JPH0534710B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明はサブトラクシヨン画像の処理方法、さ
らに詳しくは体積性螢光体シートを用いて、これ
に放射線画像を蓄積記録し、その後シートに励起
光を照射することにより放射線画像をシートから
輝尽発光光として放射せしめ、この輝尽発光光を
光電的に読み取り、得られた画像信号を可視像と
して再生する放射線画像記録再生システムにおけ
るサブトラクシヨン画像の処理方法に関するもの
である。

複数枚のＸ線写真フイルムを使用して人体の特
定の構造物（例えば臓器、骨、血管等）の画像を
抽出し、これによつて特定の構造物のより正確な
診断を行なうサブトラクシヨン方法が従来から知
られている。このサブトラクシヨン方法には、時
間サブトラクシヨン方法とエネルギーサブトラク
シヨン方法の２つの方法がある。時間サブトラク
シヨン方法とは、造影剤注入により特定の構造物
の画像が強調されたＸ線画像から造影剤が注入さ
れていないＸ線画像を引き算（サブトラクシヨ
ン）することによつて特定の構造物の画像を抽出
するものであり、一方エネルギーサブトラクシヨ
ン方法とは、同一の被写体に対して相異なるエネ
ルギー分布を有するＸ線を照射し、特定の構造物
が特有のＸ線エネルギー吸収特性を有することを
利用して２つのＸ線画像間に特定の構造物の画像
を存在せしめ、その後この２つのＸ線画像に適当
な重みづけをした上で両者間で引き算（サブトラ
クシヨン）を行ない特定の構造物の画像を抽出す
るものである。

しかしながら、上記Ｘ線写真フイルムを使用す
るサブトラクシヨン方法によつては良質なサブト
ラクシヨン画像を得ることはできない。これはＸ
線写真フイルムが一般に非線形階調を有し、また
狭ラチチユードであるからである。しかも、Ｘ線
写真フイルムを用いてサブトラクシヨン画像を得
るためには、一方のＸ線画像を反転して、２枚の
Ｘ線写真フイルムを手作業にて重ね合わせて第３
の写真フイルムに差の画像を写し込むという方法
がとられねばならず、従つて、２枚のＸ線写真フ
イルム中のＸ線画像を正確に重ね合わせ、診断構
造物以外の画像を取り除くことが難しく、その位
置合わせに非常に手間がかかる。これらの点から
Ｘ線写真フイルムを使用するサブトラクシヨン方
法は常に有効な診断手法とはなり得ず、特別な場
合においてのみかろうじて利用されていた診断手
法であり、一般には使用されていないのが現状で
ある。

近年になつて、画像データがデジタル値であれ
ば、面倒な写真的サブトラクシヨン手法を用いな
くともコンピユーター処理でサブトラクシヨンが
可能であるという観点から、デジタルサブトラク
シヨン方法（通常デジタルラジオグラフイーと呼
ばれる。以下、「DR」と略称する。）が注目を浴
びるようになつた。DRとしては、I.I.チユーブと
TVカメラとからなる既存のＸ線透視カメラの出
力をデジタル処理するデジタルフルオロスコピー
（Digital Fluoroscopy）と、Xe−検出器等のCT
のＸ線検出システムを流用したスキヤンドプロジ
エクシヨンラデイオグラフイ（Scanned
Projection Radiography）と呼ばれるものが現
在知られている。これらDRによれば、電気的な
デジタル処理でサブトラクシヨン画像を得ること
ができ、従つてDRは上記Ｘ線写真フイルムを使
用するサブトラクシヨン方法よりも極めて実用的
である。しかしながら、DR、即ちデジタルフル
オロスコピーあるいはスキヤンドプロジエクシヨ
ンラデイオグラフイによつて得られるサブトラク
シヨン画像の空間分解能はI.I.チユーブあるいは
Xe−検出器等のＸ線画像の検出器の分解能で来
まつてしまうためにＸ線写真フイルムの空間分解
能よりも低くなり、従つてDRは特定の診断構造
物に対する充分微細な診断が不可能であるという
問題を有している。さらにDRでは、撮影範囲は
I.I.チユーブあるいはXe−検出器等のＸ線画像の
検出器の受光面積で決められるため、広範囲の人
体部位に対して一度の撮影でサブトラクシヨン画
像を得ることができないという問題がある。

上述のようなＸ線写真フイルムあるいはDRを
利用する従来のサブトラクシヨン方法の問題を解
消するため、本出願人は特願昭57−45475号にお
いて蓄積性螢光体シートを使用する放射線画像記
録再生システムによるサブトラクシヨン方法を提
案した。

ここで蓄積性螢光体とは、放射線（Ｘ線、α
線、β線、γ線、紫外線等）の照射を受けると、
この放射線エネルギーの一部を内部に蓄積し、そ
の後可視光等の励起光の照射を受けると、蓄積エ
ネルギーに応じて輝尽発光を示す性質を有する螢
光体のことを言う。

この蓄積性螢光体を利用して、人体等の放射線
画像を一旦蓄積性螢光体のシートに記録し、その
後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
読み出して画像信号を得、この画像信号に基づき
写真感光材料等の記録材料、CRT等に放射線画
像を可視像として出力させる放射線画像記録再生
システムが本出願人によりすでに提案されてい
る。（特開昭55−12429号、同56−11395号など。） 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出
域（ラチチユード）にわたつて画像を記録しうる
という極めて実用的な利点を有している。すなわ
ち、蓄積性螢光体においては、放射線露光量に対
して蓄積後に励起によつて輝尽発光する発光光の
光量が極めて広い範囲にわたつて比例することが
認められており、従つ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前記発光光
の光量を読取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つて電気信号に変換し、この
電気信号を用いて写真感光材料等の記録材料、
CRT等の表示装置に可視像として出力させるこ
とによつ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。

またこのシステムによれば、蓄積性螢光体に蓄
積記録された放射線画像を電気信号に変換した後
に適当な信号処理を施し、この電気信号を用いて
写真感光材料等の記録材料、CRT等の表示装置
に可視像として出力させることによつて観察読影
適性（診断適性）の優れた放射線画像を得ること
ができるというきわめて大きな効果も得ることが
できる。

このように蓄積性螢光体を使用する放射線画像
システムにおいては、読取ゲインを適当な値に設
定して輝尽発光光を光電変換し、可視像として出
力することができるので、放射線源の管電圧又は
MAS値の変動による放射線露光量の変動、蓄積
性螢光体の感度のバラツキ、光検出器の感度のバ
ラツキ、被写体の条件による露光量の変化、或い
は被写体によつて放射線透過率が異なる等の原因
により蓄積性螢光体に蓄積される蓄積エネルギー
が異なつても、更には放射線の被ばく量を低減さ
せても、これらの因子の変動により影響を受けな
い放射線画像を得ることが可能となるし、また輝
尽発光光を一旦電気信号に変換せしめ、この電気
信号に適当な信号処理を施すことにより、胸、心
臓などの読影者が必要とする診断構造物に適した
放射線画像を得ることができ、観察読影適性を向
上させることが可能となる。

このような放射線画像記録再生システムを利用
するサブトラクシヨン方法は、放射線画像をデジ
タル信号として得ることができるので、上述の
DRの有する利点、即ち、デジタル処理が可能で
あるという利点を有している。それと同時に、上
記放射線画像記録再生システムによるサブトラク
シヨン方法においては、蓄積性螢光体シート上を
走査する励起光（レーザ光）のビーム径を小さく
して単位面積当りの画素数を増加させることがで
き、またサブトラクシヨン処理を施した後の画像
データの最終出力を銀塩等の感光材料上に直接記
録できるので、従来のDRに比べて著しく高い空
間分解能を有する画像を得ることができ、原理的
には人間の視覚の識別分解能、以下の空間分解能
を有する鮮明なサブトラクシヨン画像を得ること
ができる。さらに上記放射線画像記録再生システ
ムによるサブトラクシヨン方法においては、蓄積
性螢光体シートの面積を大きくすることに何らの
技術的支障もないので、人体の広範囲の部分をカ
バーする大面積に対して一度にサブトラクシヨン
画像を得ることができる。このように上記放射線
画像記録再生システムによるサブトラクシヨン方
法は従来の写真的サブトラクシヨン手法あるいは
DRが有していないような大きな利点を有してい
る。

また、上記放射線画像記録再生システムによる
サブトラクシヨン方法においては、特公平３−
67689号公報および特公平３−62411号公報に開示
されている方法を使用することによりサブトラク
シヨンすべき２つの放射線画像の位置合わせを自
動的にかつ正確に行なうことができるので、抽出
すべき構造物の画像を正確に抽出することがで
き、診断能の高いサブトラクシヨン画像を得るこ
とができる。

このように上記放射線画像記録再生システムに
よるサブトラクシヨン方法は多大な効果を有する
ものであり、実際にこの方法を使用して血管像の
サブトラクシヨン画像を得たところ確かに高い読
影診断能が得られた。しかし同時に、この方法が
高い空間周波数応答性を有していることから、不
必要な高周波雑音もろ過されて出力画像上に再生
され、このために特に背景濃度部分（減算処理に
よつて不必要な絵柄が除去された結果生じる画像
中の定濃度領域）において該雑音が視覚的な障害
となることがわかつた。このような高周波雑音は
観察者の読影診断を大きく損うものではないがそ
れでもある種の画像（ごく少ない放射線量で撮影
された結果顕著な放射線量子雑音を含有する画像
等）では、読影者に視覚的不快感を与えることが
わかつた。このような現象をさらに詳しく説明す
ると、蓄積性螢光体シートを用いる放射線画像記
録再生システムにおいては、一般に骨などの５サ
イクル／mm程度の高周波成分を含む構造物をも描
写するために、読取りのサンプリングレートは10
サイクル／mm程度にとられる。従つて、得られる
放射線画像の空間分解能はサンプリング定理によ
り５サイクル／mmとなり、骨等の微細な構造も描
写できるのだが、血管像の情報の大部分は2.5サ
イクル／mmより低い周波数に存在している。従つ
て、上記５サイクル／mm程度の空間周波数応答を
もつ原画像から骨を消去し、血管像を抽出したサ
ブトラクシヨン画像においては、2.5〜５サイク
ル／mmの周波数成分の大半は観察読影に障害とな
る高周波雑音となる。画像中にはこのような高周
波雑音の代表的なものとして放射線量子雑音が存
在するが、この放射線量子雑音は放射線量子の個
数の空間内の分布の統計的ゆらぎと解釈され一般
に放射線量の少ない撮影の時に顕著となるが、同
一画像の中でも骨部等の放射線透過率の低い物質
の部分において顕著となる。しかしながら、この
放射線量子雑音はサブトラクシヨンを行なう前の
原画像においては視覚的に問題とならない。なぜ
ならば原画像では、骨等の低濃度部、ベタ等の高
濃度部が混在し、画像の濃度レベルの起伏が激し
いので、視覚的にはこのような放射線量子雑音の
影響は認知できないかあるいはほとんど気になら
ない。ところがサブトラクシヨン画像では画像中
において不必要な絵柄が減算されて除去された結
果一定濃度の領域が広く分布し、このような平坦
な部分に放射線量子雑音のような高周波雑音が乗
ると読影者に視覚的に許容しがたいざらつき感を
与えることになる（粒状性の劣化と呼ぶ）。さら
にこの放射線量子雑音はポアソン分布を有し、サ
ブトラクシヨン処理を行なつた後の画像の雑音は
サブトラクシヨン処理前の√２倍に増加し、この
ためサブトラクシヨン画像においては一層高周波
雑音が目立ち視覚的に粒状性が劣化するようにな
る。

このような原因により発生する高周波雑音をサ
ブトラクシヨン画像中から除去せしめることがで
きれば、サブトラクシヨン画像は観察読影適性が
より優れたものとなる。

従つて、本発明の目的は蓄積性螢光体シートを
使用する放射線画像記録再生システムによつて得
られるサブトラクシヨン画像、特に血管像のサブ
トラクシヨン画像中に出現する高周波雑音を低減
せしめるサブトラクシヨン画像の処理方法を提供
することにある。

本発明のサブトラクシヨン画像の処理方法はサ
ブトラクシヨンが行なわれた後のあるいは行なわ
れる前の放射線画像に縮小処理を施し、放射線画
像中の観察読影に不必要な高周波成分を取り除く
ことによりサブトラクシヨン画像中のノイズを低
減せしめ、かつ縮小したことにより視覚的に画像
を見易くしたものである。

即ち、本発明のサブトラクシヨン画像の処理方
法は少なくとも骨と血管の像を含む２つの放射線
画像を別個の蓄積性螢光体シートに蓄積記録せし
め、その後各蓄積性螢光体シートを励起光で走査
して前記放射線画像を輝尽発光光として時系列化
して取り出し、この輝尽発光光を光電的に読み取
つて少なくとも５サイクル／mm以上の空間分解能
を有するデジタル画像データに変換し、各放射線
画像の対応する画素間でこのデジタル画像データ
の引き算を行なつて放射線画像中の血管像を抽出
した、2.5サイクル／mm以上の高周波成分を除去
した放射線画像を得る放射線画像のサブトラクシ
ヨン方法において、前記引き算を行なつた後ある
いは行なう前の放射線画像に縮小処理を施すこと
を特徴とする。

ここで、縮小処理とは縮小処理が行なわれる前
の放射線画像の画素数を減少せしめることにより
画素数の減少した新らたな放射線画像を形成する
処理のことを意味するが、本発明においては、縮
小処理は、縮小処理が行なわれる前の放射線画像
をこの放射線画像の画素の面積よりも大きな面積
を有する部分に等分割し、これにより得られた部
分と前記、放射線画像の画素との重なり面積を重
み係数として前記放射線画像の画素の画像データ
の荷重平均を行ない、これにより得られた値を縮
小処理が行なわれた後の放射線画像の画像データ
とすることにより行なわれる。

本発明によると、サブトラクシヨン画像におい
て不必要な高周波成分が取り除かれるので画像中
の高周波雑音が低減し、さらに、画像の縮小によ
る視覚的効果によりサブトラクシヨン画像が鮮明
となり、特に血管像のサブトラクシヨン画像が診
断適性に優れたものとなる。

また、本発明によると最終的に得られるサブト
ラクシヨン画像の画素数は蓄積性螢光体シートか
ら読み取つた直後の放射線画像の画素数よりも減
少したものとなり、従つてサブトラクシヨン画像
を磁気デイスク、磁気ドラム等の記録媒体にフア
イルする場合にあつては、メモリ容量を節約でき
る利点があるとともに、サブトラクシヨン画像が
縮小されたものとして出力されるので、一定の大
きさのシートに多数のサブトラクシヨン画像を出
力表示することができ、経済的である。

さらに、引き算が行なわれる前の放射線画像に
ついて縮小処理が行なわれる場合にあつては、サ
ブトラクシヨンすべき２つの放射線画像の画素数
の減少が行なわれるので、特公平３−67689号公
報および特公平３−62411号公報に開示されてい
る方法によりデジタルデータ上で２つの放射線画
像の位置合わせを行なう場合には、その位置合わ
せを高速で行なうことができる。

以下、本発明を詳細に説明する。

上述のように、本発明において、縮小処理とは
縮小処理が行なわれる前の放射線画像の画素数を
減少せしめることにより画素数の減少した新らた
な放射線画像を形成する処理のことを意味する
が、最終的に得られるサブトラクシヨン画像の画
質の点から、縮小処理が行なわれる前の放射線画
像を放射線画像の画素の面積よりも大きな面積を
有する部分に等分割し、これにより得られた部分
と前記放射線画像の画素との重なり面積を重み係
数として前記放射線画像の画素の画像データの荷
重平均を行ない、これにより得られた値を縮小処
理が行なわれた後の放射線画像の画像データとす
ることにより行なわれるものとする。この縮小処
理を第１Ａ図および第１Ｂ図を用いて詳しく説明
する。

第１Ａ図において実線は縮小処理が行なわれる
前の放射線画像の画素の配列を示しており、これ
らの画素は指標ｉ、ｊ（ｉ、ｊは正の整数）を用
いて（ｉ、ｊ）というようにして表わすことがで
きる。点線は縮小処理を行なうため放射線画像を
画素の面積よりも大きな部分に等分割することに
よつて得られた画素（以下、サンプリング画素と
いう）の配列を示しており、これらのサンプリン
グ画素は指標ｌ、ｍ（ｌ、ｍは正の整数）を用い
て（ｌ、ｍ）というようにして表わすことができ
る。なお、サンプリング画素は縮小処理が行なわ
れた後の放射線画像の画素に一対一に対応するも
のであることは言うまでもない。今、サンプリン
グ画素（ｌ、ｍ）と、放射線画像の画素（ｉ、
ｊ）との重なり面積をa_l,n,i,jとし、縮小処理が行
なわれる前の画素（ｉ、ｊ）の画像データをS_i,j
とし、縮小処理が行なわれた後の画素（ｌ、ｍ）
の画像データをS′_l,nとしたとき、S′l、ｍは という荷重平均により与えられる。

第１Ａ図の一部拡大図である第１Ｂ図において
は、式は となる。

従つて式を用いて全てのサンプリング画素の
画像データを求め、この画像データを縮小処理が
行なわれる前の放射線画像の画素の大きさと同一
の大きさの画素として表現することにより縮小処
理を達成することができる。なお、画像データと
しては画像読取りの際に得られる輝尽発光光の発
光量または発光量の対数変換値を採用するのが好
ましい。以上画素が正方形状の場合について縮小
処理を説明したが、画素が長方形等の他の形状を
有する場合についても縮小処理は上記同様にして
行なうことができる。

画素が正方形状であり、縮小が面積比で１／
N²で行なわれる場合は空間周波数は１／Ｎとな
るが、血管像の情報の大部分は２サイクル／mm以
下に存在するので、血管像の情報が失なわれない
ように、かつ不必要な高周波雑音成分が有効に除
去されるように適度な縮小比が選択されねばなら
ないことは言うまでもない。

第２図は縮小処理によつて高周波雑音の除去を
説明する空間周波数応答の一例を示すグラフであ
る。

点線は縮小処理が行なわれる前の血管像の応答
を示し、実線は縮小処理が行なわれた後の血管像
の応答を示す。

上述のように蓄積性螢光体シートを用いる放射
線画像記録再生システムにおいては、一般に骨な
どの５サイクル／mm程度の高周波成分を含む構造
物をも描写するために、読取りのサンプリングレ
ートは10サイクル／mm程度にとられる。従つて、
得られる放射線画像の空間周波数は５サイクル／
mmとなる。第２図の点線に示されるようにサブト
ラクシヨン処理が行なわれた画像の2.5〜５サイ
クル／mmに存在する情報のうち血管像に関する情
報はほとんど不要なものであり、この血管像の情
報はサブトラクシヨン処理を行なうことによつて
顕著となつた高周波雑音中に埋れてしまう。この
ような５サイクル／mmの空間周波数応答のサブト
ラクシヨン画像に面積比で１／４の縮小処理を施
すと、第２図の実線に示されるように2.5〜５サ
イクル／mmの高周波成分が除去され、血管像の情
報の大部分が存在する低周波成分が残ることにな
る。従つて、サブトラクシヨン画像において、必
要な画像情報は失なわれず、一方高周波雑音が除
去された良質のサブトラクシヨン画像となる。な
お、高周波雑音が除去されると、一般に画像がボ
ケた状態になるが、画像全体が縮小されるので視
覚的効果により画質は鮮明なものとなる。

以上の説明は縮小比がいかなる場合であつても
成立するが、縮小を面積比で１／（有理数の２
乗）で行なうと計算処理上有利であり特に縮小処
理を１／（整数の２乗）の縮小比で行なうと、縮
小処理が行なわれる前の放射線画像の画素とサン
プリング画素との重なり方が画像上の場所によら
ず一義的に定まるので、計算処理上最も有利であ
る。

次に１／（有理数の２乗）の面積比で縮小処理
を行なう場合の一例として１／（2²／3²）の面積比 で縮小処理を行なう場合の実施例を第３Ａ図およ
び第３Ｂ図を用いて説明する。

第３Ａ図は縮小処理が行なわれる前の放射線画
像の画素配列を示す図、第３Ｂ図は縮小処理が行
なわれた後の放射線画像の画素配列を示す図であ
る。

本実施例においては式は S′_l,n＝4S_i,j＋2S_i+1,j＋2S_i,j+1＋S_i+1,j+1／９ S′_l,n+1＝4S_i,j+2＋2S_i,j+1＋2S_i+1,j+2＋S_i+1,j+
1／９ S′_l+1,n＝4S_i+2,j＋2S_i+1,j＋2S_i+2,j+1＋S_i+1,j+
1／９ S′_l+1,n+1＝4S_i+2,j+2＋2S_i+1,j+2＋2S_i+2,j+1＋S
_i+1,j+1／９ となり縮小処理は常に上記４つの荷重平均の式で
行なうことができる。従つて、このように、１／
（有理数の２乗）の面積比で縮小を行なうと、
式がかなり簡易な式で表わすことができるので、
計算処理上有利である。

次に１／（整数の２乗）の面積比で縮小処理を
行なう場合の一例として、１／（2²）の面積比で
縮小処理を行なう場合の実施例を第４Ａ図および
第４Ｂ図を用いて説明する。

第４Ａ図は縮小処理が行なわれる前の放射線画
像の画素配列を示す図、第４Ｂ図は縮小処理が行
なわれた後の放射線画像の画素配列を示す図であ
る。

本実施例においては式は という非常に簡易な式となり、従つて、１／（整
数の２乗）の面積比で縮小を行なうと計算処理速
度が著しく速くなる。

以上説明したように縮小処理は、サブトラクシ
ヨンすべき放射線画像間で引き算が行なわれた後
の放射線画像、即ちサブトラクシヨン画像につい
て行なつてもよいし、あるいは引き算が行なわれ
る前の２つの放射線画像について行なつてもよ
い。

第５図は、サブトラクシヨンすべき放射線画像
間で引き算が行なわれた後の放射線画像、即ちサ
ブトラクシヨン画像に縮小処理を行なう場合のス
テツプを説明する図である。

放射線画像記録再生システムによる時間サブト
ラクシヨン方法あるいはエネルギーサブトラクシ
ヨン方法によつていずれか一方の放射線画像に所
望の構造物（たとえば血管像）が強調された２つ
の放射線画像Ａ，Ｂが得られる。より具体的に
は、時間サブトラクシヨン方法の場合は、血管造
影の場合を例にとると一方の蓄積性螢光体シート
に血管に造影剤を注入する前の被写体の放射線透
過像を蓄積記録し、次いで他方の蓄積性螢光体シ
ートに血管に造影剤が注入された後の被写体の放
射線透過像を蓄積記録し、その後相異なる放射線
透過像が蓄積記録された各蓄積性螢光体シートを
励起光（レーザ光）で走査し、この際得られる輝
尽発光光を光電的に読み取り、得られた電気信号
をデジタル画像データに変換することによつてい
ずれか一方の放射線画像に血管像が強調された２
つの放射線画像が得られる。エネルギーサブトラ
クシヨン方法の場合には、予め血管に造影剤が注
入された被写体に相異なるエネルギー分布を有す
る放射線を照射し、この際得られる放射線透過像
を別個の蓄積性螢光体シートに蓄積記録すること
によつて撮影が行なわれる。放射線画像の読取り
は時間サブトラクシヨンの場合と同様にして行な
われる。

このようにして得られたその一方は所望の構造
物が強調された２つの放射線画像Ａ，Ｂの対応す
る画素間でデジタル画像データの引き算が行なわ
れ、構造物（例えば血管像）が抽出されてサブト
ラクシヨン画像Ａ−Ｂが形成されるのであるが、
デジタル画像データの引き算は時間サブトラクシ
ヨン方法の場合は単なる引き算または画像データ
に等しい重み係数を乗じた後の引き算により行な
われ、エネルギーサブトラクシヨン方法の場合に
は画像データに適当な重み係数を乗じた後の引き
算により行なわれる。このようにして得られたサ
ブトラクシヨン画像Ａ−Ｂは高い読影診断能を有
しながらも高周波雑音が乗つた画像であるが、こ
のサブトラクシヨン画像Ａ−Ｂに上述の縮小処理
を行なうことにより高周波雑音の除去された観察
読影に優れた鮮明なサブトラクシヨン画像ａ−ｂ
を得ることができる。このようにして得られたサ
ブトラクシヨン画像ａ−ｂはフイルム上あるいは
CRT上に出力記録されるが、磁気デイスク、磁
気ドラム等の記録媒体にフアイルすることもでき
る。サブトラクシヨン画像ａ−ｂの画素数は減少
されているので出力記録に要する画像の面積が減
少し、さらにフアイルに要するメモリーも減少す
るので経済的に有利である。なお、フイルム上に
光ビーム走査により出力記録がなされる場合はビ
ーム光の走査密度を高くすることによつてサブト
ラクシヨン画像をさらに縮小することもできる。

第６図は、サブトラクシヨンすべき放射線画像
間で引き算が行なわれる前の放射線画像に縮小処
理を行なう場合のステツプを説明する図である。

この実施例においては、引き算が行なわれる前
の２つの放射線画像Ａ，Ｂに対して縮小処理が行
なわれるので、２回の縮小処理が必要であるが、
このように引き算を行なう前の放射線画像に縮小
処理を行なうと、サブトラクシヨンすべき２つの
放射線画像の画素数の減少がなされるので特公平
３−67689号公報および特公平３−62411号公報に
開示されている方法によりデジタルデータ上で２
つの放射線画像の位置合わせを行なう場合にはそ
の位置合わせを高速で行なうことができる。な
お、最終的に得られるサブトラクシヨン画像ａ−
ｂの画質は、第５図に示されたステツプにより得
られたものと同様の、不必要な高周波雑音の除去
された観察読影適性に優れた鮮明なものである。
また出力記録等の方法も上述と同様にして行なう
ことができる。

なお、本発明においては縮小処理が行なわれる
前あるいは縮小処理が行なわれた後の放射画像に
平滑化処理を施すことによりさらに高周波雑音を
除去することもできる。

以上詳細に説明したように、本発明のサブトラ
クシヨン画像の処理方法を使用することによつ
て、蓄積性螢光体シートを使用する放射線画像記
録再生システムによつて得られるサブトラクシヨ
ン画像、特に血管像のサブトラクシヨン画像をノ
イズの低減した診断適性の優れた鮮明なものとす
ることができる。このように本発明は医療診断上
極めて大きな効果をもたらす。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図、第１Ｂ図、第３Ａ図、第３Ｂ図、第
４Ａ図および第４Ｂ図は本発明における縮小処理
を説明する図面、第２図は、縮小処理によつて高
周波雑音の除去を説明する空間周波数応答の一例
を示すグラフであり、第５図は、サブトラクシヨ
ンすべき放射線画像間で、引き算が行なわれた後
の放射線画像、即ちサブトラクシヨン画像に本発
明における縮小処理を施す場合のステツプを説明
する図面、第６図は、サブトラクシヨンすべき放
射線画像間で引き算が行なわれる前の放射線画像
に本発明の縮小処理を施す場合のステツプを説明
する図面である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 少なくとも骨と血管の像を含む２つの放射線
   画像を別個の蓄積性螢光体シートに蓄積記録せし
   め、その後各蓄積性螢光体シートを励起光で走査
   して前記放射線画像を輝尽発光光として時系列化
   して取り出し、この輝尽発光光を光電的に読み取
   つて前記放射線画像の階調を表わす、少くとも５
   サイクル／mm以上の空間分解能を有するデジタル
   画像データに変換し、各放射線画像の対応する画
   素間でこのデジタル画像データの引き算を行なつ
   て放射線画像中の血管像を抽出した、2.5サイク
   ル／mm以上の高周波成分を除去した放射線画像を
   得る放射線画像のサブトラクシヨン方法における
   前記引き算を行なつた後あるいは行なう前に施さ
   れる放射線画像の縮小処理であつて、 この縮小処理が行なわれる前の放射線画像をこ
   の放射線画像の画素の面積よりも大きな面積を有
   する部分に等分割し、これにより得られた部分と
   前記放射線画像の画素との重なり面積を重み係数
   として前記放射線画像の画素の画像データの荷重
   平均を行ない、これにより得られた値を縮小処理
   が行なわれた後の放射線画像の画素の画像データ
   とすることを特徴とするサブトラクシヨン画像の
   処理方法。 ２ 前記等分割された部分の面積が前記放射線画
   像の画素の面積の有理数の２乗倍であることを特
   徴とする特許請求の範囲第１項記載のサブトラク
   シヨン画像の処理方法。 ３ 前記等分割された部分の面積が前記放射線画
   像の画素の面積の整数の２乗倍であることを特徴
   とする特許請求の範囲第２項記載のサブトラクシ
   ヨン画像の処理方法。