
置合わせを行うための基準となる２つのマーク８が付さ
れている。なお、上記Ｘ線撮影装置１は１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
枚ずつ撮影を行ってもよい。

【００３３】図10は、Ｘ線画像読取装置と本発明のエネ
ルギーサブトラクション画像生成方法を実施するための
画像処理表示装置の斜視図である。

【００３４】図９に示すＸ線撮影装置１で撮影が行われ
た後、第１および第２の蓄積性蛍光体シート５，７が１
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１の蓄積性蛍光体シート５に蓄積記録され
た第１のＸ線画像の読取りの場合について説明する。

【００３５】所定位置にセットされた、第１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により光路を変えて蓄積性
蛍光体シート５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５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５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23
b 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23a から光ガイド23内に入射した輝尽発光
光22は、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。

【００３６】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Ｓ
０は第１の蓄積性蛍光体シート５に蓄積記録された第１
のＸ線画像を表すものであり、ここでは第１の画像信号
Ｓ０₁ と呼ぶ。この第１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。

【００３７】この画像処理表示装置30は、種々の指示を
入力するキーボード（不図示）、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が備えられている。

【００３８】次に上記と同様にして、第２の蓄積性蛍光
体シート７に蓄積記録された第２のＸ線画像を表す第２
の画像信号Ｓ０₂ が得られ、この第２の画像信号Ｓ０₂
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。

【００３９】なお、この第１の画像信号Ｓ０₁ および第
２の画像信号Ｓ０₂ の読取りの際、得られた画像信号Ｓ
０₁ ，Ｓ０₂ に基づいて、フォトマルチプライヤ24の感
度であるＳ値が求められる。このＳ値は、画像信号Ｓ０
₁ ，Ｓ０₂ の平均画素値を求め、この画素値を規格化す
ることにより求めるものである。

【００４０】図１は、画像処理表示装置内の内部メモリ
に記憶された第１および第２のＸ線画像を表す２つの画
像信号Ｓ０₁ ，Ｓ０₂ に基づいて、画像処理表示装置内
で行われる基本的な処理の流れの一例を表した図であ
る。

【００４１】画像処理表示装置内の内部メモリに記憶さ
れた、第１および第２のＸ線画像信号Ｓ０₁ ，Ｓ０
₂ は、図１に示すそれぞれ第１のＸ線画像41，第２のＸ
線画像42を担持する信号である。第１のＸ線画像41は比
較的低エネルギーＸ線による画像であり、第２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。

【００４２】これら第１および第２のＸ線画像信号Ｓ０
₁ ，Ｓ０₂ は図10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、まずこれら２つの画像信号Ｓ
０₁ ，Ｓ０₂ がそれぞれ担持する各Ｘ線画像41，42の相
対的な位置合わせが画像信号上で行われる（特開昭58-1
63338 号公報参照）。この位置合わせは、図１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うことにより行われ
る。この後、サブトラクション処理が行われる。

【００４３】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。

【００４４】 μ_L ^T：低エネルギーＸ線による軟部の吸収係数 μ_H ^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 μ_H ^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 Ｓ１＝Ｓ０₁ −（μ_L ^T／μ_H ^T）・Ｓ０₂ ＋Ｃ …(1) 但しＣはバイアス成分を表すに従って重み付け引き算を
行うことによって、骨部の陰影が抽出された骨部画像43
（図１参照）を表す骨部画像信号Ｓ１が求められる。

【００４５】また、式 Ｓ２＝（μ_L ^B／μ_H ^B）Ｓ０₂ −Ｓ０₁ ＋Ｃ′…(2) 但しＣ′はバイアス成分を表すに従って重み付け引き算
を行うことにより軟部画像を表す軟部画像信号Ｓ２を求
めることができるが、本実施形態ではこの演算は不必要
である。

【００４６】さらに、式 Ｓ０＝（Ｓ０₁ ＋Ｓ０₂ ）／２ …(3) に従って互いに対応する各画素毎に加算処理を行うこと
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
重ね合わせ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、従ってその後
の処理に有利となる。

【００４７】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われ
る。

【００４８】図２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
を表した図である。

【００４９】図に示すグラフ51が骨部画像43のスペクト
ルを表しており、ノイズ成分53が含まれている。

【００５０】ここで、骨部画像信号Ｓ１に平滑化処理を
行って平滑化骨部画像45を得る。この平滑化処理方法と
しては、例えば所定領域のボケマスクを用いて各画素に
対し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（ボケマスク処理方
法）、上記所定領域内の画像信号の中央値（メディア
ン）を中心の画素の画像信号とするというメディアンフ
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。

【００５１】なお、本実施形態においては、上述したＳ
値に基づいて平滑化の程度が変更される。すなわち、Ｓ
値が小さい場合は画像信号を得た際の放射線量が多いた
め、画像中のノイズが少なくなる。従って、Ｓ値が小さ
いほど平滑化の程度を小さくして平滑化骨部画像45のぼ
けの程度を小さくし、Ｓ値が大きいほど平滑化の程度を
大きくして平滑化骨部画像45のぼけの程度を大きくする
ものである。具体的には、ボケマスク処理を行う場合に
は、Ｓ値が小さいほどマスクの大きさを小さくする、あ
るいはマスクの中心画素の重み付けを大きくする、メデ
ィアンフィルタを用いる場合はメディアンフィルタの中
央値を重み付けする、Ｖ−フィルタを使用する場合は分
散値が最も小さい領域の平均値の重み付けを大きくす
る、フーリエ変換を行う場合には高空間周波数成分を取
り除く程度を小さくする等して、平滑化処理の程度を小
さくするものである。

【００５２】また、平滑化処理としてはヒストグラム適
応フィルタを用いた平滑化を行ってもよい。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。

【００５３】まず骨部画像の各画素毎に画素を中心とし
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。

【００５４】図３(a) ，(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した
図、図４は、画像信号Ｓ１と中央の画素の画像信号Ｓ
１′との差を変数とした関数の一例を表した図である。

【００５５】図３(a) ，(b) に示すようなヒストグラム
を表す関数を一般にｈ（Ｓ１）で表し、絶対値｜Ｓ１−
Ｓ１′｜が増加するに従って単調減少する、例えば図４
に示すような関数をｆ（Ｓ１−Ｓ１′）とする。このと
き、式 ｇ（Ｓ１）＝ｈ（Ｓ１）×ｆ（Ｓ１−Ｓ１′） …(4) に従って処理後の頻度を表す関数ｇ（Ｓ１）を求める。
この関数ｇ（Ｓ１）は、関数ｈ（Ｓ１）が図３(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。

【００５６】上記(4) 式に従って関数ｇ（Ｓ１）を求め
た後、関数ｇ（Ｓ１）で重み付けをした画像信号Ｓ１の
平均的な値Ｓ１ｈを求める。すなわち、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。

【００５７】

【数１】

【００５８】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) 式に従う処理が行われ、これにより
平滑化画像信号Ｓ１ｈ（簡単のため、各画素に対応する
画像信号と画像全体を表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Ｓ１ｈは
図２のグラフ52に示すように、主として元の骨部画像信
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３(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、元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。

【００５９】そして、このヒストグラム適応フィルタを
用いる場合も、Ｓ値が小さいほど関数ｇ（Ｓ１）による
重み付けの程度を大きくしてより骨部画像中のエッジの
ぼけを抑制することができる。

【００６０】次に各画素毎に重ね合わせ画像44を表す重
ね合わせ画像信号Ｓ０（上記(3) 式参照）から平滑化画
像信号Ｓ１ｈを重み付け引き算、すなわち

【００６１】

【数２】

【００６２】但しＣ″はバイアス分を表す。

【００６３】を行うことにより、画像情報としては上記
(2) 式で表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)式で表される軟部画像よりもノイズ成分
が低減された軟部画像46（図１参照）が求められる。

【００６４】(6) 式に従って求められた画像信号Ｓ２′
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ＣＲＴディ
スプレイ32に再生表示される。

【００６５】なお、上記実施形態は骨部画像信号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Ｓ
２′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。この場合も軟部画像信号Ｓ２の平滑化の程度をＳ値
が小さいほど小さくすることにより、平滑化軟部画像の
ぼけをより少なくすることができ、これにより一層高画
質の骨部画像を得ることができる。

【００６６】次に図１を参照して説明した上記基本的処
理と実質同一の処理について説明する。

【００６７】図５は、この実質同一の処理を説明するた
めに、画像処理表示装置内の内部メモリに記憶された第
１および第２のＸ線画像を表す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われる処理
の流れの他の例を示した図である。図１と同一の要素に
は図１に付した番号，記号を付し、図１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、ここでの説
明は省略する。

【００６８】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。

【００６９】次に図１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Ｓ１ｈ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Ｓ１ｈ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Ｓ_N ）が求められる。

【００７０】 Ｓ_N ＝Ｓ１−Ｓ１ｈ …(7) このノイズ信号Ｓ_N は図２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Ｓ１ｈにおいて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Ｓ１ｈ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、従ってエッジの情
報を失わせるような平滑化処理を行った場合と比べ、ノ
イズ信号Ｓ_N 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。

【００７１】なお、この場合においても平滑化処理の程
度を、Ｓ値が小さいほど小さくすることにより、平滑化
画像信号Ｓ１ｈはよりエッジの情報が保存されることと
なるため、上記式(7)により得られるノイズ成分は、一
層純粋に骨部画像のノイズ成分のみを担持した信号とす
ることができる。従って、ノイズ成分のみが除去された
骨部画像あるいは軟部画像を得ることができる。

【００７２】次にこのようにして求められたノイズ信号
Ｓ_N と軟部画像47（図５参照）を表す軟部画像信号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
報としては上記軟部画像47と略同一の情報を担持すると
ともに軟部画像47よりもノイズ成分が低減された軟部画
像46が求められる。本実施形態ではこの重み付け足し算
は、式

【００７３】

【数３】

【００７４】に従って行われ、これによりノイズ成分の
一層の低減が図られる。

【００７５】ここで図１を参照して説明した例と図５を
参照して説明した例とは実質同一であることを説明す
る。

【００７６】上記(8) 式に上記(2) 式で示される軟部画
像信号Ｓ２および上記(7) 式で示されるノイズ信号Ｓ_N
を代入する。なお、バイアス分（上記(2) 式における
Ｃ′等）は最終的に求められた画像全体の濃度（ＣＲＴ
ディスプレイ表示装置等に表示する場合の輝度を含む）
を調整するものであるため、ここでは省略する。

【００７７】(8) 式に(2) 式，(6) 式を代入すると、

【００７８】

【数４】

【００７９】この(9) 式にさらに上記(1) 式で表される
骨部画像信号Ｓ１を代入すると（バイアス分Ｃは無視す
る）、

【００８０】

【数５】

【００８１】この(10)式を変形して整理すると、

【００８２】

【数６】

【００８３】となり、さらに上記(3) 式を代入すると、

【００８４】

【数７】

【００８５】となる。この(12)式はバイアス分を除き上
記(6) 式と同一の式となる。すなわち、１を参照して説
明した例と図５を参照して説明した例とでは実質的に全
く同一の処理を行っていることになる。

【００８６】図６は上記図１に示す処理を基本とする本
実施形態の処理の流れを表した図、図７は、図６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。

【００８７】図６において、図１もしくは図５と対応す
る要素にはこれら図１，図５と同一の番号，記号を付し
重複説明は省略する。

【００８８】図７(a) ，(b) はそれぞれＸ線画像（原画
像）41，42を模式的に表した図であり、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）を表す信号成分とステ
ップ状に変化した骨部を表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。

【００８９】２つのＸ線画像（原画像）41，42を表すこ
れら２つの画像信号Ｓ０₁ ，Ｓ０₂に基づき上記(2) 式
に基づいて重み付け減算処理（記号−で表す）を行うこ
とにより軟部画像47を表す軟部画像信号Ｓ２が求めら
れ、また２つの画像信号Ｓ０₁，Ｓ０₂ に基づき上記(3)
式に基づいて加算処理（記号＋で表す）を行うことに
より重ね合わせ画像44を表す重ね合わせ画像信号Ｓ０が
求められる。

【００９０】図７(c) は重ね合わせ画像信号Ｓ０を模式
的に表した図であり、図７(a),(b)と同様に、軟部を表
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
７(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。

【００９１】また図７(d) は、上記(2) 式に基づいて求
められた軟部画像信号Ｓ２を表した図である。一様な軟
部を表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７(a),(b)
）のいずれよりも増加している。

【００９２】また本実施形態では求める必要はないが、
図７(e) は仮に上記(1) 式に基づいて骨部画像信号Ｓ１
を求めたとした場合の骨部画像信号Ｓ１を表した図であ
る。ステップ状に変化した骨部を表す信号成分が抽出さ
れているが、軟部画像信号Ｓ２（図７(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
７(a),(b) ）のいずれよりも増加している。

【００９３】ここで軟部画像47（軟部画像信号Ｓ２，図
７(d) ）に平滑化処理51（図６参照）が施され、平滑化
軟部画像61を表す平滑化軟部画像信号Ｓ２ｈ（図７(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。なお、この平滑化処理51は後述するように
Ｓ値に基づいてその程度が変更される。

【００９４】次に重ね合わせ画像信号Ｓ０から平滑化軟
部画像信号Ｓ２ｈが重み付け減算され、これにより骨部
画像62を表す骨部画像信号Ｓ１′が求められる。この骨
部画像信号Ｓ１′は図７(g) に示されるように、骨部画
像信号Ｓ１（図７(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
が表れ、軟部画像の高空間周波数成分が若干混入してい
る。

【００９５】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Ｐ₀ 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を表す平滑化骨部画像
信号Ｓ１ｈ′が求められる。この平滑化骨部画像信号Ｓ
１ｈ′は、図７(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。なお、この平滑化処
理52も後述するようにＳ値に基づいてその程度が変更さ
れる。

【００９６】次に重ね合わせ画像信号Ｓ０から平滑化骨
部画像信号Ｓ１ｈ′が重み付け引き算され、軟部画像64
を表す軟部画像信号Ｓ２′が求められる。この軟部画像
64は図７(h) に示すように、軟部画像47（図７(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Ｓ１ｈ′（図７(i) ）の立ち上がり部分が鈍っている
分、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。但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、従ってこの段階で一
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10参照）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32に再生表示し、観察するようにしてもよい。

【００９７】但し本実施形態では、上記図１あるいは図
５に示した基本的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。

【００９８】軟部画像64を表す軟部画像信号Ｓ２′を求
めた後、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を表す平滑化軟部画像信号Ｓ２ｈ′
（図７(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。この平滑化処理53も後述する
ようにＳ値に基づいてその程度が変更される。

【００９９】この平滑化軟部画像信号Ｓ２ｈ′は重ね合
わせ画像信号Ｓ０から重み付け減算処理され、骨部画像
66を表す骨部画像信号Ｓ１″が求められる。この骨部画
像66は、図７(k) に示すように、骨部画像62（図７(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。

【０１００】本実施形態では、上記のようにして求めら
れた骨部画像信号Ｓ１″にさらに平滑化処理54が施され
平滑化骨部画像67を表す平滑化骨部画像信号Ｓ１ｈ″
（図７(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
ットが行われる。また、この平滑化処理54も後述するよ
うにＳ値に基づいてその程度が変更される。

【０１０１】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Ｓ１ｈ″が重み付け引き算され、軟部画
像信号Ｓ２″が求められる。この軟部画像信号Ｓ２″は
図７(l) に示すように、前回求めた軟部画像信号Ｓ２′
（図７(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。

【０１０２】このようにして平滑化処理と重ね合わせ画
像（原画像）との重み付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。

【０１０３】次に、平滑化処理51〜54の程度の変更につ
いて説明する。本実施形態においても上記図１および図
５に示す実施形態と同様に、Ｓ値に基づいて平滑化処理
の程度が変更される。例えば、上記繰り返し回数が３回
である場合、平滑化処理の程度は図11のテーブルに示す
ように変更される。すなわち、Ｓ値が０〜５０の場合に
は平滑化処理を全て行わず、Ｓ値が５０〜１００の場合
には２回目以降の平滑化処理を行わない。また、Ｓ値が
１００〜２００の場合には３回目の平滑化処理を行わ
ず、最もノイズが多いＳ値が２００以上の場合には３回
の平滑化処理を全て行うものである。これにより、放射
線量が多いすなわちノイズが少ない場合には、平滑化処
理による画像のぼけの程度を小さくすることができるた
め、ぼけの少ないより観察適正の優れた軟部画像および
骨部画像を得ることができる。

【０１０４】なお、平滑化処理の程度は図11に示すもの
に限定されるものではなく、例えば平滑化処理をボケマ
スク処理にて行う場合、Ｓ値が小さいほどマスクサイズ
を小さくするようにしてもよい。具体的には、Ｓ値が０
〜５０の場合には３×３サイズのマスク、５０〜１００
の場合には５×５サイズのマスク、１００〜１５０の場
合には７×７サイズのマスク、２００以上の場合には９
×９サイズのマスクを使用して、Ｓ値が小さいほどぼけ
の程度を小さくすればよい。また、Ｓ値の大きさに拘わ
らず同一サイズのマスクを使用し、Ｓ値が小さいほど中
心を重み付けしたマスクを用いてもよい。

【０１０５】また、上記繰り返し回数をＳ値に応じて決
定してもよい。図12はＳ値に応じた繰り返し回数を示す
テーブルである。

【０１０６】図12に示すテーブルにおいては、Ｓ値が大
きいほど放射線の線量が小さくノイズが大きくなるもの
である。また、上記テーブルにおいて、Ｎは軟部画像を
得るための繰り返し回数、Ｍは骨部画像を得るための繰
り返し回数である。上記テーブルに示すように、Ｓ値が
大きいほど繰り返し回数が大きくなっている。

【０１０７】このように、Ｓ値すなわち放射線の線量に
基づいて、繰り返し回数を決定することにより、Ｓ値が
大きいすなわちノイズが大きいほど繰り返し回数が大き
くなり、これにより最終的に得られる軟部画像および骨
部画像から一層ノイズを低減することができる。また、
Ｓ値が小さいすなわちノイズが小さいほど繰り返し回数
が少なくなるため、得られた画像から全くノイズが消え
てしまうことがなくなり、適当にノイズが残った見た目
に自然な感じの軟部画像および骨部画像を得ることがで
きる。

【０１０８】図８は、図６を参照して説明した実施形態
と実質同一の他の処理の流れを表した図である。図６等
と同一の要素には図６等と同一の番号，記号を付し説明
は省略する。

【０１０９】図８に示す処理は、図６に示す骨部画像62
を求めるまでの処理（図１を参照して説明した処理（但
し図１とは骨部画像と軟部画像が入れ替っている））
を、図５を参照して説明した処理（但し図５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。なお、図８に示す実施形態においても、Ｓ値に
応じて平滑化処理の程度が変更されるものである。

【０１１０】なお、図８に示した処理では最初の段階の
み、図５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われる処理の任意の段階につ
いて行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。

【０１１１】上記各実施形態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。

【０１１２】また、上記実施形態は、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。

【０１１３】さらに、上記実施形態においては、画像信
号からＳ値を求めるようにしているが、これに限定され
るものではなく、被写体の撮影時における放射線量を直
接画像処理装置に入力するようにしてもよく、また、被
写体の撮影時における撮影条件を画像処理装置に入力
し、この撮影条件に基づいて撮影時の放射線量を推定す
るようにしてもよい。

【図面の簡単な説明】

【図１】画像処理表示装置内で行われる基本的な処理の
流れの一例を表す図

【図２】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す図

【図３】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す図

【図４】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す図

【図５】画像処理表示装置内で行われる、図１に示した
処理と実質同一の他の処理の流れを表す図

【図６】本発明の他の基本的な処理の流れを表す図

【図７】図６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表す図

【図８】図６に示す処理と実質同一の他の処理の流れを
表す図

【図９】Ｘ線撮影装置の概略図

【図１０】Ｘ線画像読取装置と、本発明のエネルギーサ
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

【図１１】Ｓ値に応じた平滑化処理の程度を示すテーブ
ル

【図１２】繰り返し処理の設定回数を示すテーブル

【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１の蓄積性蛍光体シート ６ フィルタ ７ 第２の蓄積性蛍光体シート ８ マーク 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） 43，62，66 骨部画像 44 重ね合わせ画像（原画像） 45，63，67 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 51，52，53，54 平滑化処理

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｂ 6/00 ３５０Ｍ

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 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を透過した、エネルギー分布が互
   いに異なる放射線から得られた複数の放射線画像のそれ
   ぞれを表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１の組織が記録された第１の画像を表す
   第１の画像データを求め、 前記第１の画像データを平滑化処理することにより前記
   第１の画像のノイズ成分が低減または除去された第１の
   平滑化画像を表す第１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２の組織が記
   録された第２の画像を表す第２の画像データを求めるエ
   ネルギーサブトラクション画像生成方法において、 前記第１の画像データに対する平滑化処理の程度を、前
   記原画像データを得た際における前記放射線の線量が大
   きいほど小さくす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。
2. 【請求項２】 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を透過した、エネルギー分布が互
   いに異なる放射線から得られた複数の放射線画像のそれ
   ぞれを表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１の組織が記録された第１の画像を表す
   第１の画像データを求める第１の処理を行った後、 前記第１の画像データを平滑化処理することにより前記
   第１の画像のノイズ成分が低減された第１の平滑化画像
   を表す第１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１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２の組織が記録された
   第２の画像を表す第２の画像データを求める第２の処理
   を行い、該第２の処理の後、 前記第２の画像データを平滑化処理することにより前記
   第２の画像のノイズ成分が低減された第２の平滑化画像
   を表す第２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２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１の組織が記録さ
   れた新たな第１の画像を表す新たな第１の画像データを
   求める第３の処理を行うエネルギーサブトラクション画
   像生成方法において、 前記第１および前記第２の画像データに対する平滑化処
   理の程度を、前記原画像データを得た際における前記放
   射線の線量が大きいほど小さくす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。
3. 【請求項３】 請求項２記載の処理を行った後、前記第
   ３の処理により求められた前記新たな第１の画像データ
   を前記第２の処理における前記第１の画像データとして
   再度前記第２の処理を行うことにより、前記被写体の主
   として前記第２の組織が記録された新たな第２の画像を
   表す新たな第２の画像データを求める新たな第２の処理
   と、該新たな第２の画像データを前記第３の処理におけ
   る前記第２の画像データとして再度前記第３の処理を行
   うことにより、前記被写体の主として前記第１の組織が
   記録された新たな第１の画像を表す新たな第１の画像デ
   ータを求める新たな第３の処理とを所定回数繰り返すこ
   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。
4. 【請求項４】 前記新たな第２の処理および前記新たな
   第３の処理の繰り返し回数を、前記原画像データを得た
   際における前記放射線の線量に基づいて決定することを
   特徴とする請求項３記載のエネルギーサブトラクション
   画像生成方法。
5. 【請求項５】 請求項２から４のいずれか１項記載の処
   理を行った後、前記第３の処理もしくは前記新たな第３
   の処理により求められた前記新たな第１の画像データを
   前記第２の処理もしくは前記新たな第２の処理における
   前記第１の画像データとして再度前記第２の処理もしく
   は前記新たな第２の処理を行うことにより、前記被写体
   の主として前記第２の組織が記録された新たな第２の画
   像を表す新たな第２の画像データを求めることを特徴と
   するエネルギーサブトラクション画像生成方法。