JP2640582B2 - エネルギーサブトラクション画像生成方法 - Google Patents

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60-225541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2-94653
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11
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、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Ｓ
０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3
2、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Ｃ
ＰＵ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Ｓ０
₂ 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 ，Ｓ０
₂ 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41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Ｓ０
₁ ，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なわれる（特開昭58-1
63338 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】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

【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。

【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Ｓ_N ）が求められる。

【００７８】

【数７】

【００７９】このノイズ信号Ｓ_N 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。

【００８０】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６参照）を表わす軟部画像信号Ｓ
２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2-9465
3 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4
1，42上の所定の一方向（ｘ方向）に沿った画像信号Ｓ
０₁ ，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Ｐ₀ に対応する信号Ｓ１
₀ ′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6
4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Ｓ
２′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Ｓ
２′^＊（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62（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Ｓ
２′（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） 43，62，66 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

Claims (3)

(57)【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。