JPH01145781A - 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】 本発明は、医療用診断に用いる放射線画像情報記録再生
システムにおける画像処理方法および装置に関し、さら
に詳しくは中間媒体として蓄積性螢光体材料（以下単に
「螢光体」という）を用いて、これに放射線画像を記録
し、この放射線画像を読み出して再生し、これをＣＲＴ
等に可視像として再生する放射線画像情報記録再生シス
テムにおける画像処理方法およびその方法を実施するた
めの装置に関するものである。

このような放射線画像情報記録再生システムとしては、
本出願人が先に特公昭８１−２９４９０号に提案したよ
うな、被写体を透過した放射線を螢光体に吸収せしめ、
しかる後この螢光体をある種のエネルギーで励起してこ
の螢光体が蓄積している放射線エネルギーを螢光として
放射せしめ、この螢光を検出して画像化する方法がある
。

この螢光体を用いる放射線画像情報記録再生システムは
、従来の銀塩写真による放射線写真システムと比較して
、広い放射線露光域にわたって画像を記録することがで
きるという点で非常に利用価値の高いものであり、特に
人体を対象とするＸ線写真システムとしての利用価値が
高い。

Ｘ線は被曝線量が多くなると人体に有害であるので、−
回のＸ線撮影でできるだけ多くの情報が得られることが
望ましい。しかし現在のＸ線写真フィルムは、撮影適性
と観察読影適性の両方を兼ね備えることを要求された結
果、それらをある程度ずつ満足するような形のものにな
っている。このため撮影適性についてはＸ線露光域が充
分広いとは言えないという問題があり（これに対する解
決策の一つが前述の螢光体を用いるＸ線画像記録方法で
ある。）、また現在のＸ線写真フィルムの観察読影適性
については、その画質が必ずしも診断に充分なものとは
言えないという問題がある。

本発明は上記事情に鑑み、螢光体を用いるＸ線画像記録
方法において、螢光体に記録されているＸ線画像情報を
読み出して可視像として再生するに当り、非鮮鋭マスク
処理を施してＸ線画像の診断性能を向上させるＸ線画像
処理方法を提供することを第一の目的とするものである
。

Ｘ線写真フィルム上の画像に対する画像処理方法として
は、特開昭４８−２５５２３号公報に、比較的低いコン
トラスト勾配部分と、比較的高いコントラスト勾配部分
とを有する２段勾配コントラスト特性の写真フィルムを
用い、高空間周波数（以後本発明の説明においては「空
間周波数」を単に「周波数」という）領域の周波数強調
を行なう非鮮鋭マスク処理（ｕｎｓｈａｒｐ　ｍａｓｋ
ｉｎｇ）を施して記録する技術が開示されている。この
技術は大サイズのＸ線写真フィルムを小サイズの写真フ
ィルムにコピーして保管の便宜を図るために用いる画像
処理であり、Ｘ線画像をサイズ的に圧縮し、オリジナル
写真と同じ診断性能を保った縮小像を得るものである。

しかしながら、上述の方法はシステムの応答の劣化を防
止してコピーする目的で行なわれており、したがって強
調する周波数が高く、雑音が増大されやすいため、これ
から得られるコピー写真は診断性能の向上したものは望
めない。

本発明者等は、強調すべき周波数と、得られた再生画像
の診断性能について研究を行なった結果、診断に重要な
周波数は人体の各部位によって多少の差はあるが従来の
感覚から言って、非常に低い周波数（以下「超低周波数
」という）領域にあることを見出した。また、高周波数
成分を強調して鮮鋭度を改良するという従来のやり方は
、Ｘ線画像の処理の場合にはノイズ成分を強調するだけ
で、診断性能をむしろ低下させる方向であることも見出
した。そして、高周波数領域では、ノイズの占める割合
が高くこの高周波数領域のものは強調を低減すれば、雑
音が目立たず、見やすくなることも分った。

本発明は、診断上有効な超低周波数成分を強調し、コン
トラストを強くすることにより、診断性能を向上させる
ことができる放射線画像処理方法およびその方法を実施
するための装置を提供することを目的とするものである
。

また本発明は、超低周波数成分を強調すると同時に、雑
音の占める割合が大きい高周波数成分を相対的に低減し
、視覚的に見やすい画像が得られるようにした放射線画
像処理方法および装置を提供することを目的とするもの
である。

本発明は螢光体を励起光で走査して、これに記録されて
いる放射線画像情報を読み出してこれを電気信号に変換
した後、可視像として再生するに当り、各走査点で超低
周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求め、螢光
体から読み出されたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、強
調係数をβ、再生画像信号をＳ′としたときに Ｓ’−３ｏｒｇ十β（Ｓｏｒｇ　−５ｕｓ）なる演算に
より信号の変換を行なって、上記超低周波数以上の周波
数成分を強調するとともに、前記演算式によって強調さ
れた画像を与える系の変調伝達関数の最大値を、省空間
周波数付近での変調伝達関数の値の１．５〜６倍とした
ことを特徴とする放射線画像処理方法である。ここで超
低空間周波数とは、はぼ０．５サイクル／　ｍｍ以下の
空間周波数を意味するものである。

また、本発明の装置は、蓄積性螢光体を走査してこれに
蓄積記ねされている放射線像を輝尽発光させるための励
起光光源と、この発光を検出して電気信号に変換する光
検出器と、この電気信号を処理する演算装置を備えた放
射線像記録再生システムにおける信号処理装置おいて、
前記演算装置が検出されたオリジナル画像信号をＳｏｒ
ｇｑ各検出点での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マス
ク信号をＳ　ｕｓ、強調係数を一定値β、再生画像信号
をＳ′としたとき、演算式 ％式％） で表わされ、この演算式で強調された画像を与える系の
変調伝達関数の最大値が省空間周波数付近で変調伝達関
数の値の１．５〜６倍となるような演算を行なうもので
あることを特徴とする放射線画像処理装置である。

なお、上記方法および装置における演算は、結果として
この式と同じ結果が得られるものであればいかなる演算
過程を経るものであってもよく、この式の順序に限られ
るものではないことは言うまでもない。

ここで、超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓ
とは、オリジナル画像を超低周波数成分より低い周波数
成分しか含まないようにぼかした非鮮鋭画像（以下これ
を「非鮮鋭マスク」と呼ぶ）の各走査点の濃度に対応す
る信号を指す。この非鮮鋭マスクとして変調伝達関数が
０．０１サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０，５以
上で、かつ０．５サイクル／　ｍ＋＊の空間周波数のと
きに０．５以下であるようなものが用いられる。

前記演算式によって強調された信号に基づいて作成され
た可視像を与える系の変調伝達関数の最大値は、強調係
数βを一定としたとき零周波数付近での変調伝達関数の
値の１．５〜６倍になるようにすることが望ましい。こ
の理由は後述する。

また、高周波数領域では雑音が多いため、０．５サイク
ル／　＋ｎ＋ａのとき０．５以上で、かつらサイクル／
　ｍｍのとき０．５以下となるような変調伝達関数の平
滑化処理を前記Ｓ′に対して行なうことが好ましい。こ
の平滑化処理により雑音成分が平均化されるため、見や
すい画像となる。

前記非鮮鋭マスクの作成は次の各種の方法によって行な
うことができる。

第一は各走査点でのオリジナル画像信号を記憶させてお
き、非鮮鋭マスクのサイズに応じて周辺部のデータとと
もに読み出してその平均値（単純平均または種々の荷重
毛均による平均値）であるＳｕｓを求める方法である。

第二は小サイズ径の光ビーム等でオリジナル画像信号を
読み出した後に、まだ蓄積画像が残っている場合に非鮮
鋭マスクのサイズに合わせた大サイズ径の光ビームを用
いて各走査点の信号をその周囲の信号とともに平均化し
て読み出す方法である。

第三は読み出し用の光ビームが螢光体層中での散乱によ
りそのビーム径がだんだん広がることを利用するもので
、光ビームの入射側からの発光信号でオリジナル画像信
号Ｓ　ｏｒｇを作り、光ビームの透過した側での発光で
非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを作るものである。この場合、
非鮮鋭マスクのサイズは螢光体層の光散乱の程度を変え
たり、これを受光するアパーチャの大きさを変えたりす
ることによってコントロールすることができる。

本発明において螢光体とは、最初の高エネルギー放射線
が照射された後に、先約刺激（励起）により、最初のエ
ネルギー放射線の照射量に対応した光を再発光せしめる
、いわゆる輝尽性を示す螢光体をいう。

ここで照射に使用される最初の高エネルギー放射線とは
Ｘ線、ガンマ線、ベータ線、アルファ線、中性子線等を
含む。励起は６００〜７００ｎｍの波長域の光によって
行なうことが望ましく、この波長域の励起光は、この波
長域の光を放出する励起光源を選択することにより、あ
るいは上記波長域にピクを有する励起光源と、６００〜
７００ｎｍの波長域以外の光をカットするフィルターと
を組合せて使用することにより得ることができる。

上記波長域の光を放出することができる励起光源として
はＫｒレーザ、各種の発光ダイオード、Ｈｅ−Ｎｅレー
ザ、ローダミンＢダイレーザ等がある。またタングステ
ンヨーソランブは、波長域が近紫外、可視から赤外まで
及ぶため、６００〜７００ｎｎ＋の波長域の光を透過す
るフィルターと組合せれば使用することができる。

励起エネルギーと発光エネルギーの比は１０４：１〜１
０６　　：　１程度であることが普通であるため、光検
出器に励起光が入ると、Ｓ／Ｎ比が極度に低下する。発
光を短波長側にとり、励起光を長波長側にとってできる
だけ両者を離し、光検出器に励起光が入らないようにす
ると、上述のＳ／Ｎ比の低下を防止することができる。

このためには、発光光が３００〜５００ｎｍの波長域に
ある螢光体を使用することが望ましい。

上記３００〜５００ｎｍの波長域の光を発光する螢光体
としては、 Ｌａ　ＯＢｒ　：　Ｃｃ　、Ｔｂ ５ｒＳ　　二　Ｃｅ、Ｓｍ Ｓｒ　Ｓ　：　Ｃｃ、Ｂ１ ＢａＯ・Ｓｉ　０２　　：Ｃｅ Ｂａ　　０　　・　６　Ａ　９Ｊｚ　　ｏ　３　　二　
Ｅｕ（０，９Ｚｎ　、　０．Ｉ　Ｃｄ　）　Ｓ　：　Ａ
ｇＢａ　　ＦＢｒ　　：　　Ｅｕ ＢａＦＣｌ：Ｅｕ 等がある。

以下、本発明のその実施態様であるＸ線写真システムに
基づいて詳細に説明する。

第１図は再生画像の作画過程を示すものである。

Ｘ線を放出して人体に照射すると人体を透過したＸ線は
、螢光体板に入射する。この螢光体板は、螢光体のトラ
ップレベルに、Ｘ線画像のエネルギーを蓄積する。

Ｘ線画像の撮影後、６００〜７００ｎｍの波長の励起光
で螢光体板を走査して、蓄積されたエネルギーをトラッ
プから励起し、３００〜５００ｎｍの波長域の光を発光
させる。この発光光は、この波長域の光だけを受けるよ
うにした光検出器例えば、光電子増倍管、フォトダイオ
ードで測定される。

Ｘ線画像の読取後に、光検出器の出力信号は増幅されて
からＡ／Ｄ変換器でデジタル信号に変換され、磁気テー
プに記憶される。この磁気テープに記憶された各部のデ
ジタル信号は、演算装置例えばミニコンピユータに読み
出され、Ｓｕｓを求めた後、前述した Ｓ’−Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−Ｓｕｓ）の演算が行
なわれる。

前記Ｓｕｓは変調伝達関数が０．０１サイクル／市の空
間周波数のときに０．５以上で、かつ０．５サイクル／
ｍ＋ｓの空間周波数のときに０．５以下であるようなも
のを指定しなければならない。また前記式を演算するに
当っては、強調係数βを指定しなければならない。これ
らの値は、外部から個別に指定するか、あるいは人体の
部分、症例別によって数種類決めておき、これを演算装
置のメモリに入れておく。

前記Ｓ′に対して超低空間周波数以上の周波数成分低減
用の平滑化処理を行なう。この平滑化処理によって診断
に必要な情報をそこなうことなく、雑音を低減すること
ができる。

この非鮮鋭マスクについて、第２図を参照してさらに詳
細に説明する。

第２図（ａ）は、螢光体上の蓄積画像を１０画素／ｍ１
１でサンプリングしたときの周波数応答性を示すもので
ある。この曲線は光検出器のアパーチュアとして、矩形
状アパーチュアを使用した場合には５ｉｎｅ曲線に、ガ
ウス分布状アパーチュアを使用した場合には、ガウス分
布状曲線になることが知られている。

第２図（ｂ）は変調伝達関数が０．０１サイクル／ｍｍ
の空間周波数のときに０．５以上で、かつ０．５サイク
ル／＋＋ｕｓの空間周波数のときに０．５以下であるよ
うな矩形状非鮮鋭マスク（１）と、ガウス分布状非鮮鋭
マスク（ＩＩ）とを示すものである。

この（１）の例では１０画索／報で螢光体上の画像をサ
ンプリングしたとき、約６３画素Ｘ６３画素（これを「
非鮮鋭マスクのサイズＮ　−８３Ｊという）の単純加算
平均をとって非鮮鋭マスクを作成した場合である。これ
は螢光体上の画像を６．３ｍｍＸ６．３關の大サイズ光
ビームで走査したことと同等である。なお、ここでｆｅ
は変調伝達関数が０．５となるときの、０．５〜０．Ｏ
ｌサイクル／　ｍ＋ｓの超低周波数領域に含まれる任意
の周波数の値を示す。

一方（ＩＩ）のガウス状非鮮鋭マスクでは、画素を加算
平均するとき、ガウス分布状の重みをつけること以外基
本的には矩形状非鮮鋭マスク（１）と同じである。非鮮
鋭マスク（Ｉ）、　　（ＩＩ）は主に高周波側の形が異
なるが、この違いによる超低周波処理の効果の差はきわ
めて小さい。

第２図（ｃ）は（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ）の演算後の変調伝
達関数を示すグラフである。

第２図（ｄ）の実線（１）は、演算結果であるＳ′を示
すものである。ここではβを「３」にしている。上記演
算の結果、強調された画像を与える系の変調伝達関数の
最大値（Ｂ）は零周波数付近での変調伝達関数（Ａ）の
値の約４．６倍となっている。

第２図（ｄ）の点線（ｎ）は５画素×５画素での平滑化
処理を第２図（ｄ）のＳ′に施した場合の変調伝達関数
を示すものである。

前述した周波数強調と同時に、階調処理を行なってもよ
い。超低周波数処理は、大きな領域にわたってゆるやか
に濃度が変化する疾患例えば肺ガン、乳ガンに対しては
効果が比較的小さい。これらに対しては、階調処理と組
み合わせてコントラストを強めた方が診断性能が向上す
る。この階調処理は、超低周波数処理の前後のいずれに
おいて行なってもよい。超低周波数処理前では、非線型
アナログ回路で階調処理してからＡ／Ｄ変換を行なう。

Ａ／Ｄ変換後に行なう場合には、ミニコンピユータでデ
ジタル処理を行なうこともできる。

また超低周波数処理後ではデジタル処理を行なうか、Ｄ
／Ａ変換後にアナログ処理する。これらの周波数強調と
必要によって階調処理を行なったデータは、磁気テープ
に記録される。この磁気テープのデータは、順次読み出
され、Ｄ／Ａ変換器でアナログ信号に変換され、アンプ
で増幅された後、ＣＲＴに入力されてＣＲＴ上で可視像
として再生され、ＣＲＴ診断が可能となる。またこのデ
ータは、必要に応じてさらに記録用光源に入力される。

この記録用光源から発生した光は、レンズを通って記録
材料例えば写真フィルムに照射され、この写真フィルム
上に放射線画像が再生される。従ってその場合にはフィ
ルム上の画像を観察して診断を行なうこともできる。な
お、ＣＲＴおよび写真フィルムに画像を再生記録する際
、入力走査時より高いサンプリング周波数で記録すれば
縮小画像が得られる。例えば入力系では１０画像／止、
出力系では２０画素／　ｍｍで走査すれば１／２に縮小
された画像となる。後述するように１７２〜１／３に縮
小した画像はコントラストが視覚的により高くなったよ
うに見えて非常に見易くなる。

本発明は上述の実施態様に限定されることなく、種々の
構成の変更が可能である。

螢光体上の画像の読み出しは、螢光体を回転ドラムにセ
ットする方法、平面的に二次元走査する方法、あるいは
フライングスポットスキャナーのような電子走査による
ことができる。また非鮮鋭マスクの演算はＡ／Ｄ変換前
に主走査方向のみローパス・フィルターでアナログ信号
を非鮮鋭化して、副走査方向だけをデジタル処理により
行なうことができる。更に上記演算は前述の磁気テープ
にデータを全部記憶させてから、オフラインで処理して
も良いし、データをコアメモリーに一部記憶して順次オ
ンラインで処理してもよい。

前記実施態様ではＣＲＴ上に再生した画像を必要に応じ
て写真フィルムに記録しているが記録材料としてはジア
ゾフィルム、電子写真材料等も利用できる。

百例以上の症例について、従来のＸ線写真フィルムに直
接記録したものと、本発明の方法で螢光体から読み出し
周波数処理を施して作成した画像とを比較し、人体の種
々の部位の診断性能の向上を調べた。このとき、強調す
べき周波数および強調係数βをいろいろ変えた画像を作
り、周波数と診断性能の関係について調査した。

この診断性能の向上については、通常の写真系の物理的
評価値（例えば鮮鋭度、コントラスト、粒状性等）で裏
付けることが困難である。そこで４人の放射線読影の専
門家（放射線区）に観察を依頼し、その主観的評価を統
計的に処理して診断性能を評価した。評価の基準は次の
通りである。

＋２：従来のＸ線写真フィルム方式ではみえなかった病
変部が見えるようになったり、非常に診断がしにくい病
変部が見易くなり、診断性能が明らかに向上した。

＋１：従来のＸ線写真フィルム方式では診断しにくい病
変部が見易くなり、診断性能が向上した。

０：従来のＸ線写真フィルム方式に比べて、見易くはな
っているが、特に診断性能の向上は見られない。

−１：診断性能が向上した領域もあるが、診断しにくい
領域も発生した。

−２：診断性能が向上した領域がなく、診断しにくい領
域が発生した。

第３図（ａ）　、　（ｂ）に強調周波数（第２図（ｂ）
のｆｃ）と評価の関係の結果を示す。（ａ）　、　（ｂ
）はそれぞれ代表的な正面胸部撮影、骨撮影の例である
。

細い実線（Ｉ）が強１凋係数βをβ−３に固定して前述
の超低周波数処理を実施した結果である。

（ａ）　、　（ｂ）を比較すれば明らかなように評価値
の高い領域（診断性能が向上した領域）は、正面胸部撮
影の方が骨より低周波側によっている。これからも分る
ように強調すべき周波数は症例、部位によって異なって
いる。

一点鎖線（ｎ）は、上記の処理に加えて、階調処理を施
したもので胸部Ｘ線画像（ａ）には心臓部のコントラス
トを下げるとともに肺野部のコントラストを上げるよう
な処理を骨のＸ線画像（ｂ）にはコントラストを全体的
に１．５倍にするような処理を行なったものである。

太い実線（ＩＩＩ）は、更に１７２〜１７３に画像を縮
小して提示したものの評価結果である。階調処理の場合
には前述したように、肺ガン、きん肉腫などの大きな領
域にわたってゆるやかに変化する疾患に対して、コント
ラストが上昇し診断性能が向上した。また縮小処理によ
って診断に重要な超低周波数が、人間の視覚に対する変
調伝達関数の最適周波数（１〜２サイクル／順）に近づ
（ため、コントラストが高くなったように見え、診断性
能がより向上した。超低周波成分の強調と同時に、０．
５〜５サイクル／ｍｍの周波数領域での変調伝達関数を
０，５以下にする平滑化処理を施すと、画像上の雑音（
粒状）が除去され、診断性能が向上した。

第４図は胸部画像についての強調の程度の有効範囲を示
す図である。この場合には強調される周波数領域を固定
、すなわちｆｃをｆｃ−０，１に固定し、Ｂ／Ａを種々
かえて画像を作成してこれを評価した結果である。

第４図の曲線はオリジナル画像の信号によらずβを一定
にした場合のＢ／Ａの値を変化させたときの評価の結果
である。第４図の曲線から明らかなように、β一定の場
合は１．５≦Ｂ／Ａ≦６の範囲で評価が０以上となり、
Ｂ／Ａが６〜７以上になると（為画像が目立って評価が
０以下になる。他の種々の症例についてもほぼ同様の結
果が得られた。表１に他の部位、症例について同様の超
低周波数処理を施して評価が０以上すなわち診断性能が
向上したｆｃの範囲を示す。（この周波数はあくまでも
、オリジナル写真上でのものである。）表　　　１ 部位、症例　　　周波数領域（ｆｃ、サイクル／ｍ１）
胸部正面　　　　　　０．旧〜０．２ 胸部側面　　　　　　０．Ｏ１〜０．０５骨（さん肉も
含む’）　　０．０５〜０．５マン七石灰化　　　　０
．１〜０．５ マンモガン　　　　　０．０１〜０．１血管造影　　　
　　　０．１〜０．５ マーゲン　　　　　　０．１〜０．５ この表から分るように診断に重要な周波数は非常に低い
周波数領域に分布しており、はぼ０．０１≦ｆｃ≦０．
５サイクル／關の領域にある。

なお、超低周波数の強調と他の処理（階調処理、縮小、
平滑化処理）との組み合わせによる診断性能の向上は、
上述の種々の症例について実施し、いずれも診断性能が
更に向上するという結果を得ている。

上記した構成を有する本発明は、超低周波数領域からの
周波数応答を強調するものであるから、診断に重要な周
波数領域が大幅に強調される。したがってコントラスト
が向上して診断性能が向上する。また強調の程度を輝度
、形状等に応じて変えれば、偽画像の発生を防止し、か
つ診断に重要な疾患が見ずらくなるのを防止することが
できる。

さらに、高周波成分を強調しないようにしたから雑音成
分が少なくなり、画像がなめらかになる。

この結果、見やすい画像を得ることができる。

これらのすべての画像処理は、最終的には人間の視覚に
対する変調伝達関数の最適周波数に近づけるように配慮
されることにより、−層その結果を発揮するものであり
、このためには適度の画像縮小が特に効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の方法を示すフローチャート、第２図は
周波数強調のステップを示すグラフ、第３図は強調すべ
き周波数とその診断性能の評価を示すグラフ、 第４図は強調係数と診断性能の評価を示すグラフである
。 第３図 ｆｃ　（サイフル／ｍｍ） （ｂ） ｆｃ［ブイク”１ｍｍ） 第４図 覧 同時に出願審査請求書あり

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）蓄積性螢光体材料を走査して、これに記録されて
   いる放射線画像情報を読み出して電気信号に変換した後
   、可視像として再生するに当り、各走査点での超低空間
   周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求め、螢光
   体から読み出されたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、強
   調係数をβ、再生画像信号をＳ′としたときに、 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） なる演算を行なって、上記超低空間周波数以上の周波数
   成分を強調する放射線画像処理方法において、前記強調
   係数βを一定とし前記演算式によって強調された画像を
   与える系の変調伝達関数の最大値を、零空間周波数付近
   での変調伝達関数の値の１．５〜６倍としたことを特徴
   とする放射線画像処理方法。
2. （２）前記可視像がＣＲＴ上に再生されることを特徴と
   する特許請求の範囲第１項記載の放射線画像処理方法。
3. （３）非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０１サ
   イクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、かつ
   ０．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以下
   である非鮮鋭マスクを用いることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項又は第２項記載の放射線画像処理方法。
4. （４）超低空間周波数成分の強調と併わせて、０．５サ
   イクル／ｍｍの空間周波数のとき０．５以上であり、か
   つ５サイクル／ｍｍの空間周波数のとき０．５以下であ
   るような変調伝達関数の平滑化処理を施すことを特徴と
   する特許請求の範囲第１項ないし第３項のいずれか１項
   記載の放射線画像処理方法。
5. （５）前記可視像が螢光体上の蓄積画像より縮小されて
   いることを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４
   項のいずれか１項記載の放射線画像処理方法。
6. （６）蓄積性螢光体を走査してこれを蓄積記録されてい
   る放射線像を輝尽発光させるための励起光源と、この発
   光を検出して電気信号に、変換する光検出器と、この電
   気信号を処理する演算装置を備えた、放射線像記録再生
   システムにおける信号処理装置において、前記演算装置
   が検出されたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、各検出点
   での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号をＳｕ
   ｓ、強調係数を一定値β、再生画像信号をＳ′としたと
   き、演算式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） で表わされ、この演算式で強調された画像を与える系の
   変調伝達関数の最大値が零空間周波数付近で変調伝達関
   数の値の１．５〜６倍となるような演算を行なうもので
   あることを特徴とする放射線画像処理装置。