JPH04156689A - 放射線画像処理方法および装置 - 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】 （産業上の利用分野） 本発明は、放射線画像信号の周波数処理に関し、互いに
同様な空間周波数帯に存在する複数の組織の陰影のうち
、所望とする組織の陰影のみに周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法および装置に関するものであ
る。

（従来の技術） 記録された放射線画像を読み取って画像信号を得、この
画像信号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
線フィルムを用いてＸ線画像を記録し、このＸ線画像が
記録されたフィルムからＸ線画像を読み取って電気信号
に変換し、この電気信号（画像信号）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Ｓ、−５１９３号公報参照）。

。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部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５５−１
２４２９号、同５Ｂ−１１３９５号。

同５５−１１３４０号、同５Ｂ−１６４６４５号、同５
５−１１８３４０号等）。

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（画像信号）に変換し、この画像信号を用いて写真感
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。

（発明が解決しようとする課題） 上記のようにＸ線フィ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、特に人体等を被写体とする場合
は、該被写体に照射する放射線量をできるだけ低減させ
ることが望まれるが、一方撮影時に被写体に照射する放
射線量を低減させるほど放射線の量子雑音の影響により
画像の粒状性が劣化し、粗くざらついた印象の再生画像
となりてしまうという問題がある。

この問題を解決するために、画像信号に基づいて、画像
の鮮鋭度等地の画質性能も考慮しつつ粒状性を改善する
方法が知られている（例えば、特開昭６４−２３６７１
３号公報、特開平１−１０８２７７号公報、特開平１−
２３９６Ｓ、号公報、特開平１−２３９８８２号公報等
参照）。この方法は、放射線画像の特定の空間周波数成
分を他の空間周波数成分と比べ相対的に強調するもので
あり、これにより全体として画質性能を向上させる方法
である。

しかし、複数の組織の陰影からなる一枚の放射線画像内
において、空間周波数帯域が重なっていても一方の組織
の陰影については周波数処理を施すことが好ましく、他
方の組織の陰影については周波数処理を施すことはかえ
って画質性能を低下させることになる場合がある。例え
ば、肋骨等の骨部組織と肺野、心臓等の軟部組織とから
構成された人体の胸部を被写体としたＸ線画像において
軟部組織の陰影を観察対象とする場合、軟部組織の陰影
も骨部組織の陰影もその陰影の持つ空間周波数帯域に重
なるところがあり、従って軟部組織の陰影の観察適正を
向上させるために周波数強調処理を行なうと骨部の陰影
についても周波数強調処理が施される結果となり、この
周波数強調処理の施された画像信号に基づいて可視画像
を再生出力すると、軟部組織の陰影のみを取り上げれば
観察適性は向上しているが、近傍にある骨部の陰影が目
立ち過ぎる結果となるという問題があった。

本発明は、上記事情に鑑み、複数の組織からなる被写体
を撮影することにより得られた放射線画像中の、所望と
する組織の陰影のみに選択的に周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法、および該方法を採用した装
置を提供することを目的とするものである。

（課題を解決するための手段） 上記目的を達成するための本発明の放射線画像処理方法
は、 互いにエネルギーの異なる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
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号に基づいて、前記被写体中の所定の組織が抽出さ
れた抽出画像を表わす抽出画像信号を得、 前記抽出画像上の所定の画素を取り巻く所定領域内の多
数の画素のそれぞれに対応する多数の前記抽出画像信号
を平均化することにより得られたボケマスク信号をＳ　
ｕｓ、該所定の画素に対応する前記原画像信号をＳｏｒ
ｇ、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をＳ、該
所定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をＳ
′としたとき、式 ％式％） 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を′順次変えて行なうこ
とにより、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号
を求めることを特徴とするものである。

また本発明の放射線画像処理装置は、 互いにエネルギーの異なる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
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号が入力され、該原画像信号に基づいて、前記被写
体中の所定の組織が抽出された抽出画像を表わす抽出画
像信号を求めるサブトラクション処理手段と、前記抽出
画像上の所定の画素を取り巻く所定領域内の多数の画素
のそれぞれに対応する多数の前記抽出画像信号を平均化
することにより得られたボケマスク信号をＳ　ｕｓ、該
所定の画素に対応する前記原画像信号をＳｏｒｇｓ該所
定の画素に対応する前記抽出画像信号をＳ、該所定の画
素に対応する演算処理後の処理済画像信号をＳ′とした
とき、式 ％式％） 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
求める周波数処理手段とを備えたことを特徴とするもの
である。

ここで係数βは、正または負の定数であっても。

よいが、例えば前述した公開公報に記載されているよう
な変数であってもよい。

また本発明においては、原画像から抽出画像を求める具
体的な方法は特に限定されるものではないが、例えば特
開平２−９４８５３号に記載された方法等、雑音成分を
十分に取り除いた抽出画像を得る方法を採用することが
好ましい。

（作　　用） 本発明の放射線画像処理方法および装置は、複数の原画
像（例えば前述した例における軟部組織の陰影と骨部組
織の陰影との双方が記録された画像）を表わす複数の原
画像信号に基づいて被写体中の所定の組織（例えば上記
例における軟部組織の陰影）が抽出された抽出画像を表
わす抽出画像信号を得、式 ％式％） に従って演算を行なうようにしたため、所定のそしき（
例えば軟部組織）のみに周波数処理が施された処理済み
の原画像を得ることができる。

（実　施　例） 以下、図面を参照して、本発明の実施例について説明す
る。尚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。

第１２図は、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−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、力（蓄積記
録される。シートらを透過した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。

尚、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。

第１３図は、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。

第１２図に示す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ＩＯ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。

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１Ｂ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１
９によって反射偏向され、ｆθレンズ等の集束レンズ２
０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２３ｂ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
マルチブライヤ２４によって電気信号に変換される。

、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、サンプリングされることによ
り、ディジタルの画像信号ＳＯが得られる。この画像信
号ＳＯ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ＳＯ０と呼ぶ。この第一の画像信号ＳＯ０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。

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デイスプレィ３２、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ＣＰＵや内
部メモリが内蔵され本体部３４が備えられている。

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
Ｓ　０２が得られ、この第二の画像信号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。

第１図は、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Ｓ
Ｏ、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。

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ｓｏ、ｓｏ□は、■ 第２図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
。

これら第一および第二のＸ線画像信号ＳＯ１゜ＳＯ７は
第１３図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ｓｏ、ｓｏ□
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５８−１８
３３３８号公報参照）。この位置合わせは、第２図に示
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。

この後、サブトラクション処理７０が行なわれる。

第２図は、第１図に一つのブロックで示すサブトラクシ
ョン処理７０の流れの一例を具体化した図である。

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。

μＬＴ：低エネルギーＸ線による軟部の吸収係数μＨＴ
：高エネルギーＸ線による軟部の吸収係数μＬＢ：低エ
ネルギーＸ線による骨部の吸収係数μＨＢ二高工高エネ
ルギーＸ線る骨部の吸収係数このとき、２つの画像信号
ＳＯ、Ｓ０２の互■ いに対応する画素毎に、式 ％式％ ただしＣはバイアス成分を表わす に従って重み付は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（第２図参照）を表わす
骨部画像信号Ｓ１が求められる。

また、式 ％式％ ただしＣ′はバイアス成分を表わす に従って重み付は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を求めることかできるが、本実
施例ではこの演算は不必要である。

さらに、式 ％式％（３） に従って互いに対応する各画素毎に加算処理７２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４
２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。

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 第３図は、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。

図に示すグラフ９１が骨部画像４３のスペクトルを表わ
しており、ノイズ成分９３が含まれている。

ここで、先ず、骨部画像信号Ｓ１に平滑化処理７３（第
２図参照）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ツジ保存フィル
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ツジがぼけるという
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、さらに上記エツジ保存フィ
ルタを用いるとハニカム状のアーチファクトが発生する
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。そこで本実施例では、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ツジ（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。

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。

第４Ａ図、第４Ｂ図は、上記のようにして求めた、ある
画素（画像信号Ｓ、′）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、 第５図は、画像信号Ｓ１と中央の画素の画像信号Ｓｌ’
　との差を変数とした関数の一例を表わした図である。

第４Ａ図、第４Ｂ図に示すようなヒストグラムを表わす
関数を一般にｈ（Ｓｌ）で表わし、絶対値ｌ５Ｉ−Ｓｌ
’　　Ｉが増加するに従って単調減少する、例えば第５
図に示すような関数をｆ（Ｓｌ−８ｌ’）とする。この
とき、式 ％式％） に従って処理後の頻度を表わす関数ｇ（Ｓｌ）を求める
。この関数ｇ（Ｓｌ）は、関数ｈ（Ｓｌ）が第４Ａ図に
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Ｓｌ’が属する山のみを抽出する作用を有する。

上記（４）式に従って関数ｇ（Ｓｌ）を求めた後、該関
数ｇ（Ｓｌ）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（Ｓｌ
）の−次モーメントが次式に従って求められる。

Ｓｌ　−ｆｇ　（Ｓｌ）　ｘｓ１ｄｓ１／ＪＳ１ｄＳ１
・・・・・・（５） 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Ｓｌ（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は第
３図のグラフ９２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、エツジ近傍の画素については第４Ａ図に示すように
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ツジはぼけ
ることなく保存されている。

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ＳＯ（上記（３）式参照）から平滑化画像信号
Ｓ１を重みづけ引き算（サブトラクション７１）、即ち ・・・・・・（６） 但し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路間−の情報を担持するとともに
上記（２）式で表わされ菰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（第２図参照）が求めら
れる。上記（６）式に従って求められた画像信号Ｓ２’
　について第１図に示すボケマスク処理８０（後述する
）が施される。

尚上記実施例は骨部画像信号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、骨部画像を得る場合は、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。

次に上記サブトラクション処理（第２図参照）と実質同
一の処理である他のサブトラクション処理について説明
する。

第６図は、この実質同一のサブトラクション処理を説明
するために、画像処理表示装置内の内部メモリに記憶さ
れた第一および第二のＸ線画像を表わす２つの画像信号
ＳＯ、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他の例を示した図である。第２図と
同一の要素には第２図に付した番号、記号を付し、第２
図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。

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Ｓｌ）と軟部
画像４７（軟部画像信号Ｓ２）が求められる。

次に前述したサブトラクション処理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ＳＮ）が求められる。

５Ｎ−３ｌ−８ｌ　　　　　　　　・・・・・・（７）
このノイズ信号ＳＮは第４図のグラフ９３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は骨部画像のエツ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ツジの情
報はきれいにキャンセルされ、したがってエツジの情報
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ＳＮ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。

次にこのようにして求められたノイズ信号ＳＮと軟部画
像４７（第６図参照）を表わす軟部画像信号Ｓ２とが各
画素毎に重み付は足し算され、これにより画像情報とて
は上記軟部画像４７と路間−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。ここではこの重み付は足し算
は、式に従って行なわれ、これによりノイズ成分の一層
の低減が図られる。

ここで第２図を参照して説明したサブトラクション処理
と第６図を参照して説明したサブトラクジョン処理とは
実質同一であることを説明する。

上記（８）式に上記（２）式で示される軟部画像信号Ｓ
２および上記（７）式で示されるノイズ信号ＳＮを代入
する。尚、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デイスプ
レィ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。

（８）式に（２）式、（６）式を代入すると、この（９
）式にさらに上記（１）式で表わされる骨部画像信号Ｓ
１を代入すると（バイアス分Ｃは無視する）、 この（１０）式を変形して整理すると、Ｓ２’　−（Ｓ
Ｏ＋５０２）／２ ■ ・・・（１１） となり、さらに上記（３）式を代入すると、Ｓ２’−８
Ｏ 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。即ち、第２図を参照して説明した
サブトラクション処理と第６図を参照して説明したサブ
トラクション処理とでは実質的に全く同一の処理を行な
っていることになる。

第７図は、他の方法によるサブトラクション処理の流れ
を表わした図、 第８図は、第７図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。

第７図において、第２図もしくは第６図と対応する要素
にはこれら第２図、第６図と同一の番号。

記号を付し重複説明は省略する。

第８図（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４１
゜４２上の所定の一方向（Ｘ方向）に沿った画像信号ｓ
ｏ、ｓｏ２の値をプロットしたものであり、■ これらの画像信号ＳＯ、Ｓ０２には互いにその■ 値は異なるものの−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。

２つのＸ線画像（原画像）４１．４２を表わすこれら２
つの画像信号ｓｏ、ｓｏ。に基づき上記（３）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ＳＯ０゜Ｓ０２に基づき上記（
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ＳＯが求められる。

第８図（Ｃ）は重ね合わせ画像信号ＳＯを模式的に表わ
した図であり、第８図（ａ）　、　（ｂ）と同様に、軟
部を表わす−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
ズ成分は第８図（ａ）、（ｂ）に示す２つのＸ線画像４
１．４２と比べ低減化されている。

また第８図（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。−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　（第８図（
ａ）、（ｂ）　）のいずれよりも増加している。

また本実施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（第８図（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４１．４
２　（第８図（ａ）、（ｂ）　）のいずれよりも増加し
ている。

ここで軟部画像４７（軟部画像信号Ｓ２．第８図（ｄ）
）に平滑化処理５１（第７図参照）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１丁（第８図（
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／ＩＩＩＩＩ１以上の高
空間周波数成分がカットされる。

次に重ね合わせ画像信号ＳＯから平滑化軟部画像信号Ｓ
２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Ｓｌ’が求められる。

この骨部画像信号Ｓ、′は第８図（ｇ）に示されるよう
に、骨部画像信号Ｓｌ（第８図（ｅ〉）と比ペランダム
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。

次に上記のようにして求められた骨部画像信号Ｓｌ’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／ｌ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Ｓｌ’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ｐ。に対し
て０．５サイクル／ｌ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Ｓ、′のうち、 所定の画素ｐ　に対応する信号Ｓ１ｏ′の値士所定値 内にある信号Ｓｌ’　の平均値を求めて該平均値を所定
の画素ｐ　の新たな信号Ｓ１ｏ′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Ｓｌ’が求められる。この平滑化骨部
画像信号Ｓ、′は、第８図（１）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。

次に重ね合わせ画像信号ＳＯから平滑化骨部画像信号Ｓ
、′が重みづけ引き算され、軟部画像６４を表わす軟部
画像信号Ｓ２’が求められる。この軟部画像６４は第８
図（ｈ）に示すように、軟部画像４７（第８図（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Ｓ、′　（第８図（１））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。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、シたがって
この段階で一連の処理を停止し、軟部画像信号Ｓ２’に
ついてボケマスク処理８０（後述する）を行なってもよ
い。

ただしここでは、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。

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８２′　
（第８図（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／ｌ以上の空間周波数成
分をカットする処理が施される。

この平滑化軟部画像信号■′は重ね合わせ画像信号ＳＯ
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Ｓ、″が求められる。この骨部画像６６は、第
８図（ｋ）に示すように、骨部画像６２（第８図（ｇ）
）と比ペ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Ｓ、″に基づくボケマスク信
号を得るようにしてもよい。

ここでは、上記のようにして求められた骨部画像信号Ｓ
ｌ’にさらに平滑化処理５４が施され平滑化骨部画像６
７を表わす平滑化骨部画像信号Ｓ、″（第８図（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。

次に重ね合わせ画像信号ＳＯからこの平滑化骨部画像信
号Ｓｌ’が重みづけ引き算され、軟部画像信号８２″が
求められる。この軟部画像信号８２′は第８図（＋）に
示すように、前回求めた軟部画像信号８２′（第８図（
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
。

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。

第９図は、第７図を参照して説明したサブトラクション
処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図である。

第７図等と同一の要素には該第７図等と同一の番号、記
号を付し説明は省略する。

第９図に示す処理は、第７図に示す骨部画像６２を求め
るまでの処理（第２図を参照して説明した処理（但し第
２図とは骨部画像と軟部画像が入れ替っている））を、
第３図を参照して説明した処理（但し第３図とは骨部画
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。

尚、第９図に示した処理では最初の段階のみ、第３図を
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る。

以上のようにしてサブトラクション処理７０（第１図参
照）の行なわれた処理済軟部画像４６（第２図に示すサ
ブトラクション処理で求められた処理済軟部画像４６で
代表させる。尚以下この処理済軟部画像を単に軟部画像
と称する。）を表わす処理済軟部画像信号８２′　（以
下単に軟部画像信号Ｓ２’　と称する。）にボケマスク
処理８０が施される。尚本実施例では、軟部画像４６．
軟部画像信号Ｓ２’が、本発明にいうそれぞれ抽出画像
、抽出画像信号の一例と観念される。

第１Ｏ図は、軟部画像４６を構成する多数の画素を模式
的に示した図である。・印の各点が各画素を表わし、該
各画素に軟部画像信号Ｓ２’の６値が対応している。

ここで所定の画素をｐ。とじたとき、該所定の画素ｐ。

を取り巻く所定領域り内の多数の画素のそれぞれに対応
する軟部画像信号Ｓ２’の平均値を求め、この平均値を
所定の画素ｐ。に対応するボケマスク信号Ｓｕｓとする
。この所定の画素ｐ。

を一つずつ移動させなから軟部画像４６の全面について
ボケマスク信号Ｓｕｓを得ることにより、軟部ボケ画像
Ｓ、が生成される。

第１１図は、軟部画像４６および軟部画像信号Ｓ２’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
た図である。

軟部画像４６は、第１１図のグラフ９４に示すような空
間周波数スペクトルを有しており、軟部ボケ画像は、グ
ラフ９５に示すような空間周波数スペクトルを有してい
る。ここに示すように軟部ボケ画像８Ｉは、軟部画像４
６の高周波数成分が低減された（相対的に低周波数成分
が強調された）画像である。

次に軟部画像４６（軟部画像信号８２′）から軟部ボケ
画像Ｓ、　（ボケマスク信号Ｓ　ｕｓ）が引き算され、
これにより第１１図のグラフ９６に示すように、軟部画
像４６の高空間周波数成分が強調された軟部強調画像８
２（軟部強調画像信号Ｓ３）が生成され、さらにこれが
８倍されて原画像４１（原画像信号５Ｏ０）と足し算さ
れ、これにより処理済画像８３（処理済画像信号Ｓ’）
が生成される。この処理清面像信号Ｓ′は第１３図に示
すＣＲＴデイスプレィ３２に送られ、素の表示画面上に
処理済画像信号Ｓ′に基づく可視画像が再生表示される
。この再生表示された可視画像は、軟部の陰影について
周波数強調処理が施され、骨部の陰影については周波数
強調処理の施されていない画像であるため、骨部の陰影
が目立ち過ぎることなく画質の良好な軟部の陰影を観察
することができることとなる。

上記実施例では、軟部画像を求めるためのサブトラクシ
ョン処理のいくつかの例を示したが、これらは例示にす
ぎず、他のサブトラクション処理を採用してもよいこと
はもちろんであるが、周波数強調処理により軟部画像に
含まれるノイズ成分が強調されすぎてかえって観察適性
の劣った画像とならぬよう、十分にノイズ成分を取り除
く処理を施すことのできるサブトラクション処理方法を
採用することが望ましい。

また上記実施例では、第１図に示すように、２つの原画
像４１．４２のうちの原画像４１　（原画像データ５ｏ
１）を軟部強調画像８２との足し算に用いたが、原画像
４１に代えて原画像４２を用いてもよく、また、これら
２つの原画像を重ね合わせた画像４４（第２図参照）を
用いてもよい。また本発明は実質的に等価な種々に変形
された演算方法を含むものであることは当然であり、例
えば概念的には原画像−軟部画像十骨部画像 であることから、原画像に代えて骨部画像を軟部強調画
像との足し算に用いても実質的に同一の処理を行なうこ
とができ、このような実質的に等価な種々に変形された
演算方法も本発明に含まれるものである。

さらに上記実施例はいずれも人体の胸部のＸ線画像に基
づいて軟部画像に周波数強調処理を施した例であるが、
本発明は、骨部画像を観察対象とする場合に軟部画像に
代えて骨部画像を求め、この骨部画像に周波数処理を施
すようにしてもよく、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に周波数処理を施すも
のであってもよく、一般に複数の組織からなる被写体の
放射線画像について、該複数の組織の陰影のうちの一方
のみを主たる観察対象とする場合に広く適用することが
できるものである。

さらに、上記実施例は、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線フィルム（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。

（発明の効果） 以上詳細に説明したように、本発明の放射線画像処理方
法および装置は、被写体中の所定の組織が抽出された抽
出画像を表わす抽出画像信号を得、該抽出画像信号に周
波数処理を施して原画像信号と足し合わせるようにした
ため、互いの空間周波数領域が重なっていた場合であっ
ても所望とする陰影のみに周波数処理が施された、観察
適性に優れた放射線画像が生成される。

【図面の簡単な説明】

第１図は、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、 第２図は、サブトラクション処理の流れの一例を示した
図、 第３図は、骨部画像および骨部画像信号を処理して求め
た画像の、空間周波数スペクトルを表わした図、 第４Ａ図、第４Ｂ図は、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、 第５図は、画像信号Ｓ１と所定領域の中心の画素の画像
信号Ｓｌ’　との差を変数とした関数の一例を表わした
図、 第６図は、画像処理表示装置内で行なわれる、第２図に
示した処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図、 第７図は、本発明の他の実施例の処理の流れを表わした
図、 ｊｆＩ８図は、第７図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わした図、第９図は、
第７図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、 第１０図は、軟部画像４６を構成する多数の画素を模式
的に示した図、 第１１図は、軟部画像４６および軟部画像信号Ｓ２’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 第１２図は、Ｘ線撮影装置の概略図、 第１３図は、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した画像処理表示
装置の斜視図である。 １・・・Ｘ線撮影装置　　　　２・・・Ｘ線管３１３ａ
、　ａｂ、　３ｃ・Ｘ線　　４・・・被写体５・・・第
一の蓄積性蛍光体シート ６・・・フィルタ ７・・・第二の蓄積性蛍光体シート ８・・・マーク ■６・・・レーザ光源　　　　　１α・・・回転多面鏡
２２・・・輝尽発光光　　　　　２３・・・光ガイド２
４・・・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４Ｂ、　４７．
６４・・・軟部画像　　４８・・・ノイズ画像Ｓ、、８
５・・・平滑化軟部画像 ５１、５２．５３．５４・・・平滑化処理７０・・・サ
ブトラクション処理 ８０・・・ボケマスク処理　　　８３・・・処理済み画
像第３図 第１０図 一―−・　　・　　・　−−・　　Ｏ・　　■忰・−・
　・　―−−第１１図 ’３ｃ 第１３図 Ｍ’１

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）互いにエネルギーの異なる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
   被写体の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線
   により形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数
   の原画像信号に基づいて、前記被写体中の所定の組織が
   抽出された抽出画像を表わす抽出画像信号を得、 前記抽出画像上の所定の画素を取り巻く所定領域内の多
   数の画素のそれぞれに対応する多数の前記抽出画像信号
   を平均化することにより得られたボケマスク信号をＳｕ
   ｓ、該所定の画素に対応する前記原画像信号をＳｏｒｇ
   、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をＳ、該所
   定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をＳ′
   としたとき、式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β・（Ｓ−Ｓｕｓ） 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
   により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
   求めることを特徴とする放射線画像処理方法。
2. （２）互いにエネルギーの異なる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
   被写体の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線
   により形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数
   の原画像信号が入力され、該原画像信号に基づいて、前
   記被写体中の所定の組織が抽出された抽出画像を表わす
   抽出画像信号を求めるサブトラクション処理手段と、 前記抽出画像上の所定の画素を取り巻く所定領域内の多
   数の画素のそれぞれに対応する多数の前記抽出画像信号
   を平均化することにより得られたボケマスク信号をＳｕ
   ｓ、該所定の画素に対応する前記原画像信号をＳｏｒｇ
   、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をＳ、該所
   定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をＳ′
   としたとき、式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β・（Ｓ−Ｓｕｓ） 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
   により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
   求める周波数処理手段とを備えたことを特徴とする放射
   線画像処理装置。