JPH0367689B2 - - Google Patents
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Description
本発明は放射線画像のサブトラクシヨン処理方
法、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記録し、この後励起光を
照射することにより放射線画像を蓄積性螢光体シ
ートから輝尽発光せしめ、この輝尽発光光を光検
出器により光電的に読み取り、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方法
におけるサブトラクシヨン処理方法に関するもの
である。 ある種の螢光体に放射線（Ｘ線、α線、β線、
γ線、紫外線等）を照射すると、この放射線エネ
ルギーの一部が螢光体中に蓄積され、この螢光体
に可視光等の励起光を照射すると、蓄積されたエ
ネルギーに応じて螢光体が輝尽発光を示すことが
知られており、このような性質を示す螢光体は蓄
積性螢光体と呼ばれる。 この蓄積性螢光体を利用して、人体等の放射線
画像を一旦シート上に設けられた蓄積性螢光体に
記録し、この螢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等に可視像として出力させる放射線画像記
録読取方法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。）。 この方法は、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
臓などのほか、観察読影者が必要とする任意の診
断部位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。 ところで、２枚のＸ線写真フイルム（３枚以上
でもよい）を使用して人体の特定の構造物（例え
ば、臓器、骨、血管等）の像を抽出し、これによ
つて特定の構造物のより正確な診断を行なわしめ
るサブトラクシヨン処理方法が従来から知られて
いた。ここでサブトラクシヨン処理方法は大別す
ると次の２つの方法に分けることができる。即
ち、造影剤注入により特定の構造物が強調された
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（サブトラクト）することによつて特定
の構造物を抽出する所謂時間サブトラクシヨン処
理方法と、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線を照射せしめ、これによつ
て特定の構造物が特有のＸ線エネルギー吸収特性
を有することから生じる特定の構造物の画像を２
つのＸ線画像間に存在せしめ、この後この２つの
Ｘ線画像間で適当な重みづけをした上で引き算
（サブトラクト）を行ない特定の構造物の画像を
抽出する所謂エネルギーサブトラクシヨン処理方
法とが知られている。 しかしながら、前記Ｘ線写真フイルムを使用し
てサブトラクシヨン画像を得ようとすると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ことから良質なサブトラクシ
ヨン画像を得ることができない欠点を有してい
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
し込むことによつて行なつている。従つて、２枚
のＸ線写真フイルムに撮影された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
かるという欠点を有している。従つて、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、従
つて、上述のようなＸ線写真フイルムを用いたサ
ブトラクシヨン処理方法はあまり一般には使用さ
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、面倒かつ非線形な写真的サブトラクシヨン手
法を用いずとも線形なコンピユータ処理でサブト
ラクシヨンが可能であるという観点から所謂デジ
タルサブトラクシヨン処理方法（Digital
Radiographyと呼ばれる。以下DRとする）が注
目を浴びるようになつた。ここでDRとしては、
既存のI.I.チユーブとTVカメラからなるＸ線透視
カメラの出力をデジタル処理したデジタルフルオ
ロスコピー（Digital Fluoroscopy）及び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
るものがある。このようなDRを用いて得られた
サブトラクシヨン画像は従来汎用のＸ線写真フイ
ルムを使用したサブトラクシヨン画像に比較し
て、電気的にデジタル処理でサブトラクシヨンで
き実用的であるが、上述のようなDRを用いて得
られたサブトラクシヨン画像の空間分解能は一般
にI.I.チユーブとTVカメラまたはXe−検出器等
のＸ線画像の検出器の分解能で決まつてしまい、
Ｘ線写真フイルムのそれよりは低くなり、従つ
て、特定の診断構造物に対する十分微細な診断が
不可能であるという問題を有している。さらに、
上述のDRでは撮影範囲はI.I.チユーブ及びXe−
検出器等Ｘ線画像の検出器の受光面積で限られる
ため、広範囲の人体部位に対して同時にサブトラ
クシヨン画像を得ることができないという問題が
ある。 ところで、上述した本出願人がすでに提案した
蓄積性螢光体シートを用いた放射線画像システム
においても、一旦蓄積性螢光体シートに蓄積記録
された放射線画像を励起光で読み出し、この読み
出しによつて得られた輝尽発光光を光検出器によ
つて検出し、この検出によつて得られた電気信号
をデジタル信号に変換せしめ、さらに、各種の信
号処理を行なわしめた後、最終画像として各種の
出力装置に出力させることができるので、このよ
うな蓄積性螢光体シートを使用した放射線画像シ
ステムも各種のデジタル処理が可能である。従つ
て、前述した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すると共にさら
にこの放射線画像システム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、単位面積当たりの画素数を増加
し、かつサブトラクシヨン処理及び各種の画像処
理を施した後の画像データの最終出力を銀塩等の
感光材料上に直接に記録できるので従来のDRに
比して著しく高い空間分解能を有した画像を得る
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と共に、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
ることができるという従来のDRが有さない大き
な特徴を有する。 しかしなら、上述のような蓄積性螢光体シート
を用いた放射線システムにおいて、サブトラクシ
ヨン画像を得ようとしたところ以下のような問題
を有することが分かつた。 即ち、蓄積性螢光体シートを用いた放射線画像
システムにおいては、２枚（３枚以上の場合もあ
る）の相異なる蓄積性螢光体シートを順次もしく
は同時に撮影台に挿入してサブトラクシヨンすべ
き放射線画像を撮影し、しかる後に蓄積性螢光体
シートを個別に読取装置に挿入し、前記サブトラ
クシヨンすべき放射線画像を読み出す過程におい
て、撮影及び読取りに係わる全ての装置の機械的
精度を向上させたとしても、サブトラクシヨンさ
れるべき画像間で位置ズレ及び回転ズレが生じ、
この結果サブトラクシヨンにおいて消去されるべ
き画像が消去されなかつたり、逆に抽出すべき画
像が消去されて偽画像が生じ正確なサブトラクシ
ヨン像を得ることができず、診断上重大な支障を
来たすということが見出された。 このようなズレが蓄積性螢光体シートに蓄積記
録された放射線画像情報間に生じると放射線画像
は潜像として蓄積性螢光体中に蓄積記録されてい
るので、Ｘ線画像を可視像として取らえることの
できるＸ線写真フイルムの場合と異なつて、目視
によつて２枚のＸ線写真を合わせるといつたこと
が出来なくズレ補正は極めて困難なものとなる。 さらに、何らかの手段により２つの放射線画像
間に生じる位置ズレ及び回転ズレを検出しえたと
しても読み取られた放射線画像のデータを補正す
べく従来公知の演算処理を行なうと、特に回転ズ
レの補正の際に多大な時間が費やされ、実用上非
常に大きな問題となる。 従つて、本発明の目的は蓄積性螢光体シートを
用いた放射線画像システムにおけるサブトラクシ
ヨン処理方法において、蓄積性螢光体シートに蓄
積記録された放射線画像間で発生する位置ズレ及
び回転ズレを自動的に補正することができるサブ
トラクシヨン処理方法を提供することにある。 さらに本発明の目的は、上記のサブトラクシヨ
ン処理方法において、従来公知の演算処理方法に
比して短時間でズレ補正を行なうことのできるサ
ブトラクシヨン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つの放射線画像が
記録された別個の蓄積性螢光体シートに励起光を
走査して前記放射線画像を前記蓄積性螢光体シー
トから輝尽発光せしめ、この輝尽発光光を光検出
手段により光電的に読み出して得た前記各放射線
画像に対応するデジタルデータ間で引き算を行な
うことにより前記放射線画像の特定の構造物の像
を抽出する放射線画像のサブトラクシヨン処理方
法において、 () サブトラクシヨンすべき前記放射線画像を
前記蓄積性螢光体シートに蓄積記録する際にこ
の蓄積性螢光体シートに基準点又は基準線を提
供するような形状をもつマーカーを前記放射線
画像に対し固定した位置で同時に記録し、 () 前記放射線画像が記録された前記蓄積性螢
光体シートを励起光で走査して、前記蓄積性螢
光体シートの輝尽発光により読み出した前記画
像のデジタルデータから前記マーカーから提供
される前記基準点あるいは基準線の位置座標を
検出し、 () 前記（）〜（）の工程をサブトラクシ
ヨンすべき２つの前記放射線画像に対してな
し、 () 前記サブトラクシヨンすべき２つの放射線
画像に対応する各前記基準点あるいは基準線か
ら前記２つの放射線画像間の回転ズレ及び位置
ズレを計算し、 () 前記回転ズレが存在する場合においては、
前記サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前
記放射線画像をデジタルデータ上で回転し、 前記位置ズレの存在する場合においては、前記
サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前記放射
線画像をデジタルデータ上で移動し、前記サブト
ラクシヨンすべき２つの放射線画像の対応する各
画像間で画像データを引き算を行なうことを特徴
とする。 また、本発明の好ましい実施例においては、 回転対象となる前記放射線画像上で、回転前の
座標系において、着目する画素点Ａに対して座標
の回転によつてＡに近接して来る４画素をａ，
ｂ，ｃ，ｄとし、その画像データ値をSa，Sb，
Sb，Sc，Sdとした時に、回転後における前記画
素点Ａの画像データ値SAを SA＝（Wa・Sa＋Wb・Sb＋ Wc・Sc＋Wd・Sd）／Wtot （但し、Wtot＝Wa＋Wb＋Wc＋Wdであり、
Wa，Wb，Wc，Wdは前記画素ａ，ｂ，ｃ，ｄ
に対応する重み係数） なる加重平均 で表わすか、あるいは、 前記画素点Ａを含む座標の回転によつて、回転
前の座標系上の点でかつＡに近接してくる４画素
ａ，ｂ，ｃ，ｄの画像データ値Sa，Sb，Sc，Sd
に対して、 Sa＝（Wa／Wtot）・SA Sb＝（Wb／Wtot）・SA Sc＝（Wc／Wtot）・SA Sd＝（Wd／Wtot）・SA なる前記重み係数による前記Ａの画像データ値
SAの比例配分値を累積して行くことにより前記
回転を行なうことを特徴とする。 ここでマーカーとは蓄積性螢光体シートに放射
線画像（被写体像）を識別しうる小面積の印のこ
とをいい、通常、撮影台に固設された放射線遮蔽
物質によつて放射線画像に対して固定された位置
に蓄積性螢光体に記録されるものであり、２以上
の基準点又は基準線を提供するような形状をもつ
１以上のマーカーが本発明では使用される。 また、位置ズレとは、蓄積性螢光体シートに対
する放射線画像（被写体像）のたて、よこのズレ
を言う。 本発明によると、蓄積性螢光体シートに蓄積記
録された放射線画像間で発生する位置ズレ及び回
転ズレを自動的に補正することができるので高い
コントラスト分解能及び高い空間分解能を有しか
つ偽画像のない観察読影適性に優れたサブトラク
シヨン画像を得ることができるとともに、従来公
知の演算処理方法に比して著しく短時間でズレ補
正を行なうことができる。 本発明におけるサブトラクシヨン処理方法とは
前述した時間サブトラクシヨン処理方法、エネル
ギーサブトラクシヨン処理方法及びその両者の組
み合わせを含むものである。 また、本発明においては、励起光の波長領域と
輝尽発光光の波長領域とが重複しないことがＳ／
Ｎ比を向上させるために好ましく、かような関係
を充足するように励起光源および蓄積性螢光体を
選択することが好ましい。具体的には、励起光波
長が400〜700nｍに、輝尽発光光の波長が300〜
500nｍになるようにすることが望ましい。 このように300〜500nｍの輝尽発光光を発し、
本発明において好ましく使用しうる蓄積性螢光体
としては、例えば、希土類元素付活アルカリ土類
金属フルオロハライド螢光体〔具体的には、特開
昭55−12143号公報に記載されている（Ba1-x-y、
Mg、Cay）FX：aEu2+（但しＸはClおよびBrの
うちの少なくとも１つであり、ｘおよびｙは０＜
ｘ＋ｙ≦0.6かつxy≠０であり、ａは10-6≦ａ≦
５×10-2である）、−特開昭55−12145号公報に記
載されている（Ba1-x、M〓x）FX：yA、但しM〓
はMg、Ca、Sr、ZnおよびCdのうちの少なくと
も１つ、ＸはCl、BrおよびＩのうちの少なくと
も１つ、ＡはEu、Tb、Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、
Nd、YbおよびErのうちの少なくとも１つ、ｘは
０≦ｘ≦0.6、ｙは０≦ｙ≦0.2である）等〕；特
開昭55−12142号公報に記載されているZnS：
Cu、Pb、BaO・xAl2O3：Eu（但し0.8≦ｘ≦10）
およびM〓Ｏ・xSiO2：Ａ（但しM〓はMg、Ca、
Sr、Zn、CdまたはBaであり、ＡはCe、Tb、
Eu、Tm、Pb、Tl、BiまたはMnであり、ｘは
0.5≦ｘ≦2.5である）および特開昭55−12144号
公報に記載されたLnOX：xA（但しLnはLa、Ｙ、
GdおよびLuのうちの少なくとも１つ、ＸはClお
よびBrのうちの少なくとも１つ、ＡはCeおよび
Tbのうちの少なくとも１つ、ｘは０＜ｘ＜0.1で
ある）；などが挙げられる。これらの内でも好ま
しいのは希土類元素付活アルカリ土類金属フルオ
ロハライド螢光体であるが、その中でも具体例と
して示したバリウムフルオロハライド類が特に輝
尽性の発光が優れているので好ましい。 更には、バリウムフルオロハライド螢光体に特
開昭56−2385号公報、同56−2386号公報に開示さ
れる如く金属弗化物を添加したもの、或いは特願
昭54−150873号明細書に開示される如く金属塩化
物、金属臭化物、金属沃化物の少なくとも一種を
添加したものは、輝尽発光が更に改善され、好ま
しい。 また、特開昭55−163500号公報に開示される如
く前述の如き蓄積性螢光体を用いて作成された蓄
積性螢光体板の螢光体層を顔料又は染料を用いて
着色すると、最終的に得られる画像の鮮鋭度が向
上し、好ましい。 本発明において用いられる信号処理としては、
特開昭55−163472号、同56−11038号、特願昭54
−151398号、同54−151400号、同54−151402号、
同54−168937号等に開示されている周波数処理、
特開昭55−116339号、同55−116340号、同55−
88740号等に開示されている階調処理などがあげ
られる。 以下、本発明を図面を用いて詳細に説明する。 第１図は、蓄積性螢光体シートにマーカーを記
録せしめる際の一例を示すものである。 放射線画像撮影時に撮影台１上の２つの隅に固
設された放射線遮蔽物質から形成された円形状の
２つのマーカー形成部材２Ａ，２Ｂを被写体３と
共に撮影台１上方に設置されたＸ線源４により発
せられたＸ線により撮影台１下方の蓄積性螢光体
シート５に蓄積記録せしめる。 このように撮影台１に固設されたマーカー形成
部材２Ａ，２Ｂの放射線透過画像を撮影台１上に
固定された被写体３の放射線透過画像と共に蓄積
性螢光体シート５に蓄積記録せしめると、サブト
ラクシヨンを行なうべく順次蓄積性螢光体シート
５を入れかえて撮影を行なつても、マーカーの記
録画像２A′，２B′と被写体像３′との相対的位置
関係は変化しない。 従つて、サブトラクシヨン画像を得るべく同一
の被写体に対する異なる放射線画像を蓄積性螢光
体シートに記録すべく順次又は同時に相異なる蓄
積性螢光体シートを撮影台に搬入せしめた場合に
機械的精度の関係で生じる被写体像３′の蓄積性
螢光体シート５に対する位置関係および読取時に
おいて生じる被写体像３′に対する走査励起光の
位置関係にズレが生じても、マーカー２A′，２
B′に対する被写体像３′に対する相対的位置関係
は変化しない。 すなわち、個々の蓄積性螢光体シート５に記録
されたマーカーの位置を検出し、この検出された
マーカーの位置に基づいて画像間に生じるズレを
画像データ上で補正することにより、サブトラク
シヨン処理において画像間にズレをなくし、良好
なサブトラクシヨン画像を得ることができる。 ここで、マーカーは各放射線画像間で生じる回
転ズレ及び位置ズレを補正するために少なくとも
２以上の基準点あるいは基準線を提供する１以上
のものが要求される。 次に蓄積性螢光体シートに蓄積記録されたマー
カーから基準点あるいは基準線を検出する方法の
例を述べる。 第２図に示されるようにマーカーが円形状であ
る場合は基準点はその中心点（x0，y0）であり、
従つて、このマーカーを少なくとも２つ用いるこ
とにより各放射線画像間で生じる回転ズレ及び位
置ズレを測定することができる。上述のような円
形マーカーから基準点である中心点を検出するに
は例えば第２図のようにマーカーのエツジ部分の
２つの座標（xL，yL）、（xR，yR）を画像データ上
を検出する座標成分の軸と平行に走査することに
より検出し、例えばエツジの左右のｘ座標をxL，
xRとすれば X0＝（xL＋xR）／２ によつて、円の中心の一方向成分の座標（この場
合中心のｘ座標）を求めることができる。これを
円を横切る全ての走査線に対して行ない、上式で
計算されるX0のサンプル値を増してこれを平均
することにより精度よく中心座標を求めることが
できる。また、この時走査線を何本かおきに間引
いて上記計算を行なつても構わない。又、円のも
う一方向成分の中心座標（この場合ｙ座標）を求
めるにはｙ方向に複数回走査し、同様のことを行
なえばよい。又手続きを簡略化するために、走査
方向を一方向のみに限り、例えばｘ方向のみに限
り中心のｘ座標は上記方向で決定し、ｙ座標に関
しては、円の性質を使つて｜xL−xR｜が最大値と
なる（すなわち直径となる）走査線のｙ座標の円
の中心ｙ座標とすることができる。 同様のことを単純な円マーカーではなく第３図
に示すような中空同心円状マーカーの外円と内円
で行なえば、サンプル点数（即ち、検出するエツ
ジの数）を増やすことにより、より精度よく中心
座標を求めることができる。 さらにマーカーの形状としては第４図に示され
るような２個のＬ字マーカー６Ａ，６Ｂを使い、
そのエツジ点を検出することにより、Ｌ字の構成
直線の方程式を最小２乗法により求め、Ｌ字の交
点座標を求めれば、２個のＬ字マーカーについて
２つの基準点が決まるので有効である。さらに、
この場合、１個のＬ字マーカーだけでも、１つの
特徴点と１つの特徴直線が求まるので有効であ
る。 さらに、第５図のような撮影照射の４辺に額縁
状のマーカー７を置くことも有効である。この場
合、マーカー７が画像の端に存在するので、マー
カーのエツジ検出が簡略化される。 ここで、マーカーの個数は任意であるが、でき
るだけ多数あつた方がもし、いずれかのマーカー
が大きな位置ズレ、回転ズレにより画像上をはみ
だす場合等により基準点あるいは基準線抽出に失
敗した際に救済が出来るので有効である。さら
に、マーカーの設定位置は出来るだけ離した方が
基準点あるいは基準線間の距離が大きくなるの
で、マーカーの基準点あるいは基準線の検出精度
のバラツキに対して誤差が小さくなる。またマー
カーの大きさは特定されないが、基準点または基
準線の検出精度の観点かつ検出エツジのサンプル
数が10以上になる大きさが好ましく、観察すべき
被写体像に対して障害にならないよう適切な大き
さにされる。例えば、第２図の円マーカーを５サ
イクル／mm（１mmあたり５本の走査線数）で読み
取る時はその直径が２mm以上であることが好まし
い。 なお、マーカーのエツジ検出方法としては第６
図に示されるように画像データの１階微分（隣接
画素間の差分でよい）または２階微分等をとつた
ものでエツジを抽出することができる。放射線画
像の場合人為的に挿入されたマーカーのエツジ部
分のようなもの以外は、比較的コントラストの起
伏に乏しいので容易にマーカーのエツジを判別分
離できる。 また第７図に示されるように撮影系および読取
系の誤差内でマーカーを必ず包含するような領域
（点線）を予め指定しておき、この領域の濃度ヒ
ストグラムをとることにより、そこからマーカー
の濃度のみを分離するような閾値濃度を導入して
領域内を２値化し、その後、先述の１階微分、２
階微分等によりマーカーのエツジを検出すること
もできる。 なお、このようなマーカーの検出は読み出した
放射線画像をデジタルデータとしてメモリーに収
納する際同時に行なつてもよいし、一旦収納した
後メモリー内の画像データを走査することによつ
て行なつてもよい。 このようにして、所定のマーカーの基準点ある
いは基準線を抽出した後に位置ズレ、回転ズレ補
正値を算出するが、その一例を第１図に示される
ような各々の一つの基準点を有する２つのマーカ
ー２Ａ，２Ｂを使用した場合について説明する第
８図に示すように、シート５Ａ上の画像Ａを回転
させ、かつ回転後の画像をｘ，ｙ方向にずらすこ
とによりシート５Ｂ上の画像Ｂのようにズレた場
合について説明すると、第９図から明らかなよう
に、 回転ズレ補正値Δθは、画像Ａにおける２つの
基準点A1，A2を結ぶ線と、画像Ｂにおける２つ
の基準点B1，B2を結ぶ線のなす角Δθであるか
ら、 Δθ＝tan-1（yB2−yB1／xB2−xB1） −tan-1（yA2−yA1／xA2−xA1） 基準点１の位置ズレは、回転ズレ後の基準点１
（A1）の位置と位置ズレ後の基準点１（B1）との
位置ズレであるから、 基準点１のｘ方向の位置ズレ補正値Δx1は、第
１０図から明らかなように、近似的に、 Δx1＝xB1−｛（xA1−Cx）cosΔθ −（yA1−Cy）sinΔθ＋Cx｝、 同様にして、基準点２のｘ方向の位置ズレ補正
値は Δx2＝xB2−｛（xA2−Cx）cosΔθ −（yA2−Cy）sinΔθ＋Cx｝、 基準点１のｙ方向の位置ズレ補正値は Δy1＝yB1−｛（xA1−Cx）sinΔθ ＋（yA1−Cy）cosΔθ＋Cy｝、 基準点２のｙ方向の位置ズレ補正値は Δy2＝yB2−｛（xA2−Cx）sinΔθ ＋（yA2−Cy）cosΔθ＋Cy｝、 となる。 ここで、 （xA1，yA1）は画像Ａの基準点１の座標 （xA2，yA2）は画像Ａの基準点２の座標 （xB1，yB1）は画像Ｂの基準点１の座標 （xB2，yB2）は画像Ｂの基準点２の座標 Cx…回転中心のｘ座標（任意） Cy…回転中心のｙ座標（任意） また、ｘ座標、ｙ座標は画像平面上で任意の直
交座標系であるが、この場合は、デカルト座標に
ついて計算式の例を示した（通常ｘ方向、ｙ方向
とは画像の主走査方向、副走査方向とされる。）。 ここで位置ズレ補正値については、Δx1と
Δx2、Δy1とΔy2という２種類の値が導出される
が、これらは必ずしも等しい値であるとは限らな
い。なぜなら上述のようなマーカーのエツジ検出
方法によつて検出された基準点あるいは基準線の
精度はサンプリングを行なう空間周期以上には上
がらないことが多く、従つて必ずそこにサンプリ
ングの誤差が生じる余地があるからである。しか
し極めて精度良く計算された（xA1，yA1）、（xB1，
yB1）、（xA2，yA2）、（xB2，yB2）に対してはこのサ
ンプリング誤差の影響は極めて小さいので、光程
問題は生じない。そこで、通常はΔx＝（Δx1＋
Δx2）／２ Δy＝（Δy1＋Δy2）／２という平均値
によつて補正値を収約する。Δθの有効桁数は回
転すべき画素の所望の回転精度によつて決まつて
くる。Δx，Δyは通常整数ではないが、四捨五入
して整数にしてしまつても最終画像の画質にはほ
とんど影響しない。又、小数点以下の部分を補間
によつて最終画像に反映させることも無論可能で
ある。 以上述べたのは補正値の一計算例であるが、も
ちろんこれに限定されるものではなく、種々の計
算法を採用することが可能である。例えば、位置
ズレ補正を行なつた後、回転ズレ補正を行なう計
算法を採用することも同様に可能である。また、
画像Ａ，Ｂのいずれか一方を回転ズレ補正して、
もう一方の画像を位置ズレ補正するような計算法
を採用することも可能である。 上記のようにして計算された補正値をもとに、
サブトラクシヨンすべき２枚の画像の一方を回転
し、ｘ，ｙズレを補正し、対応する画素間で引き
算を行なうのであるが、以下において、この画像
のズレ補正について詳述する。 () 回転ズレ補正 第１１図は各画素を近似的に格子点で表わす
ことにより回転ズレ補正を説明する図である。 マーカーの基準点あるいは基準線を検出する
ことによつて得られた回転ズレΔθを用いて画
像の回転操作を行なうのであるが、今第１１図
に示されるような２次元画像格子点上でＡ（ｘ，
ｙ）という点を対象として考えた時、回転後に
この座標に入るべき点A′（Ｘ，Ｙ）は現在のど
の座標値上に位置するかを次の変換式で計算す
る Ｘ＝xcosΔθ＋ysinΔθ Ｙ＝−xsinΔθ＋ycosΔθ ……(1) 即ち原理的にはA′の画像データの値SA′をＡ
の画像データの値SAに代入すればよい。しか
しながら、第１１図からも明らかなように(1)式
で計算された座標上に必ずしも画像データは存
在しない。そこでA′の値としてはそのまわり
に存在する格子点の画像データを補間したもの
を用いなければならない。このことを実際の画
素を用いて更に詳細に説明する。第１２図は、
各画素が正方形状にサンプリングされた場合
に、回転ズレ補正における補間操作を説明する
図である。今、画素ａ，ｂ，ｃ，ｄに画素
A′が重なつたとするとこの時画素A′が画素ａ，
ｂ，ｃ，ｄと重なる面積を各々計算し、各々を
Wa，Wb，Wc，Wdとし、Wa＋Wb＋Wc＋
Wd＝１で規格した場合画素A′の画像データ値
SA′には SA′＝WaSa＋WbSb＋WcSc＋WdSd （ここで、Sa，Sb，Sc，Sdは各々画素ａ，
ｂ，ｃ，ｄの画像データ値である） なる加重平均値を代入する必要がある。このよ
うな方法では画素A′が図で示す近接４画素の
みならず５画素、６画素とさまざまな場合が考
えられ、かつその重なり具合も一様ではない。 このように１画素の回転変換を行なうため
に、厳密な面積計算を行なうことは無数の種類
の重なり方を判別せねばならないがこのことは
極めて煩雑で処理時間も長くなる（扱う画像デ
ータ量にもよるが大型計算機で数時〜数日間を
要する）という実用性のないものになつてしま
う。そこでこのような補間操作を簡略化して高
速な回転変換を行なうために本発明者等は次の
４つの近似的な補間操作方法を開発し評価し
た。 TYPE Ａ： (1)式で計算された画素A′に対してA′を囲む
４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄのうち最も距離の近
い点の画像データ値を代入する。 （第１１図ではSA′＝Saである。） TYPE Ｂ： A′を囲む４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄのうち
最も距離の近い画素に最も大きな重み係数を有
する予めその値が設定された重み係数Wa，
Wb，Wc，Wdを４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの
画像データ値Sa，Sb，Sc，Sdにかけて加重平
均した値を画素A′の画像データ値SA′に代入す
る。 即ち、 SA′＝（Wa・Sa＋Wb・Sb ＋Wc・Sc＋Wd・Sd）／Wtot 但し、Wtot＝Wa＋Wb＋Wc；Wd TYPE Ｃ： 第１３図は各画素格子点近似で考えた時の回
転移動した画素格子点A′と近接４画素格子点
との距離を示す図である。 第１３図に示されるようにA′とA′を囲む４
つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの距離la，lb，lc，ld
を計算し、距離の逆数１／la、１／lb、１／
lc、１／ldを重み係数とし、これをそれぞれ４
つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの画素データ値Sa，
Sb，Sc，Sdにかけて加重平均した値を画素
A′の画像データ値SA′に代入する。 即ち、 SA′＝（１／la・Sa＋１／lb・Sb ＋１／lc・Sc＋１／ld・Sd）／Wtot 但し、 Wtot＝１／la＋１／lb＋１／lc＋１／ld TYPE Ｄ： 第１４Ａ図は各画素を格子点近似で考えた時
のTYPE Ｄの補間係数を計算する方法を示す
図であり、第１４Ｂ図は、第１４Ａ図と同様の
ことを実際の四角形画素上で説明した図であ
る。 第１４Ａ図および第１４Ｂ図に示されるよう
に前記画素A′と前記４つの画素ａ，ｂ，ｃ，
ｄとが重なり合う面積を計算する過程におい
て、近似的に画素A′と前記ａ，ｂ，ｃ，ｄと
がなす交差角度を０として計算したような面積
をそれぞれ画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの重み係数と
し、これを４つの画素の画像データ値Sa，Sb，
Sc，Sdにかけて加重平均した値を画素A′の画
像データ値SA′に代入する。 SA′＝Wa・Sa＋Wb・Sb＋Wc・Sc＋Wd・
Sd 但し、第１４Ａ図又は第１４Ｂ図のように考
えた場合 Wa＝（１−ｙ）・（１−ｘ） Wb＝ｙ・（１−ｘ） Wc＝ｘ・ｙ Wd＝（１−ｙ）・ｘ これら４つのTYPEについて得られたサブト
ラクシヨン画像の画質の評価並びに演算時間の
評価を行なつた。 結果は表１の通りであつた。
法、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記録し、この後励起光を
照射することにより放射線画像を蓄積性螢光体シ
ートから輝尽発光せしめ、この輝尽発光光を光検
出器により光電的に読み取り、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方法
におけるサブトラクシヨン処理方法に関するもの
である。 ある種の螢光体に放射線（Ｘ線、α線、β線、
γ線、紫外線等）を照射すると、この放射線エネ
ルギーの一部が螢光体中に蓄積され、この螢光体
に可視光等の励起光を照射すると、蓄積されたエ
ネルギーに応じて螢光体が輝尽発光を示すことが
知られており、このような性質を示す螢光体は蓄
積性螢光体と呼ばれる。 この蓄積性螢光体を利用して、人体等の放射線
画像を一旦シート上に設けられた蓄積性螢光体に
記録し、この螢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等に可視像として出力させる放射線画像記
録読取方法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。）。 この方法は、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
臓などのほか、観察読影者が必要とする任意の診
断部位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。 ところで、２枚のＸ線写真フイルム（３枚以上
でもよい）を使用して人体の特定の構造物（例え
ば、臓器、骨、血管等）の像を抽出し、これによ
つて特定の構造物のより正確な診断を行なわしめ
るサブトラクシヨン処理方法が従来から知られて
いた。ここでサブトラクシヨン処理方法は大別す
ると次の２つの方法に分けることができる。即
ち、造影剤注入により特定の構造物が強調された
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（サブトラクト）することによつて特定
の構造物を抽出する所謂時間サブトラクシヨン処
理方法と、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線を照射せしめ、これによつ
て特定の構造物が特有のＸ線エネルギー吸収特性
を有することから生じる特定の構造物の画像を２
つのＸ線画像間に存在せしめ、この後この２つの
Ｘ線画像間で適当な重みづけをした上で引き算
（サブトラクト）を行ない特定の構造物の画像を
抽出する所謂エネルギーサブトラクシヨン処理方
法とが知られている。 しかしながら、前記Ｘ線写真フイルムを使用し
てサブトラクシヨン画像を得ようとすると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ことから良質なサブトラクシ
ヨン画像を得ることができない欠点を有してい
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
し込むことによつて行なつている。従つて、２枚
のＸ線写真フイルムに撮影された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
かるという欠点を有している。従つて、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、従
つて、上述のようなＸ線写真フイルムを用いたサ
ブトラクシヨン処理方法はあまり一般には使用さ
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、面倒かつ非線形な写真的サブトラクシヨン手
法を用いずとも線形なコンピユータ処理でサブト
ラクシヨンが可能であるという観点から所謂デジ
タルサブトラクシヨン処理方法（Digital
Radiographyと呼ばれる。以下DRとする）が注
目を浴びるようになつた。ここでDRとしては、
既存のI.I.チユーブとTVカメラからなるＸ線透視
カメラの出力をデジタル処理したデジタルフルオ
ロスコピー（Digital Fluoroscopy）及び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
るものがある。このようなDRを用いて得られた
サブトラクシヨン画像は従来汎用のＸ線写真フイ
ルムを使用したサブトラクシヨン画像に比較し
て、電気的にデジタル処理でサブトラクシヨンで
き実用的であるが、上述のようなDRを用いて得
られたサブトラクシヨン画像の空間分解能は一般
にI.I.チユーブとTVカメラまたはXe−検出器等
のＸ線画像の検出器の分解能で決まつてしまい、
Ｘ線写真フイルムのそれよりは低くなり、従つ
て、特定の診断構造物に対する十分微細な診断が
不可能であるという問題を有している。さらに、
上述のDRでは撮影範囲はI.I.チユーブ及びXe−
検出器等Ｘ線画像の検出器の受光面積で限られる
ため、広範囲の人体部位に対して同時にサブトラ
クシヨン画像を得ることができないという問題が
ある。 ところで、上述した本出願人がすでに提案した
蓄積性螢光体シートを用いた放射線画像システム
においても、一旦蓄積性螢光体シートに蓄積記録
された放射線画像を励起光で読み出し、この読み
出しによつて得られた輝尽発光光を光検出器によ
つて検出し、この検出によつて得られた電気信号
をデジタル信号に変換せしめ、さらに、各種の信
号処理を行なわしめた後、最終画像として各種の
出力装置に出力させることができるので、このよ
うな蓄積性螢光体シートを使用した放射線画像シ
ステムも各種のデジタル処理が可能である。従つ
て、前述した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すると共にさら
にこの放射線画像システム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、単位面積当たりの画素数を増加
し、かつサブトラクシヨン処理及び各種の画像処
理を施した後の画像データの最終出力を銀塩等の
感光材料上に直接に記録できるので従来のDRに
比して著しく高い空間分解能を有した画像を得る
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と共に、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
ることができるという従来のDRが有さない大き
な特徴を有する。 しかしなら、上述のような蓄積性螢光体シート
を用いた放射線システムにおいて、サブトラクシ
ヨン画像を得ようとしたところ以下のような問題
を有することが分かつた。 即ち、蓄積性螢光体シートを用いた放射線画像
システムにおいては、２枚（３枚以上の場合もあ
る）の相異なる蓄積性螢光体シートを順次もしく
は同時に撮影台に挿入してサブトラクシヨンすべ
き放射線画像を撮影し、しかる後に蓄積性螢光体
シートを個別に読取装置に挿入し、前記サブトラ
クシヨンすべき放射線画像を読み出す過程におい
て、撮影及び読取りに係わる全ての装置の機械的
精度を向上させたとしても、サブトラクシヨンさ
れるべき画像間で位置ズレ及び回転ズレが生じ、
この結果サブトラクシヨンにおいて消去されるべ
き画像が消去されなかつたり、逆に抽出すべき画
像が消去されて偽画像が生じ正確なサブトラクシ
ヨン像を得ることができず、診断上重大な支障を
来たすということが見出された。 このようなズレが蓄積性螢光体シートに蓄積記
録された放射線画像情報間に生じると放射線画像
は潜像として蓄積性螢光体中に蓄積記録されてい
るので、Ｘ線画像を可視像として取らえることの
できるＸ線写真フイルムの場合と異なつて、目視
によつて２枚のＸ線写真を合わせるといつたこと
が出来なくズレ補正は極めて困難なものとなる。 さらに、何らかの手段により２つの放射線画像
間に生じる位置ズレ及び回転ズレを検出しえたと
しても読み取られた放射線画像のデータを補正す
べく従来公知の演算処理を行なうと、特に回転ズ
レの補正の際に多大な時間が費やされ、実用上非
常に大きな問題となる。 従つて、本発明の目的は蓄積性螢光体シートを
用いた放射線画像システムにおけるサブトラクシ
ヨン処理方法において、蓄積性螢光体シートに蓄
積記録された放射線画像間で発生する位置ズレ及
び回転ズレを自動的に補正することができるサブ
トラクシヨン処理方法を提供することにある。 さらに本発明の目的は、上記のサブトラクシヨ
ン処理方法において、従来公知の演算処理方法に
比して短時間でズレ補正を行なうことのできるサ
ブトラクシヨン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つの放射線画像が
記録された別個の蓄積性螢光体シートに励起光を
走査して前記放射線画像を前記蓄積性螢光体シー
トから輝尽発光せしめ、この輝尽発光光を光検出
手段により光電的に読み出して得た前記各放射線
画像に対応するデジタルデータ間で引き算を行な
うことにより前記放射線画像の特定の構造物の像
を抽出する放射線画像のサブトラクシヨン処理方
法において、 () サブトラクシヨンすべき前記放射線画像を
前記蓄積性螢光体シートに蓄積記録する際にこ
の蓄積性螢光体シートに基準点又は基準線を提
供するような形状をもつマーカーを前記放射線
画像に対し固定した位置で同時に記録し、 () 前記放射線画像が記録された前記蓄積性螢
光体シートを励起光で走査して、前記蓄積性螢
光体シートの輝尽発光により読み出した前記画
像のデジタルデータから前記マーカーから提供
される前記基準点あるいは基準線の位置座標を
検出し、 () 前記（）〜（）の工程をサブトラクシ
ヨンすべき２つの前記放射線画像に対してな
し、 () 前記サブトラクシヨンすべき２つの放射線
画像に対応する各前記基準点あるいは基準線か
ら前記２つの放射線画像間の回転ズレ及び位置
ズレを計算し、 () 前記回転ズレが存在する場合においては、
前記サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前
記放射線画像をデジタルデータ上で回転し、 前記位置ズレの存在する場合においては、前記
サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前記放射
線画像をデジタルデータ上で移動し、前記サブト
ラクシヨンすべき２つの放射線画像の対応する各
画像間で画像データを引き算を行なうことを特徴
とする。 また、本発明の好ましい実施例においては、 回転対象となる前記放射線画像上で、回転前の
座標系において、着目する画素点Ａに対して座標
の回転によつてＡに近接して来る４画素をａ，
ｂ，ｃ，ｄとし、その画像データ値をSa，Sb，
Sb，Sc，Sdとした時に、回転後における前記画
素点Ａの画像データ値SAを SA＝（Wa・Sa＋Wb・Sb＋ Wc・Sc＋Wd・Sd）／Wtot （但し、Wtot＝Wa＋Wb＋Wc＋Wdであり、
Wa，Wb，Wc，Wdは前記画素ａ，ｂ，ｃ，ｄ
に対応する重み係数） なる加重平均 で表わすか、あるいは、 前記画素点Ａを含む座標の回転によつて、回転
前の座標系上の点でかつＡに近接してくる４画素
ａ，ｂ，ｃ，ｄの画像データ値Sa，Sb，Sc，Sd
に対して、 Sa＝（Wa／Wtot）・SA Sb＝（Wb／Wtot）・SA Sc＝（Wc／Wtot）・SA Sd＝（Wd／Wtot）・SA なる前記重み係数による前記Ａの画像データ値
SAの比例配分値を累積して行くことにより前記
回転を行なうことを特徴とする。 ここでマーカーとは蓄積性螢光体シートに放射
線画像（被写体像）を識別しうる小面積の印のこ
とをいい、通常、撮影台に固設された放射線遮蔽
物質によつて放射線画像に対して固定された位置
に蓄積性螢光体に記録されるものであり、２以上
の基準点又は基準線を提供するような形状をもつ
１以上のマーカーが本発明では使用される。 また、位置ズレとは、蓄積性螢光体シートに対
する放射線画像（被写体像）のたて、よこのズレ
を言う。 本発明によると、蓄積性螢光体シートに蓄積記
録された放射線画像間で発生する位置ズレ及び回
転ズレを自動的に補正することができるので高い
コントラスト分解能及び高い空間分解能を有しか
つ偽画像のない観察読影適性に優れたサブトラク
シヨン画像を得ることができるとともに、従来公
知の演算処理方法に比して著しく短時間でズレ補
正を行なうことができる。 本発明におけるサブトラクシヨン処理方法とは
前述した時間サブトラクシヨン処理方法、エネル
ギーサブトラクシヨン処理方法及びその両者の組
み合わせを含むものである。 また、本発明においては、励起光の波長領域と
輝尽発光光の波長領域とが重複しないことがＳ／
Ｎ比を向上させるために好ましく、かような関係
を充足するように励起光源および蓄積性螢光体を
選択することが好ましい。具体的には、励起光波
長が400〜700nｍに、輝尽発光光の波長が300〜
500nｍになるようにすることが望ましい。 このように300〜500nｍの輝尽発光光を発し、
本発明において好ましく使用しうる蓄積性螢光体
としては、例えば、希土類元素付活アルカリ土類
金属フルオロハライド螢光体〔具体的には、特開
昭55−12143号公報に記載されている（Ba1-x-y、
Mg、Cay）FX：aEu2+（但しＸはClおよびBrの
うちの少なくとも１つであり、ｘおよびｙは０＜
ｘ＋ｙ≦0.6かつxy≠０であり、ａは10-6≦ａ≦
５×10-2である）、−特開昭55−12145号公報に記
載されている（Ba1-x、M〓x）FX：yA、但しM〓
はMg、Ca、Sr、ZnおよびCdのうちの少なくと
も１つ、ＸはCl、BrおよびＩのうちの少なくと
も１つ、ＡはEu、Tb、Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、
Nd、YbおよびErのうちの少なくとも１つ、ｘは
０≦ｘ≦0.6、ｙは０≦ｙ≦0.2である）等〕；特
開昭55−12142号公報に記載されているZnS：
Cu、Pb、BaO・xAl2O3：Eu（但し0.8≦ｘ≦10）
およびM〓Ｏ・xSiO2：Ａ（但しM〓はMg、Ca、
Sr、Zn、CdまたはBaであり、ＡはCe、Tb、
Eu、Tm、Pb、Tl、BiまたはMnであり、ｘは
0.5≦ｘ≦2.5である）および特開昭55−12144号
公報に記載されたLnOX：xA（但しLnはLa、Ｙ、
GdおよびLuのうちの少なくとも１つ、ＸはClお
よびBrのうちの少なくとも１つ、ＡはCeおよび
Tbのうちの少なくとも１つ、ｘは０＜ｘ＜0.1で
ある）；などが挙げられる。これらの内でも好ま
しいのは希土類元素付活アルカリ土類金属フルオ
ロハライド螢光体であるが、その中でも具体例と
して示したバリウムフルオロハライド類が特に輝
尽性の発光が優れているので好ましい。 更には、バリウムフルオロハライド螢光体に特
開昭56−2385号公報、同56−2386号公報に開示さ
れる如く金属弗化物を添加したもの、或いは特願
昭54−150873号明細書に開示される如く金属塩化
物、金属臭化物、金属沃化物の少なくとも一種を
添加したものは、輝尽発光が更に改善され、好ま
しい。 また、特開昭55−163500号公報に開示される如
く前述の如き蓄積性螢光体を用いて作成された蓄
積性螢光体板の螢光体層を顔料又は染料を用いて
着色すると、最終的に得られる画像の鮮鋭度が向
上し、好ましい。 本発明において用いられる信号処理としては、
特開昭55−163472号、同56−11038号、特願昭54
−151398号、同54−151400号、同54−151402号、
同54−168937号等に開示されている周波数処理、
特開昭55−116339号、同55−116340号、同55−
88740号等に開示されている階調処理などがあげ
られる。 以下、本発明を図面を用いて詳細に説明する。 第１図は、蓄積性螢光体シートにマーカーを記
録せしめる際の一例を示すものである。 放射線画像撮影時に撮影台１上の２つの隅に固
設された放射線遮蔽物質から形成された円形状の
２つのマーカー形成部材２Ａ，２Ｂを被写体３と
共に撮影台１上方に設置されたＸ線源４により発
せられたＸ線により撮影台１下方の蓄積性螢光体
シート５に蓄積記録せしめる。 このように撮影台１に固設されたマーカー形成
部材２Ａ，２Ｂの放射線透過画像を撮影台１上に
固定された被写体３の放射線透過画像と共に蓄積
性螢光体シート５に蓄積記録せしめると、サブト
ラクシヨンを行なうべく順次蓄積性螢光体シート
５を入れかえて撮影を行なつても、マーカーの記
録画像２A′，２B′と被写体像３′との相対的位置
関係は変化しない。 従つて、サブトラクシヨン画像を得るべく同一
の被写体に対する異なる放射線画像を蓄積性螢光
体シートに記録すべく順次又は同時に相異なる蓄
積性螢光体シートを撮影台に搬入せしめた場合に
機械的精度の関係で生じる被写体像３′の蓄積性
螢光体シート５に対する位置関係および読取時に
おいて生じる被写体像３′に対する走査励起光の
位置関係にズレが生じても、マーカー２A′，２
B′に対する被写体像３′に対する相対的位置関係
は変化しない。 すなわち、個々の蓄積性螢光体シート５に記録
されたマーカーの位置を検出し、この検出された
マーカーの位置に基づいて画像間に生じるズレを
画像データ上で補正することにより、サブトラク
シヨン処理において画像間にズレをなくし、良好
なサブトラクシヨン画像を得ることができる。 ここで、マーカーは各放射線画像間で生じる回
転ズレ及び位置ズレを補正するために少なくとも
２以上の基準点あるいは基準線を提供する１以上
のものが要求される。 次に蓄積性螢光体シートに蓄積記録されたマー
カーから基準点あるいは基準線を検出する方法の
例を述べる。 第２図に示されるようにマーカーが円形状であ
る場合は基準点はその中心点（x0，y0）であり、
従つて、このマーカーを少なくとも２つ用いるこ
とにより各放射線画像間で生じる回転ズレ及び位
置ズレを測定することができる。上述のような円
形マーカーから基準点である中心点を検出するに
は例えば第２図のようにマーカーのエツジ部分の
２つの座標（xL，yL）、（xR，yR）を画像データ上
を検出する座標成分の軸と平行に走査することに
より検出し、例えばエツジの左右のｘ座標をxL，
xRとすれば X0＝（xL＋xR）／２ によつて、円の中心の一方向成分の座標（この場
合中心のｘ座標）を求めることができる。これを
円を横切る全ての走査線に対して行ない、上式で
計算されるX0のサンプル値を増してこれを平均
することにより精度よく中心座標を求めることが
できる。また、この時走査線を何本かおきに間引
いて上記計算を行なつても構わない。又、円のも
う一方向成分の中心座標（この場合ｙ座標）を求
めるにはｙ方向に複数回走査し、同様のことを行
なえばよい。又手続きを簡略化するために、走査
方向を一方向のみに限り、例えばｘ方向のみに限
り中心のｘ座標は上記方向で決定し、ｙ座標に関
しては、円の性質を使つて｜xL−xR｜が最大値と
なる（すなわち直径となる）走査線のｙ座標の円
の中心ｙ座標とすることができる。 同様のことを単純な円マーカーではなく第３図
に示すような中空同心円状マーカーの外円と内円
で行なえば、サンプル点数（即ち、検出するエツ
ジの数）を増やすことにより、より精度よく中心
座標を求めることができる。 さらにマーカーの形状としては第４図に示され
るような２個のＬ字マーカー６Ａ，６Ｂを使い、
そのエツジ点を検出することにより、Ｌ字の構成
直線の方程式を最小２乗法により求め、Ｌ字の交
点座標を求めれば、２個のＬ字マーカーについて
２つの基準点が決まるので有効である。さらに、
この場合、１個のＬ字マーカーだけでも、１つの
特徴点と１つの特徴直線が求まるので有効であ
る。 さらに、第５図のような撮影照射の４辺に額縁
状のマーカー７を置くことも有効である。この場
合、マーカー７が画像の端に存在するので、マー
カーのエツジ検出が簡略化される。 ここで、マーカーの個数は任意であるが、でき
るだけ多数あつた方がもし、いずれかのマーカー
が大きな位置ズレ、回転ズレにより画像上をはみ
だす場合等により基準点あるいは基準線抽出に失
敗した際に救済が出来るので有効である。さら
に、マーカーの設定位置は出来るだけ離した方が
基準点あるいは基準線間の距離が大きくなるの
で、マーカーの基準点あるいは基準線の検出精度
のバラツキに対して誤差が小さくなる。またマー
カーの大きさは特定されないが、基準点または基
準線の検出精度の観点かつ検出エツジのサンプル
数が10以上になる大きさが好ましく、観察すべき
被写体像に対して障害にならないよう適切な大き
さにされる。例えば、第２図の円マーカーを５サ
イクル／mm（１mmあたり５本の走査線数）で読み
取る時はその直径が２mm以上であることが好まし
い。 なお、マーカーのエツジ検出方法としては第６
図に示されるように画像データの１階微分（隣接
画素間の差分でよい）または２階微分等をとつた
ものでエツジを抽出することができる。放射線画
像の場合人為的に挿入されたマーカーのエツジ部
分のようなもの以外は、比較的コントラストの起
伏に乏しいので容易にマーカーのエツジを判別分
離できる。 また第７図に示されるように撮影系および読取
系の誤差内でマーカーを必ず包含するような領域
（点線）を予め指定しておき、この領域の濃度ヒ
ストグラムをとることにより、そこからマーカー
の濃度のみを分離するような閾値濃度を導入して
領域内を２値化し、その後、先述の１階微分、２
階微分等によりマーカーのエツジを検出すること
もできる。 なお、このようなマーカーの検出は読み出した
放射線画像をデジタルデータとしてメモリーに収
納する際同時に行なつてもよいし、一旦収納した
後メモリー内の画像データを走査することによつ
て行なつてもよい。 このようにして、所定のマーカーの基準点ある
いは基準線を抽出した後に位置ズレ、回転ズレ補
正値を算出するが、その一例を第１図に示される
ような各々の一つの基準点を有する２つのマーカ
ー２Ａ，２Ｂを使用した場合について説明する第
８図に示すように、シート５Ａ上の画像Ａを回転
させ、かつ回転後の画像をｘ，ｙ方向にずらすこ
とによりシート５Ｂ上の画像Ｂのようにズレた場
合について説明すると、第９図から明らかなよう
に、 回転ズレ補正値Δθは、画像Ａにおける２つの
基準点A1，A2を結ぶ線と、画像Ｂにおける２つ
の基準点B1，B2を結ぶ線のなす角Δθであるか
ら、 Δθ＝tan-1（yB2−yB1／xB2−xB1） −tan-1（yA2−yA1／xA2−xA1） 基準点１の位置ズレは、回転ズレ後の基準点１
（A1）の位置と位置ズレ後の基準点１（B1）との
位置ズレであるから、 基準点１のｘ方向の位置ズレ補正値Δx1は、第
１０図から明らかなように、近似的に、 Δx1＝xB1−｛（xA1−Cx）cosΔθ −（yA1−Cy）sinΔθ＋Cx｝、 同様にして、基準点２のｘ方向の位置ズレ補正
値は Δx2＝xB2−｛（xA2−Cx）cosΔθ −（yA2−Cy）sinΔθ＋Cx｝、 基準点１のｙ方向の位置ズレ補正値は Δy1＝yB1−｛（xA1−Cx）sinΔθ ＋（yA1−Cy）cosΔθ＋Cy｝、 基準点２のｙ方向の位置ズレ補正値は Δy2＝yB2−｛（xA2−Cx）sinΔθ ＋（yA2−Cy）cosΔθ＋Cy｝、 となる。 ここで、 （xA1，yA1）は画像Ａの基準点１の座標 （xA2，yA2）は画像Ａの基準点２の座標 （xB1，yB1）は画像Ｂの基準点１の座標 （xB2，yB2）は画像Ｂの基準点２の座標 Cx…回転中心のｘ座標（任意） Cy…回転中心のｙ座標（任意） また、ｘ座標、ｙ座標は画像平面上で任意の直
交座標系であるが、この場合は、デカルト座標に
ついて計算式の例を示した（通常ｘ方向、ｙ方向
とは画像の主走査方向、副走査方向とされる。）。 ここで位置ズレ補正値については、Δx1と
Δx2、Δy1とΔy2という２種類の値が導出される
が、これらは必ずしも等しい値であるとは限らな
い。なぜなら上述のようなマーカーのエツジ検出
方法によつて検出された基準点あるいは基準線の
精度はサンプリングを行なう空間周期以上には上
がらないことが多く、従つて必ずそこにサンプリ
ングの誤差が生じる余地があるからである。しか
し極めて精度良く計算された（xA1，yA1）、（xB1，
yB1）、（xA2，yA2）、（xB2，yB2）に対してはこのサ
ンプリング誤差の影響は極めて小さいので、光程
問題は生じない。そこで、通常はΔx＝（Δx1＋
Δx2）／２ Δy＝（Δy1＋Δy2）／２という平均値
によつて補正値を収約する。Δθの有効桁数は回
転すべき画素の所望の回転精度によつて決まつて
くる。Δx，Δyは通常整数ではないが、四捨五入
して整数にしてしまつても最終画像の画質にはほ
とんど影響しない。又、小数点以下の部分を補間
によつて最終画像に反映させることも無論可能で
ある。 以上述べたのは補正値の一計算例であるが、も
ちろんこれに限定されるものではなく、種々の計
算法を採用することが可能である。例えば、位置
ズレ補正を行なつた後、回転ズレ補正を行なう計
算法を採用することも同様に可能である。また、
画像Ａ，Ｂのいずれか一方を回転ズレ補正して、
もう一方の画像を位置ズレ補正するような計算法
を採用することも可能である。 上記のようにして計算された補正値をもとに、
サブトラクシヨンすべき２枚の画像の一方を回転
し、ｘ，ｙズレを補正し、対応する画素間で引き
算を行なうのであるが、以下において、この画像
のズレ補正について詳述する。 () 回転ズレ補正 第１１図は各画素を近似的に格子点で表わす
ことにより回転ズレ補正を説明する図である。 マーカーの基準点あるいは基準線を検出する
ことによつて得られた回転ズレΔθを用いて画
像の回転操作を行なうのであるが、今第１１図
に示されるような２次元画像格子点上でＡ（ｘ，
ｙ）という点を対象として考えた時、回転後に
この座標に入るべき点A′（Ｘ，Ｙ）は現在のど
の座標値上に位置するかを次の変換式で計算す
る Ｘ＝xcosΔθ＋ysinΔθ Ｙ＝−xsinΔθ＋ycosΔθ ……(1) 即ち原理的にはA′の画像データの値SA′をＡ
の画像データの値SAに代入すればよい。しか
しながら、第１１図からも明らかなように(1)式
で計算された座標上に必ずしも画像データは存
在しない。そこでA′の値としてはそのまわり
に存在する格子点の画像データを補間したもの
を用いなければならない。このことを実際の画
素を用いて更に詳細に説明する。第１２図は、
各画素が正方形状にサンプリングされた場合
に、回転ズレ補正における補間操作を説明する
図である。今、画素ａ，ｂ，ｃ，ｄに画素
A′が重なつたとするとこの時画素A′が画素ａ，
ｂ，ｃ，ｄと重なる面積を各々計算し、各々を
Wa，Wb，Wc，Wdとし、Wa＋Wb＋Wc＋
Wd＝１で規格した場合画素A′の画像データ値
SA′には SA′＝WaSa＋WbSb＋WcSc＋WdSd （ここで、Sa，Sb，Sc，Sdは各々画素ａ，
ｂ，ｃ，ｄの画像データ値である） なる加重平均値を代入する必要がある。このよ
うな方法では画素A′が図で示す近接４画素の
みならず５画素、６画素とさまざまな場合が考
えられ、かつその重なり具合も一様ではない。 このように１画素の回転変換を行なうため
に、厳密な面積計算を行なうことは無数の種類
の重なり方を判別せねばならないがこのことは
極めて煩雑で処理時間も長くなる（扱う画像デ
ータ量にもよるが大型計算機で数時〜数日間を
要する）という実用性のないものになつてしま
う。そこでこのような補間操作を簡略化して高
速な回転変換を行なうために本発明者等は次の
４つの近似的な補間操作方法を開発し評価し
た。 TYPE Ａ： (1)式で計算された画素A′に対してA′を囲む
４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄのうち最も距離の近
い点の画像データ値を代入する。 （第１１図ではSA′＝Saである。） TYPE Ｂ： A′を囲む４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄのうち
最も距離の近い画素に最も大きな重み係数を有
する予めその値が設定された重み係数Wa，
Wb，Wc，Wdを４つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの
画像データ値Sa，Sb，Sc，Sdにかけて加重平
均した値を画素A′の画像データ値SA′に代入す
る。 即ち、 SA′＝（Wa・Sa＋Wb・Sb ＋Wc・Sc＋Wd・Sd）／Wtot 但し、Wtot＝Wa＋Wb＋Wc；Wd TYPE Ｃ： 第１３図は各画素格子点近似で考えた時の回
転移動した画素格子点A′と近接４画素格子点
との距離を示す図である。 第１３図に示されるようにA′とA′を囲む４
つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの距離la，lb，lc，ld
を計算し、距離の逆数１／la、１／lb、１／
lc、１／ldを重み係数とし、これをそれぞれ４
つの画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの画素データ値Sa，
Sb，Sc，Sdにかけて加重平均した値を画素
A′の画像データ値SA′に代入する。 即ち、 SA′＝（１／la・Sa＋１／lb・Sb ＋１／lc・Sc＋１／ld・Sd）／Wtot 但し、 Wtot＝１／la＋１／lb＋１／lc＋１／ld TYPE Ｄ： 第１４Ａ図は各画素を格子点近似で考えた時
のTYPE Ｄの補間係数を計算する方法を示す
図であり、第１４Ｂ図は、第１４Ａ図と同様の
ことを実際の四角形画素上で説明した図であ
る。 第１４Ａ図および第１４Ｂ図に示されるよう
に前記画素A′と前記４つの画素ａ，ｂ，ｃ，
ｄとが重なり合う面積を計算する過程におい
て、近似的に画素A′と前記ａ，ｂ，ｃ，ｄと
がなす交差角度を０として計算したような面積
をそれぞれ画素ａ，ｂ，ｃ，ｄの重み係数と
し、これを４つの画素の画像データ値Sa，Sb，
Sc，Sdにかけて加重平均した値を画素A′の画
像データ値SA′に代入する。 SA′＝Wa・Sa＋Wb・Sb＋Wc・Sc＋Wd・
Sd 但し、第１４Ａ図又は第１４Ｂ図のように考
えた場合 Wa＝（１−ｙ）・（１−ｘ） Wb＝ｙ・（１−ｘ） Wc＝ｘ・ｙ Wd＝（１−ｙ）・ｘ これら４つのTYPEについて得られたサブト
ラクシヨン画像の画質の評価並びに演算時間の
評価を行なつた。 結果は表１の通りであつた。
【表】
この４つのTYPEの演算処理方法の画質評価
並びに処理時間の評価から計算時間が比較的短
くてよい画質が得られるのでTYPE Ｄが最も
優れていることがわかつた。 さらに、上記各TYPEに対する評価結果につ
いて述べると、TYPE Ａはコントラスト変化
の大きい直線的放射線画像例えば骨のエツジ部
分に対して偽画像が発生し、画質を大きく損う
という問題がある。しかしながら、演算時間が
短いのでコントラスト変化の小さい放射線画像
に対しては有効である。 TYPE ＢはTYPE Ａよりも偽画像の発生が
減少する。ここで、重み係数Wa＝４、Wb＝
Wd＝２、Wc＝１が用いられたのは本システ
ムにおいて、上記重み係数を用いた場合最も良
好な画像を得ることができたためである。 TYPE ＣはTYPE Ｂと画質はほぼ変わら
ず、単に演算時間が上昇するだけであつた。 TYPE Ｄは演算時間はTYPE Ａ、TYPE
Ｂに比していくぶん増加するものの最も優れた
画像を得ることができた。このことの理由は本
システムにおいては、回転ズレが高々2°程度で
あることが判明しているためであり、前記画素
A′と画素ａ，ｂ，ｃ，ｄとのなす角度が０で
あるとして簡略的な方法で近似計算した面積比
でも厳密な面積比を用いた計算とほぼ同一の結
果を呈することができた（なお、表１に示す演
算時間は本回転方法に適した、専用処理装置に
よればさらに短縮が可能である（約１分程
度））。 なお、以上の説明は、回転操作により、着目
画素点Ａの最近接に移動して来るべき４画素の
画像データ値Sa，Sb，Sc，Sdを用いた補間に
より、現画素の画像データＡを求める手法につ
いて一実施例を述べたが、これとは逆に、前記
画素点Ａの画像データSAが回転の結果移動し
て行くべき所に最近接の４画素の画像データを
Sa，Sb，Sc，Sdとし、前記重み係数Wa，
Wb，Wc，Wdを用いて Sa＝（Wa／Wtot）SA Sb＝（Wb／Wtot）SA Sc＝（Wc／Wtot）SA Sd＝（Wd／Wtot）SA なる比例配分の値を前記Sa，Sb，Sc，Sdに累
積して行く手法も可能である。 さらに言えば、以上の説明は、回転操作に際
して回転前の座標系上の画像データを、回転後
の座標系の画像データにより補間算出する手法
について述べているが、逆に、回転後の座標系
の画像データを、回転前の座標系の画像データ
により補間算出することも、同様な補間手段に
より可能である。 次に位置ズレ、即ち、ｘ，ｙ方向のズレ補正
について述べる。 () 位置ズレ補正 位置ズレΔx，Δyが整数でないならば、四捨
五入して整数とするか、先述のような隣接画素
間の加重平均をした画像データを新らたに作
り、サブトラクシヨンすべき放射線画像のどち
らか一方を平行移動せしめる。 このようにして回転ズレおよび位置ズレを補
正しサブトラクシヨン演算を行なう。 サブトラクシヨン演算は２つの放射線画像の
対応する画素間で引き算を行なうことによりな
される。この引き算は下記式により行なうこと
により線形階調を変化させたり、全体の濃度レ
ベルを上下することもできるものとする。但
し、演算は蓄積性螢光体輝尽発光の現データの
対数域で行なうのが好ましい。なぜならばこの
ことにより、原画像データの帯域圧縮がなさ
れ、かつ不必要な画像情報の完全除去が可能に
なるからである。 Ssub＝as1−bs2＋ｃ Ssub……サブトラクシヨン画像データ s1，s2……サブトラクシヨンされる放射線画像
の画像データ ｃ……定数 ａ，ｂ……定数（時間サブトラクシヨンではａ
＝ｂ、エネルギーサブトラクシヨンでは抽出
したい構造物の吸収係数により適宜決定され
る係数。） なお上述の説明においては、回転ズレ補正を
したのち位置ズレ補正を行なう場合についての
べたが、位置ズレ補正を行なつた後回転ズレ補
正を行なうこともできるし、また、位置ズレ補
正時と同時に行なうことが出来る、即ち、対応
画素をΔx，Δyから設定しつつ上記サブトラク
シヨン演算を行なうのである。たとえば前記回
転ズレ補正における回転交換座標計算式１）に
おいてｘ，ｙにΔx，Δyを加算（または減算）
することにより、回転ズレ補正と同時に位置ズ
レ補正を行なうことが可能である。 さらに、回転ズレが存在し、位置ズレが存在
しない場合においては回転ズレ補正のみを行な
い、位置ズレが存在し、回転ズレが存在しない
場合においては位置ズレ補正のみを行ない、回
転ズレ、位置ズレ両者が存在しない場合におい
ては、ズレ補正を行なわず読み取つたデータか
ら直接サブトラクシヨン演算を行なうこともで
きる。 以上のようにして得られたサブトラクシヨン画
像に対して各種の信号処理、即ち、空間周波数処
理、階調処理、加算平均処理、縮小処理、拡大処
理等をほどこすことによりコントラスト分解能お
よび空間分解能の高い観察読影適性に優れたサブ
トラクシヨン画像を得ることができる。前記各種
の信号処理はサブトラクシヨン処理を行なう前の
放射線画像に対し行なつてもよい。 このようにして得られたサブトラクシヨン画像
は写真感光材料等の記録材料、CRT等に可視像
として出力される。 なお、上述本発明のサブトラクシヨン処理方法
においては２つの放射線画像からサブトラクシヨ
ン画像を得る場合について述べたが、３つ以上の
放射線画像からサブトラクシヨン画像を得る場合
もほぼ同様にして行なうことができる。
並びに処理時間の評価から計算時間が比較的短
くてよい画質が得られるのでTYPE Ｄが最も
優れていることがわかつた。 さらに、上記各TYPEに対する評価結果につ
いて述べると、TYPE Ａはコントラスト変化
の大きい直線的放射線画像例えば骨のエツジ部
分に対して偽画像が発生し、画質を大きく損う
という問題がある。しかしながら、演算時間が
短いのでコントラスト変化の小さい放射線画像
に対しては有効である。 TYPE ＢはTYPE Ａよりも偽画像の発生が
減少する。ここで、重み係数Wa＝４、Wb＝
Wd＝２、Wc＝１が用いられたのは本システ
ムにおいて、上記重み係数を用いた場合最も良
好な画像を得ることができたためである。 TYPE ＣはTYPE Ｂと画質はほぼ変わら
ず、単に演算時間が上昇するだけであつた。 TYPE Ｄは演算時間はTYPE Ａ、TYPE
Ｂに比していくぶん増加するものの最も優れた
画像を得ることができた。このことの理由は本
システムにおいては、回転ズレが高々2°程度で
あることが判明しているためであり、前記画素
A′と画素ａ，ｂ，ｃ，ｄとのなす角度が０で
あるとして簡略的な方法で近似計算した面積比
でも厳密な面積比を用いた計算とほぼ同一の結
果を呈することができた（なお、表１に示す演
算時間は本回転方法に適した、専用処理装置に
よればさらに短縮が可能である（約１分程
度））。 なお、以上の説明は、回転操作により、着目
画素点Ａの最近接に移動して来るべき４画素の
画像データ値Sa，Sb，Sc，Sdを用いた補間に
より、現画素の画像データＡを求める手法につ
いて一実施例を述べたが、これとは逆に、前記
画素点Ａの画像データSAが回転の結果移動し
て行くべき所に最近接の４画素の画像データを
Sa，Sb，Sc，Sdとし、前記重み係数Wa，
Wb，Wc，Wdを用いて Sa＝（Wa／Wtot）SA Sb＝（Wb／Wtot）SA Sc＝（Wc／Wtot）SA Sd＝（Wd／Wtot）SA なる比例配分の値を前記Sa，Sb，Sc，Sdに累
積して行く手法も可能である。 さらに言えば、以上の説明は、回転操作に際
して回転前の座標系上の画像データを、回転後
の座標系の画像データにより補間算出する手法
について述べているが、逆に、回転後の座標系
の画像データを、回転前の座標系の画像データ
により補間算出することも、同様な補間手段に
より可能である。 次に位置ズレ、即ち、ｘ，ｙ方向のズレ補正
について述べる。 () 位置ズレ補正 位置ズレΔx，Δyが整数でないならば、四捨
五入して整数とするか、先述のような隣接画素
間の加重平均をした画像データを新らたに作
り、サブトラクシヨンすべき放射線画像のどち
らか一方を平行移動せしめる。 このようにして回転ズレおよび位置ズレを補
正しサブトラクシヨン演算を行なう。 サブトラクシヨン演算は２つの放射線画像の
対応する画素間で引き算を行なうことによりな
される。この引き算は下記式により行なうこと
により線形階調を変化させたり、全体の濃度レ
ベルを上下することもできるものとする。但
し、演算は蓄積性螢光体輝尽発光の現データの
対数域で行なうのが好ましい。なぜならばこの
ことにより、原画像データの帯域圧縮がなさ
れ、かつ不必要な画像情報の完全除去が可能に
なるからである。 Ssub＝as1−bs2＋ｃ Ssub……サブトラクシヨン画像データ s1，s2……サブトラクシヨンされる放射線画像
の画像データ ｃ……定数 ａ，ｂ……定数（時間サブトラクシヨンではａ
＝ｂ、エネルギーサブトラクシヨンでは抽出
したい構造物の吸収係数により適宜決定され
る係数。） なお上述の説明においては、回転ズレ補正を
したのち位置ズレ補正を行なう場合についての
べたが、位置ズレ補正を行なつた後回転ズレ補
正を行なうこともできるし、また、位置ズレ補
正時と同時に行なうことが出来る、即ち、対応
画素をΔx，Δyから設定しつつ上記サブトラク
シヨン演算を行なうのである。たとえば前記回
転ズレ補正における回転交換座標計算式１）に
おいてｘ，ｙにΔx，Δyを加算（または減算）
することにより、回転ズレ補正と同時に位置ズ
レ補正を行なうことが可能である。 さらに、回転ズレが存在し、位置ズレが存在
しない場合においては回転ズレ補正のみを行な
い、位置ズレが存在し、回転ズレが存在しない
場合においては位置ズレ補正のみを行ない、回
転ズレ、位置ズレ両者が存在しない場合におい
ては、ズレ補正を行なわず読み取つたデータか
ら直接サブトラクシヨン演算を行なうこともで
きる。 以上のようにして得られたサブトラクシヨン画
像に対して各種の信号処理、即ち、空間周波数処
理、階調処理、加算平均処理、縮小処理、拡大処
理等をほどこすことによりコントラスト分解能お
よび空間分解能の高い観察読影適性に優れたサブ
トラクシヨン画像を得ることができる。前記各種
の信号処理はサブトラクシヨン処理を行なう前の
放射線画像に対し行なつてもよい。 このようにして得られたサブトラクシヨン画像
は写真感光材料等の記録材料、CRT等に可視像
として出力される。 なお、上述本発明のサブトラクシヨン処理方法
においては２つの放射線画像からサブトラクシヨ
ン画像を得る場合について述べたが、３つ以上の
放射線画像からサブトラクシヨン画像を得る場合
もほぼ同様にして行なうことができる。
第１図は、蓄積性螢光体シートにマーカーを記
録せしめる際の一例を示す図、第２図〜第７図
は、マーカーおよびマーカーの検出方法を示す
図、第８図は２枚のシートの画像がずれている状
態を示す図、第９図は第８図のずれている２つの
画像のマーカーのズレを示す図、第１０図は第９
図の一部拡大図、第１１図は各画素を近似的に格
子点で表わすことにより回転ズレ補正を説明する
図、第１２図は各画素が正方形状にサンプリング
された場合に、回転ズレ補正における補間操作を
説明する図、第１３図は、各画素を格子点近似で
考えた時の回転移動した画素格子点A′と近接４
画素格子点との距離を示す図、第１４Ａ図は各画
素格子点近似で考えた時のTYPE Ｄの補間係数
を計算する方法を示す図、第１４Ｂ図は第１４Ａ
図と同様のことを実際の四角形画素上で説明した
図である。 １……撮影台、２Ａ，２Ｂ……マーカー形成部
材、２A′，２B′……マーカー、３……被写体、
３′……被写体像、４……Ｘ線源、５……蓄積性
螢光体シート。
録せしめる際の一例を示す図、第２図〜第７図
は、マーカーおよびマーカーの検出方法を示す
図、第８図は２枚のシートの画像がずれている状
態を示す図、第９図は第８図のずれている２つの
画像のマーカーのズレを示す図、第１０図は第９
図の一部拡大図、第１１図は各画素を近似的に格
子点で表わすことにより回転ズレ補正を説明する
図、第１２図は各画素が正方形状にサンプリング
された場合に、回転ズレ補正における補間操作を
説明する図、第１３図は、各画素を格子点近似で
考えた時の回転移動した画素格子点A′と近接４
画素格子点との距離を示す図、第１４Ａ図は各画
素格子点近似で考えた時のTYPE Ｄの補間係数
を計算する方法を示す図、第１４Ｂ図は第１４Ａ
図と同様のことを実際の四角形画素上で説明した
図である。 １……撮影台、２Ａ，２Ｂ……マーカー形成部
材、２A′，２B′……マーカー、３……被写体、
３′……被写体像、４……Ｘ線源、５……蓄積性
螢光体シート。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 少なくとも一部の画像情報が異なる２つの放
射線画像が記録された別個の蓄積性螢光体シート
に励起光を走査して前記放射線画像を前記蓄積性
螢光体シートから輝尽発光せしめ、この輝尽発光
光を光検出手段により光電的に読み出して得た前
記各放射線画像に対応するデジタルデータ間で引
き算を行なうことにより前記放射線画像の特定の
構造物の像を抽出する放射線画像のサブトラクシ
ヨン処理方法において、 () サブトラクシヨンすべき前記放射線画像を
前記蓄積性螢光体シートに蓄積記録する際にこ
の蓄積性螢光体シートに基準点又は基準線を提
供するような形状をもつマーカーを前記放射線
画像に対して固定した位置で同時に記録し、 () 前記放射線画像が記録された前記蓄積性螢
光体シートを励起光で走査して、前記蓄積性螢
光体シートの輝尽発光により読み出した前記画
像のデジタルデータから前記マーカーから提供
される前記基準点あるいは基準線の位置座標を
検出し、 () 前記（）〜（）の工程をサブトラクシ
ヨンすべき２つの前記放射線画像に対してな
し、 () 前記サブトラクシヨンすべき２つの放射線
画像に対応する各前記基準点あるいは基準線か
ら前記２つの放射線画像間の回転ズレ及び位置
ズレを計算し、 () 前記回転ズレが存在する場合においては、
前記サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前
記放射線画像をデジタルデータ上で回転し、 前記位置ズレの存在する場合においては、前
記サブトラクシヨンすべきいずれか一方の前記
放射線画像をデジタルデータ上で移動し、 前記サブトラクシヨンすべき２つの放射線画像
の対応する各画素間で画像データの引き算を行な
うことを特徴とする放射線画像のサブトラクシヨ
ン処理方法。 ２ 回転対象となる前記放射線画像上で、回転前
の座標系において着目する画素点Ａに対して座標
の回転によつてＡに近接して来る４画素をａ，
ｂ，ｃ，ｄとし、その画像データ値をSa，Sb，
Sc，Sdとした時に、回転後における前記画素点
Ａの画像データ値SAを SA＝（Wa・Sa＋Wb・Sb＋Wc・Sc ＋Wd・Sd）／Wtot （但し、Wtot＝Wa＋Wb＋Wc＋Wdであり、
Wa，Wb，Wc，Wdは前記画素ａ，ｂ，ｃ，ｄ
に対応する重み係数） なる加重平均 で表わすか、あるいは、 前記画素点Ａを含む座標の回転によつて、回転
前の座標系上の点でかつＡに近接してくる４画素
ａ，ｂ，ｃ，ｄの画像データ値Sa，Sb，Sc，Sd
に対して Sa＝（Wa／Wtot）・SA Sb＝（Wb／Wtot）・SA Sc＝（Wc／Wtot）・SA Sd＝（Wd／Wtot）・SA なる前記重み係数による前記Ａの画像データ値
SAの比例配分値を累積して行くことにより前記
回転を行なうことを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の放射線画像のサブトラクシヨン処理方
法。 ３ 前記重み係数Wa，Wb，Wc，Wdが前記画
素点Ａに最近接する前記４画素の中で最も前記画
素点Ａに近い画素に対応する前記重み係数に対し
て最も大きな値を有する予め設定された重み係数
であることを特徴とする特許請求の範囲第２項記
載の放射線画像のサブトラクシヨン処理方法。 ４ 前記重み係数Wa，Wb，Wc，Wdが、前記
画素点Ａと前記ａ，ｂ，ｃ，ｄなる４画素との距
離をそれぞれla，lb，lc，ldとした時、それぞれ
１／la，１／lb，１／lc，１／ldであることを特
徴とする特許請求の範囲第２項記載の放射線画像
のサブトラクシヨン処理方法。 ５ 前記重み係数Wa，Wb，Wc，Wdが、前記
画素点Ａと前記４画素とがそれぞれ重なり合う面
積を計算する過程において回転角度が零であると
いう近似により算出された面積であることを特徴
とする特許請求の範囲第２項記載の放射線画像の
サブトラクシヨン処理方法。 ６ 前記重み係数Wa，Wb，Wc，Wdが、前記
画素点Ａに近接するａ，ｂ，ｃ，ｄなる４画素の
内、前記画素点Ａに最も近い画素に対応する重み
係数に対してのみ零でないある値を持ち、残りの
重み係数に対しては零であるような特許請求の範
囲第２項記載の放射線画像のサブトラクシヨン処
理方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57045473A JPS58163338A (ja) | 1982-03-20 | 1982-03-20 | 放射線画像のサプトラクシヨン処理方法 |
| DE8383102787T DE3366802D1 (en) | 1982-03-20 | 1983-03-21 | Subtraction processing method and apparatus for radiation images |
| EP19830102787 EP0089665B2 (en) | 1982-03-20 | 1983-03-21 | Subtraction processing method and apparatus for radiation images |
| DE1983102787 DE89665T1 (de) | 1982-03-20 | 1983-03-21 | System und anordnung zum subtrahieren von roentgenbildern. |
| US06/477,571 US4710875A (en) | 1982-03-20 | 1983-03-21 | Alignment procedure for radiation images undergoing subtraction processing |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57045473A JPS58163338A (ja) | 1982-03-20 | 1982-03-20 | 放射線画像のサプトラクシヨン処理方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58163338A JPS58163338A (ja) | 1983-09-28 |
| JPH0367689B2 true JPH0367689B2 (ja) | 1991-10-23 |
Family
ID=12720356
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57045473A Granted JPS58163338A (ja) | 1982-03-20 | 1982-03-20 | 放射線画像のサプトラクシヨン処理方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4710875A (ja) |
| JP (1) | JPS58163338A (ja) |
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| JPH0782535B2 (ja) * | 1985-10-16 | 1995-09-06 | 株式会社日立製作所 | 電子顕微鏡の画像補正装置 |
| JPH0766433B2 (ja) * | 1985-12-24 | 1995-07-19 | コニカ株式会社 | 輝尽性螢光体プレートを用いる画像再生方法 |
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| JP2545069B2 (ja) * | 1986-08-28 | 1996-10-16 | 株式会社 アマダ | 板状ワ−クの加工方法 |
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| JPH0833596B2 (ja) * | 1988-06-02 | 1996-03-29 | 富士写真フイルム株式会社 | エネルギーサブトラクション用カセッテ |
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|---|---|
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