JPS5910839A - サブトラクシヨン画像の処理方法 - 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】 さらに詳しくは蓄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ョン画像の処理方法に
関するものである。

複数枚の）ＵＮ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
によって特定の構造物のより正確な診断を行なうサブト
ラクション方法が従来から知られている。このザブトラ
クション方法には、時間サブトラクション方法とエネル
ギーザブトラクション方法の２つの方法がある。時間サ
ブトラクション方法とは、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線画像音引き算（ザブトラクショ／）すること
によって特定の構造物の画像を抽出するものであり、一
方エイ・ルキーザプトラクション方法とは、同一の被写
体に対して相異なるエイ・ルキー分布を有するＸ線を照
射し、特定の構造物が特有のＸ練玉オルキー吸収特性を
有することを利用して２つのｘ７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（サブトラクショ
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線写真フィルムを使用するサブト
ラクション方法によっては良質なザブトラクション画像
を得ることはできない。これはＸ線写真フィルムが一般
に非線形階調を有し、また狭ラチチュードであるからで
ある。しかも、Ｘ線写真フィルムを用いてザプトラクシ
ョ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Ｘｉ写写真フィル合金手作業て重ね合わせて第３
の写真フィ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、従って、２枚のＸ線写真フィルム中の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（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線写真フィルムを使用するサブ
トラクション方法は常に有効な診断手法とはなり得す、
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
。

近年になって、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ョン手法を用いなくともコンピュ
ーター処理でサブトラクションが可能であるという観点
から、デジタルサブトラクション方法（通常デジタルラ
ジオグラフイーと呼ばれる。以下、ＩＤＲＪと略称する
。）が注目を浴びるようになった。

ＤＲとしては、１．１．チューブとＴＶ右カメラからな
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＝（　Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｉｉ’ｌｕ
ｏｒｏｓｃｏｐｙ　）と、Ｘｅ−検出器等のＣＴのＸ線
検出システムヲ流用したスキャンドグロジエクンヨンラ
デイオグラフイ（ＳｃａｎｎｅｄＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ
　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
でサブトラクション画像を得ることができ、従ってＤＲ
は上記Ｘ線写真フィルム全使用するサブトラクション方
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ャンドプロジ
エクションラデイオグラフイによって得られるサブトラ
クション画像の空間分解能は１．１．チューブあるいは
Ｘｅ−検出器等のＸ線画像の検出器の分解能で決まって
しまうためにＸ線写真フィルムの空間分解能よりも低く
なり、従って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Ｋ
ＤＲでは、撮影範囲は１．１．チューブあるいは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
ショ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線写真フィルムあるいは１）Ｒを利用す
る従来のサブトラクション方法の問題を解消するため、
本田願人は特願昭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
るザブトラクション方法を提案した。

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、蓄積エイ・ルキ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５６−１１３９
５　　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（ラチチュード）にわたっ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
によって輝尽発光する発光光の光量が極めて広い範囲に
わた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
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っ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。

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
とによって観察読影適性（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、０丁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ノくラッキ、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、或いは被写体によっ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
異なっても、更には放射線の被ば（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
トラクション方法は、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
サブトラクション方法においては、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
て単位面積尚りの画素数を増加させることができ、また
サブトラクション処理を施した後の画像データの最終出
力金銀塩等の感光材利上に直接記録できるので、従来の
ＤＲに比べて著しく冒（・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ザブトラクション画像
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ョン方法においては、蓄積性
螢光体シートの面積を太き（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
に対して一度にザブトラ２フ３２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
サブトラクション方法は従来の写真的サブトラクション
手法あるいはＤＲが有して（゛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
クション方法においては、特願昭５７−４５４７３号に
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
ョンすべき２つの放射線画像の位置合わせ全自動的にか
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、診断能の高いザブト
ラクション画像を得ることができる。

このように」二組放射線画像記録再生ソステムによるザ
ブトラクショ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ョン画
像を得ｆＺ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
いることがら、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
理によっ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）が視覚的な障害となることがわかった。

このような高周波雑音は観察者の読影診断を太き（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［象等）では、読影者に視覚的不快感を与えることが
わかった。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（／′Ｃ骨などの５ザイクル／　ｍ
ｍ程度の高周波成分を含む構造物をも描写するために、
読取りのザングリングレートは１０ザイクル／　ｎｒｒ
ｎ程度にとられる。従って、得られる放射線画像の空間
分解能はザングリーング定理により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サイクル／　ｍｍより低い周波数に
存在している。

従つ−Ｃ１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
ｊ・ラクション画像においては、２〜５サイクル／　ｍ
ｍ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（
ユ物質の部分において顕著となる。しかしながら、この
放射線量子雑音はザブトラクン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カ激しいので、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ンヨン画像で
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（分布し、このような平地な部
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、ザブトラクション処理を行なった
後の画像の雑音はザブトラクション処理前のｒ倍に増加
し、このためサブトラクショ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
ション画像中から除去せしめることができれば、サブト
ラクション画像は観察読影適性がより優れたものとなる
。

従って、不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トによって得られるサブトラ
クション画像、特に血管像のサブトラクション画像中に
出現する高周波雑音を低減せしめるザブトラクション画
像の処理方法を提供することにある。

本発明のザブトラクション画像の処理方法はザブトラク
ショ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ョン
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（したもので、ｌちる。

即ち、本発明のザブトラクション画像の処理方法は少な
くとも一部の画像情報が異なる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、その後裔蓄積
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、この輝尽発光元
金光電的に読み取って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
タの引き算を行なって放射線画像中の特定の構造物の画
像を抽出する放射線画像のサブトラクション方法におい
て、前記引き算を行なっ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、本発明の好ましい実施例においては、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ｆ：Ｍ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、サブトラクショ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ザ
ブトラクション画像が鮮明となり、特に血管像のサブト
ラクション画像が診断適性に優れたものとなる。

また、不発明によると最終的に得られるザブトラクショ
ン画像の画素数は蓄積性螢光体シートから読み取った直
後の放射線画像の画素数よりも減少したものとなり“、
従ってサブトラクション画像を磁気ディスク、磁気ドラ
ム等の記録媒体にファイルする場合にあっては、メモリ
容量を節約できる利点があるとともに、サブトラクショ
ン画像が縮小されたものとして出力されるので、一定の
犬キサのシートに多数のサブトラクション画像を出力表
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っては、ザブトラクション
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、特願昭５７−４５４７３号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、その位置合わせ全高速で行なうこと
ができる。

以下、本発明の詳細な説明する。

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し、例えば、縮小処理が行なわれ
る前の放射線画像の画素の画像データを一つおきｆ゛つ
順次抜き出し、これ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−ｆう２ビｌ、Ａ’）Ｂ不処
理を行なうことも可能であり、これによりノイズとなる
高周波成分を除去することもできるが、最終的に得られ
るザブトラクション画像の画質の点からは、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犬ぎな面積金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のが好ましい。この好ましい
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ゝ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（ｌ、Ｊは正の整数）を用いて（ｔｐＪ）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
分割することによって得られた画素（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ＩＪ　、　ｍ　（ｌ、　ｒｎは正の整数
）を用いて（ｅ　、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（＃、ｍ
）と、放射線画像の画素（ｌ、ｊ）との重なり面積をａ
ｌ、ｍ。

■、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８４．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’ｅ、ｍとしたとき
、Ｓ’、ｅ　、　ｒｎ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。

従っての式を用（・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
る輝尽発光尤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
とがて゛ぎる。

画素が正方形状であつ、縮小が面積比で１　、／”’Ｎ
２　　で行なわれる場合は空間周波数は１７Ｎとなるが
、血管像の情報の大部分は２ザイクル／　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図は縮小処理によっ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ヲ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、読取りのザングリンクレートは１０サイクル／　
ｍｍ程度にとられる。従って、得られる放射線画像の空
間周波数は５ザイクル／　ｙｎｍとなる。第２図の点線
に示されるようにサブトラクション処理が行なわれた画
像の２５〜５ザイクル／ｍｙａ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
管像の情報はザブトラクション処理を行なうことによっ
て顕著となった高周波雑音中に埋れてしまう。このよう
な５ザイクル／　ｖｎπの空間周波数応答のザブトラク
ション画像に面積比でｌ／４の縮小処理を施すと、第２
図の実線に示されるように２５〜５ザイクル／　ｍ７ｎ
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。従って、ザブトラク
ション画像において、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ザブトラクション画像
となる。

なお、高周波雑音が除去されると、一般に画像がボケだ
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っても成立する
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、計算処理速度も有利
である。

次に１／（有理数の２乗）の面積比で縮小積比で縮小処
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α）式は 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。従って、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】／（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竹
なう場合の実施例を第４八図および第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４１３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、従って、ｌ／（整数の２
乗）の面積比で縮小数行なうと計算処理速度が著しく速
くなる。

以上説明したような縮小処理は、サブトラクションずべ
き放射線画像間で引き算が行なわれた後の放射線画像、
即ちサブトラクンヨン画像について行なってもよいし、
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
いて行なってもよい。

第５図は、サブトラクショ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、即ちサブトラクンヨン
画像に縮小処理を行なう場合のステップを説明する図で
ある。

放射線画像記録再生プステムによる時間ザブトラクショ
ン画像あるいはエネルギーサブトラクション方法によっ
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）か強調された２つの放射線画像Ａ、１３が得ら
れる。、より具体的には、時間ザプトラクンヨ／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住人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か蓄積記録
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テンタル画像データに変換すること
によっていずれか一方の放射線画像に血管像か強調され
た２つの放射線画像が得られる。エネルギーサブトラク
ンヨン方ｆＥ、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って撮影が行なわれ
る。放射線画像の読取りは時間サブトラクションの場合
と同様にして行なわれる。

このよ５　ＶＣ＋〜で得られたその一方は所望の構造物
か強調された２つの放射線画像Ａ、　　Ｈの対応する画
素間で゛テンタル画像データの引き算が行なわれ、構造
物（例えは血管像）が抽出されてザブトラクション画像
Ａ　−Ｂか形成されるのであるが、デジタル画像データ
の引き算は時間ザブトラクション画像の場合は単なる引
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ョン方法
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
き舞により行なわれる。このようにして得られたザブト
ラクション画像Ａ−Ｂに高い読影診断能２有しながらも
高周波雑音が乗った画像であるが、このザブトラクショ
ン画像Ａ−１３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ザブトラ
クション画像ａ−ｂを得ることができる。このようにし
て得られたザブトラク／ヨン画像ａ　　ｂはフィルム上
あるいはＣＩｔ　ｉ’上に出力記録されるが、磁気ディ
スク、磁気ドラム等の記録媒体にファイルすることもで
きる。ザブトラクション画像ａ　−１）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、
さらにファイルＶＣｇするメモリーも減少するので経済
的に有利である。なお、フィ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
することによってサブトラクション画像をさらに縮小す
ることもできる。

第６図は、サブトラクションすべき放射線、　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
場合のステッ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、
２Ｈ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
ションすべき２つの放射線画像の画素数の減少がなされ
るので特願昭５７−４５４７３号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全高速で行なうこと
ができる。なお、最終的に得られるザブトラクション画
像ａ　−ｂの画質は、第５図に示されたステップにより
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線画像に平滑化処理を
施１″ことによりさらに高周波雑音を除去することもて
きる。

以上詳細に説明ｔ７たように、本発明のザブトラクショ
ン画像の処理方法を使用−「ることによって、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
って得られるラフトラ２フ３フ画像、特に血管像のザブ
トラクショ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、縮小処理によっ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（土、サブトラクショ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、即ちザブトラクシ
ョン画像に不発明における縮小処理を施す場合のステッ
プを説明する図面、 第６図は、サブトラクショ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稼に不発明の縮小処理を施
す場合のステップを説明する図面である。 第１Ａ図 第６図 第２図 ０　　　　　２５　　　　５ ぢ？ｌ’Ｊｌ用＃咲え（グ４クル／鍔ｍ）第３Ａ図　　
　　第３８図 第５図 ａ−ｂ 第６図

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）少な（とも一部の画像情報が異なる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
   の後裔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って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って放射線画像中の特定の構造
   物の画像を抽出する放射線画像のザプトラクンヨン方法
   において、前記引き算を行なっ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サブトラ
   クション画像の処理方法。
2. （２）前記縮小処理を、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により行なう
   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
   クション画像の処理方法。
3. （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２項記載のザブトラクション画像の処理
   方法。
4. （４）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３項記載のサブトラクション画像の処理方
   法。