(57)【要約】      （修正有）【課題】コンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）や平面Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ）等のデジタルＸ線画像検出器を用いて、位相コントラストＸ線デジタル画像を得る。【解決手段】デジタルＸ線画像検出器２の画素サイズが、下記シミュレイション式（１）で表されるＥＢあるいは下記シミュレイション式（２）で表されるＥＰの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とする。ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）１／３｛Ｒ２δ（２ｒ）１／２｝２／３＋Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）（１）ＥＰ＝２．３｛Ｒ２δ（２ｒ）１／２｝２／３（２）なお上記式（１）及び式（２）において、Ｒ１はＸ線源５と被写体１を円柱と仮定したときの該円柱の中心までの距離を表し、Ｒ２は被写体を円柱と仮定したときの該円柱の中心からデジタルＸ線画像検出器までの距離を表し、ｒは被写体を円柱と仮定した時の該円柱の半径を表し、δは被写体毎に定まる係数を表し、ＤはＸ線源の焦点サイズを表す。【選択図】図３
2006026425.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源から照射され、被写体を透過した位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得るデジタルＸ線画像検出器を備え、
前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、下記シミュレイション式（１）で表されるＥＢあるいは下記シミュレイション式（２）で表されるＥＰの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3＋Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）  （１）
ＥＰ＝２．３｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3                                          （２）
なお上記式（１）及び式（２）において、Ｒ１はＸ線源と被写体を円柱と仮定したときの該円柱の中心までの距離を表し、Ｒ２は被写体を円柱と仮定したときの該円柱の中心からデジタルＸ線画像検出器までの距離を表し、ｒは被写体を円柱と仮定した時の該円柱の半径を表し、δは被写体毎に定まる係数を表し、ＤはＸ線源の焦点サイズを表す。
【請求項２】
前記Ｘ線源はクーリッジＸ線管であることを特徴とする請求項１に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【請求項３】
前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、前記ＥＢの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【請求項４】
下記シミュレイション式（３）で得られるＥが１２μｍ以上３００μｍ以下であることを特徴とする請求項３に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3      （３）
【請求項５】
前記Ｘ線源は放射光Ｘ線を照射することを特徴とする請求項１に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【請求項６】
前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、前記ＥＰの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とする請求項５に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【請求項７】
前記画素サイズが２０μｍ以上３００μｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【請求項８】
前記デジタルＸ線画像検出器の検出面の大きさが、１５ｃｍ×１５ｃｍ以上９０ｃｍ×９０ｃｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれか１項に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、非破壊検査や医用画像診断に用いるＸ線画像撮影システムであって、鮮鋭性のよい高画質のＸ線画像が得られるデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線は物質を透過し、そして物質を透過するとき、その物質を構成する原子による光電効果やコンプトン散乱によりＸ線が吸収される。Ｘ線の吸収量は原子量に依存する。従って、Ｘ線が物体を透過した後に、原子の分布に従い２次元的にＸ線強度分布を得ることでＸ線画像が得られる。ここで得られる画像濃度として生ずるＸ線強度差を一般に濃度コントラストといわれる。１８９５年のレントゲン博士のＸ線発見以来、Ｘ線画像として利用されてきた原理である。
【０００３】
一方１９９０年代に入り、位相コントラストＸ線画像の研究が広く行なわれ始めた。Ｘ線は電磁波であるために、光同様の性質を有する。即ち、屈折や干渉が生ずる。この性質によって得られるＸ線強度差を位相コントラストと呼ばれる。位相コントラストによって、従来の吸収コントラスト画像の辺縁がシャープに描写されることが見出された。しかし、可視光線と比較して、Ｘ線の屈折率は極めて小さいため、従来のＸ線画像撮影方法では位相コントラスト画像は観測されなかった。そしてＸ線の波長は可視光線の３桁ほど小さいために、その干渉をコントロールして位相コントラスト画像を得ることは非常に難しく、現在研究段階であり、広く病院などで使用され得る段階ではない。
【０００４】
Ｘ線の屈折の性質を利用して、画像の辺縁を強調するいわゆるエッジ強調画像を得て、鮮明なＸ線画像を得る方法が報告されている。すなわち、シンクロトロンからの放射光Ｘ線を用いたものは、例えばＮ．Ｙａｇｉ等による雑誌Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ第２６巻１０号２１９０頁（１９９９年）、そしてクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管）を用いるものはＡ．Ｉｓｈｉｓａｋａ等による雑誌Ｏｐｔｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗ第７巻６号５６６頁（２０００年）などである。Ｘ線の干渉を利用してエッジ強調された位相コントラストＸ線画像を得る方法については、微小焦点サイズの特殊なクーリッジＸ線管を用いた方法として、Ｓ．Ｗ．Ｗｉｌｋｉｎｓ等によって雑誌Ｎａｔｕｒｅ第３８４巻３３５頁（１９９６年）やＷＯ９６／３１０９８特許公報や、上記放射光Ｘ線を用いて干渉計の原理を応用したものは、特開平９−１８７４５５号公報に開示されている。
【０００５】
この発明においては、Ｘ線の屈折を利用して、鮮鋭性の優れるＸ線画像を得るＸ線画像撮影システムに関するものである。その屈折による鮮明なＸ線画像を撮影するには、ノンスクリーンＸ線フィルムやＸ線増感紙とＸ線フィルムを用いたもの、あるいは画素サイズが１０μｍ程度の非常に小さいＣＣＤカメラが用いられてきた。それはＸ線の屈折によるエッジ強調を撮影するには非常に高い分解能を必要とすると考えられてきたからである。
【０００６】
ここで、ノンスクリーンＸ線フィルムやＸ線増感紙とＸ線フィルムを用いる場合は、その分解能が非常に高い一方、これらはいわゆるアナログＸ線画像検出器であって、その画像処理や出力画像の拡大・縮小を自由に行えない。
【０００７】
そして、デジタルＸ線画像を得るには高分解能のＣＣＤを用いてＸ線検出器を用いることができるが、十分な感度を維持するためにＣＣＤ部分の冷却や装置が非常に高価となり、一部の特殊な研究にのみに使用されるにすぎない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
この発明は、簡便に位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得ることができるデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムを提供するものである。即ち、医療現場や非破壊検査等で広く使用されているコンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）や平面Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ）等のデジタルＸ線画像検出器を用いて、容易に鮮鋭性の優れるデジタルＸ線位相コントラスト画像を得るデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
前記課題を解決し、かつ目的を達成するために、この発明は、以下のように構成した。
【００１０】
請求項１に記載の発明は、『Ｘ線源から照射され、被写体を透過した位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得るデジタルＸ線画像検出器を備え、
前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、下記シミュレイション式（１）で表されるＥＢあるいは下記シミュレイション式（２）で表されるＥＰの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3＋Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）  
（１）
ＥＰ＝２．３｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3                                       （２）
なお上記式（１）及び式（２）において、Ｒ１はＸ線源と被写体を円柱と仮定したときの該円柱の中心までの距離を表し、Ｒ２は被写体を円柱と仮定したときの該円柱の中心からデジタルＸ線画像検出器までの距離を表し、ｒは被写体を円柱と仮定した時の該円柱の半径を表し、δは被写体毎に定まる係数を表し、ＤはＸ線源の焦点サイズを表す。』である。
【００１１】
請求項２に記載の発明は、『前記Ｘ線源はクーリッジＸ線管であることを特徴とする請求項１に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【００１２】
請求項３に記載の発明は、『前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、前記ＥＢの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【００１３】
請求項４に記載の発明は、『下記シミュレイション式（３）で得られるＥが１２μｍ以上３００μｍ以下であることを特徴とする請求項３に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。
【００１４】
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3      （３）』である。
【００１５】
請求項5に記載の発明は、『前記Ｘ線源は放射光Ｘ線を照射することを特徴とする請求項１に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【００１６】
請求項6に記載の発明は、『前記デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、前記ＥＰの０．５倍以上３倍以下であることを特徴とする請求項５に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【００１７】
請求項7に記載の発明は、『前記画素サイズが２０μｍ以上３００μｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【００１８】
請求項8に記載の発明は、『前記デジタルＸ線画像検出器の検出面の大きさが、１５ｃｍ×１５ｃｍ以上９０ｃｍ×９０ｃｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれか１項に記載のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム。』である。
【発明の効果】
【００１９】
この請求項１乃至請求項８に記載の発明は、簡便に位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得ることができ、即ち、医療現場や非破壊検査等で広く使用されているコンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）や平面Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ）等のデジタルＸ線画像検出器を用いて、容易に鮮鋭性の優れるデジタルＸ線位相コントラスト画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、この発明の構成を、以下について詳細に説明する。
【００２１】
Ｘ線の屈折によって、被写体画像の位相コントラストエッジ強調が生ずる原理を、図１に示す。Ｘ線の屈折率は１より小さいために、円柱状または球の物体の被写体１を透過すると、その円柱または球は凹レンズのように作用する。すなわち物体の辺縁を通過したＸ線は、デジタルＸ線画像検出器２上で物体の横を通過したＸ線と重なり、Ｘ線強度が強くなる。物体辺縁を通過して物体の外側にＸ線がはみ出すために、被写体辺縁近傍ではＸ線強度は弱くなる。このようにしてＸ線強度が物体辺縁を境にして、外側に山、内側に谷が生じる。こうしたエッジ強調作用をエッジ効果ともよばれることがある。このようにしてＸ線の屈折による位相コントラストエッジ強調が生ずると、辺縁がくっきりと描写される鮮鋭性のよいＸ線画像を得ることができる。
【００２２】
このとき、Ｘ線源が点光源としてみなすと、図２に示すように、その位相コントラストエッジ強調の半値幅Ｅは、次の式で表すことができる。
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3・・・（１）
ここで、Ｒ１はＸ線点源３と被写体１の円柱の中心までの距離、Ｒ２は被写体１として仮定した円柱の中心からデジタルＸ線画像検出器２までの距離、ｒは被写体１を円柱とした時のその半径に相当する。人体は血管や骨が主たるＸ線画像構成物質であるので、近似的に円柱に形態を近似してもさしつかえない。そしてδについては、Ｘ線の屈折率ｎは次のように表すと、ｎ＝１−δ・・・（２）
δは位相変化に関するものである。
【００２３】
ここで、医療現場や非破壊検査施設では、クーリッジＸ線管５（熱電子Ｘ線管とも言う）が広く使用されている。クーリッジＸ線管５を用いる場合を図３に示す。クーリッジＸ線管５では、熱電子がタングステンなどの金属陽極に衝突してＸ線を放射し、焦点と呼ばれるほぼ正方形の窓から放射状にＸ線が飛び出す。このほぼ正方形の焦点の一辺の長さを焦点サイズという。クーリッジＸ線管５を用いるときは、Ｘ線源を理想的な点光源とみなすことができない。すなわち有限の大きさをもつＸ線源としての焦点によって、いわゆる幾何学的不鋭によって位相コントラストエッジ強調の半値幅がひろがり、かつ強度が減少する。このとき位相コントラストエッジ強調の半値幅は３式のように表すことができる。
【００２４】
ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3 ＋Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）・・・（３）
ここで、Ｄは使用するクーリッジＸ線管５の焦点サイズを表す。
【００２５】
すなわち、この幾何学的不鋭により、かえって位相コントラストエッジ強調半値幅を広げるので、デジタルＸ線画像検出器２の画素サイズが一定の大きさをもっていても、図４に示すように、検出可能な大きさに広げることができる。これがクーリッジＸ線管５を用いる場合のこの発明の基本的な原理である。
【００２６】
次に、兵庫県播磨のＳｐｒｉｎｇ−８や筑波の高エネルギー研究所の放射光Ｘ線装置では平行に極めて近い、強力なＸ線ビームを得ることができる。平行なＸ線は、点光源あるいは有限サイズのＸ線焦点を無限遠に遠ざけることとみなしても差し支えない。すなわち１式あるいは３式においてＲ１が無限大とすると、平行なＸ線を用いたときの位相コントラストエッジ強調の半値幅ＥＰを、４式のように表すことができる。
【００２７】
ＥＰ＝２．３×｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3・・・（４）
平行なＸ線源で一定サイズの画素のデジタルＸ線画像検出器２で位相コントラストエッジ強調を観測できるようにＥＰを広げるには、図５に示すように、Ｒ２を大きくとることにより実現する。平行なＸ線を使用する場合は、デジタルＸ線画像検出器２を被写体１から遠ざけても、Ｘ線強度の低下が生じない。したがって、十分な長さのＲ２を設定することにより、大きな画素をもつデジタルＸ線画像検出器２でも位相コントラストエッジ強調を観測することが可能となる。
【００２８】
デジタルＸ線画像撮影においては、２次元平面のデジタルＸ線画像検出器２は１０μｍから３００μｍほどの一辺の正方形または長方形のいわゆる画素によって構成される。この画素一つ一つがＸ線画像の最小単位を表す（図６）。
【００２９】
このデジタルＸ線画像検出器２の画素サイズは、２０μｍ以上３００μｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０μｍ以上２００μｍ以下である。また、デジタルＸ線画像検出器２の検出面の大きさが、１５ｃｍ×１５ｃｍ以上９０ｃｍ×９０ｃｍ以下が、医療で好ましく用いることができる大きさである。
【００３０】
ここで、この画素サイズが上記ＥＢあるいはＥＰより大きい時には、エッジ効果による山と谷は互いに相殺して位相コントラストエッジ強調が消滅するということが起こりうる。従って位相コントラストエッジ強調をデジタルＸ線画像検出器２で検出するには、位相コントラストエッジ強調の山と谷が画素サイズ以上に離れていることが望ましい。あるいは画素サイズが上記ＥＢあるいはＥＰより大きい時でも、位相コントラストエッジ強調の山または谷がそれぞれ別の画素にあることで位相コントラストエッジ強調は検出される。画素サイズが山と谷の距離より大きい場合には、あるときは一つの画素内にあって相殺し、あるときは別々の画素で捕まえることにより位相コントラストエッジ強調を検知できる。すなわち確立論的に位相コントラストエッジ強調は検知され、画素サイズに比べて山と谷の間の距離が大きいほど、位相コントラストエッジ強調は検知されやすくなる。
【００３１】
クーリッジＸ線管５を用いる場合、幾何学的不鋭によって位相コントラストエッジ強調の山と谷の間が広げられる一方、山の高さと谷に底との差、すなわち位相コントラストエッジ強調の強度は低くなる。従って、幾何学的不鋭によって山と谷の距離が広げられるとき、山と谷の距離が画素サイズとほぼ一致するときに、位相コントラストエッジ強調は最も強く検出される。
【００３２】
一方、平行Ｘ線を用いる場合は、Ｒ２が大きくなるとエッジ幅が広がるゆえにデジタルＸ線画像検出器２に検知されるＸ線強度は、位相コントラストエッジ強調の山と谷の距離が画素サイズ以上で強く検知できる。
【００３３】
このように位相コントラストエッジ強調の強さは、位相コントラストエッジ強調の山と谷の距離と、デジタルＸ線画像検出器２の画素サイズの相対関係で決まり、そして連続的に変化する。実際には画素サイズに対して山と谷との距離が０．５倍以上あれば実用領域である。これは、位相コントラストエッジ強調がぼけて広がる因子として、Ｘ線管の焦点径以外に検出器自体によるボケなど他の因子も存在するからである。クーリッジＸ線管５の場合、山と谷との距離が画素サイズの３倍程度まではＸ線強度が低下しても、明瞭に位相コントラストエッジ強調が観測される。あまりエッジ幅が広くなりすぎるとかえって見づらい画像になってしまうため、さらに好ましくは１．５倍程度までである。
【００３４】
一方、平行Ｘ線の場合も同様に、山と谷との距離が画素サイズの３倍程度、さらに好ましくは１．５倍程度までが好ましい条件となる。すなわち「デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、位相コントラストＸ線画像の位相コントラストエッジ強調半値幅と略同等」とはＥＢあるいはＥＰの０．５〜３倍程度の画素サイズをいう。また、ここでのＥＢまたはＥＰは、例えば医用画像の場合観察したい血管サイズ１ｍｍ程度、あるいは乳房撮影の時は微小石灰化の０．１ｍｍである。また、非破壊検査の場合は数μｍ幅の金属線などであり、３式や４式で計算によって求めることができる。
【００３５】
上記でも述べたが、クーリッジＸ線管を用いる場合は幾何学的不鋭によって位相コントラストエッジ強調の山と谷の間が広げられる一方、山の高さと谷に底との差、すなわち位相コントラストエッジ強調の強度は低くなる。よって元々の位相コントラストエッジ強調が十分でなければ検出することができない。すなわち、５式で表される幾何学的不鋭が生じる前の位相コントラストエッジ強調Ｅ１が１２μｍ以上３００μｍ以下であることが好ましい。
【００３６】
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3 ・・・（５）
一方、平行Ｘ線の場合は、幾何学的不鋭による位相コントラストエッジ強調の低下は存在しないので、上記のような制約は生じない。
【００３７】
上記の構成に基づき、簡便に位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得ることができる。即ち、医療現場や非破壊検査で広く使用されているコンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）や平面Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ）等のデジタルＸ線画像検出器を用いて、鮮鋭性の優れる位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得ることができる。
【００３８】
すなわち、「デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが、位相コントラストＸ線画像の位相コントラストエッジ強調半値幅と略同等であることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム」によって、位相コントラストエッジ強調された鮮鋭性の優れるデジタルＸ線画像を得ることができる。
【００３９】
さらに「使用するＸ線管がクーリッジＸ線管であることを特徴とするこの発明のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム」によって、一般の病院施設などで鮮鋭性の優れる医用診断画像を得ることができる。
【００４０】
クーリッジＸ線管を使用とき「下記シミュレイション式で得られるＥＢ値の０．５〜１．５倍の画素サイズのデジタルＸ線画像検出器を用いることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム」によって、簡便に一般の病院施設などで鮮鋭性の優れる医用診断画像を得ることができる。
【００４１】
ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3＋Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）
また「使用するＸ線が放射光Ｘ線であることを特徴とするこの発明のデジタル位相コ
ントラストＸ線画像撮影システム」によって、微細構造を明瞭に描写するＸ線画像を得ることができる。
【００４２】
平行Ｘ線を用いる場合は「下記シミュレイション式で得られるＥＰ値の０．５〜１．５倍
の画素サイズのデジタルＸ線画像検出器を用いることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム」によって、簡便に微細構造を明瞭に描写するＸ線画像を得ることができる。
【００４３】
ＥＰ＝２．３｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3また、「下記シミュレイション式で得られるＥ値が１２μ
ｍ以上３００μｍ以下であることを特徴とするデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システム」によって、鮮鋭性の優れる医用診断画像を得ることができる。
【００４４】
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3
【００４５】
以下、この発明のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムの実施の形態
の例を示すが、この発明はこれに限定するものではない。
【００４６】
この発明のデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムは、図１乃至図６に示すように、放射光Ｘ線源やクーリッジＸ線管などのＸ線源、そしてＣＲやＦＰＤなどのＸ線画像の２次元平面画像検出器等のデジタルＸ線画像検出器である。ここで得られたデジタルＸ線画像は、図７に示すように、適切に画像処理１０、ＣＡＤ１１が行なわれ、レーザーイメージャなどで透過画像Ｘ線フィルムとして画像プリント出力１２でプリントされる。また、陰極管や液晶ディスプレイ等の画像表示１３に映し出し、あるいは画像信号保存１４を行ない画像診断等の目的に使用される。
【００４７】
このデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムでは、デジタルＸ線画像が得られるために、画像の縮小や拡大を任意に行なうことができ、また、出力画像の階調処理や周波数処理を行なうことができる。また、図７に示すように、インターネット１５等を利用して、遠隔地へ画像転送を容易に行なうことができる。
【００４８】
クーリッジＸ線管は熱電子Ｘ線管とも呼ばれる所以は、加熱したフィラメントから熱電子が放出され、金属陽極に衝突して加速電圧相当のエネルギーを持つＸ線を発生させるＸ線発生機構である。金属陽極はモリブデン、ロジウム、タングステン、銅、銀などが使用される。熱電子の激しい衝突のために陽極の金属は高熱を発生して溶解するなどの不都合を解消するために、円盤状の陽極を回転させる回転陽極の熱電子Ｘ線管が医療現場などで広く使用されている。この発明においては、固定陽極Ｘ線管、そして回転陽極Ｘ線管などを使用することができる。そして、陽極の金属の種類や加速電圧をとくに限定するものではない。一般に非破壊検査や医療診断画像撮影用にはモリブデン、ロジウム、タングステンなどの陽極が用いられる。また熱電子を加速する電圧は１０ｋＶ〜２００ｋＶが好ましい範囲である。とくに医用画像診断では２０ｋＶから１５０ｋＶがこのましい。この設定電圧がもっとも高いＸ線の運動エネルギー成分であるので、それぞれに設定した電圧のＸ線は、２０ｋＶｐ（キロボルトピーク）や１５０ｋＶｐのＸ線と呼ばれる。
【００４９】
熱電子Ｘ線管を用いるとき、Ｘ線が放射される窓を焦点と呼ばれる。これはほぼ正方形をしており、その一辺の長さが焦点サイズと呼ばれる。この焦点サイズの測定方法はピンホールカメラ法、スリットカメラ法、そして解像力法などがあり、ＪＩＳ ４７０４−１９９４に記載されている。一般の市販の熱電子Ｘ線管においては、メーカーがそれぞれの方法で測定して、製品仕様として焦点サイズのあげることが一般的である。この精度は±１５％程度であり、この焦点サイズを実際のＸ線管の焦点サイズとして理解してもさしつかえない。
【００５０】
この発明で用いられるＸ線管の焦点サイズは１０μｍから５００μｍが好ましく、さらに好ましくは５０μｍから２００μｍである。この焦点サイズが小さいほど被写体のより小さい構成物を鮮明に描くことができるが、小さすぎると人体などを透過するのに充分な強度のＸ線が得られない。また、焦点サイズが大きすぎると、幾何学的不鋭が大きくなり、エッジ効果は消滅する。
【００５１】
放射光Ｘ線はいわゆるシンクロトロンで得られる。これは電子を光速度付近まで加速し、その電子を円弧状の運動をさせたとき、その接線方向に放射角の極めて小さい強力なＸ線が得られる。例えばその放射角は１００μｍラジアン以下であり、１０μｍラジアンあるいは数μｍラジアンなど、加速される電子の速度によりその放射角が変わる。放射光Ｘ線の特徴は、放射角が小さくすなわち平行性が高いことと、強い強度である故にシリコン結晶のブラッグ反射を利用して充分な強度の単色Ｘ線を取り出すことができることである。例えば、１７ｋｅＶや５０ｋｅＶ等、人体を充分に透過できる高いエネルギーの単色Ｘ線を得ることができ、屈折による強い位相コントラストエッジ強調を伴い医用の画像診断に用いることのできる鮮明な画像を得ることができる。
【００５２】
放射光Ｘ線は例えば茨城県筑波市の高エネルギー研究所のシンクロトロン、兵庫県播磨のＳＰｒｉｎｇ−８、そして特願２０００−３６６８３６に開示されているマイクロトロンなどである。ここで得られるＸ線は平行性が極めてよいために、Ｒ２を大きくとってもＸ線の広がりが生じないために、Ｘ線強度の低下がなく、したがって充分に広いエッジ効果の半値幅ＥＰをとることができる。
【００５３】
放射光Ｘ線源を用いるときには、Ｘ線源と被写体との距離はとくに定める必要はない。しかし、被写体が充分に安全な場所が好ましい。熱電子Ｘ線管を用いる場合はＸ線管と被写体との距離（Ｒ１）は０．１ｍから２ｍ程度である。好ましくは０．３ｍから１ｍ程度である。
【００５４】
被写体からデジタルＸ線画像検出器までの距離（Ｒ２）については、放射光Ｘ線を用いるときは０．１５ｍ〜５０ｍが好ましい。近すぎると充分な位相コントラストエッジ強調の効果が得られない。また余りにも遠すぎると、撮影する部屋の物理的制約を受ける。また熱電子Ｘ線管を用いるとき、被写体からデジタルＸ線画像検出器までの距離（Ｒ２）は０．１５以上５ｍが好ましい。この範囲を取る理由は上記同様である。
【００５５】
この発明における被写体の最小読取の大きさ、すなわち被写体情報をどの程度細かく読み取りたいかという最小の大きさは、円柱の直径として３０μｍから１０ｍｍ程度である。非破壊検査などでは３０μｍ程度が要求される。乳房Ｘ線画像の場合は１００μｍ程度が要求される。また胸部画像などでは１ｍｍ〜５ｍｍ程度が要求される。目的に応じて、設定することができる。
【００５６】
被写体は鉄などの金属や人体である。このときδの値は１０-8台から１０-6である。
【００５７】
この発明に使用する２次元平面のデジタルＸ線画像検出器２は、輝尽性蛍光体プレートを用いるコンピューティッドラディオグラフィー：ＣＲ、フラットパネルディテクタ：ＦＰＤ（直接方式、間接方式）などの固体撮像素子、蛍光体（Ｇｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ、ＣｓＩ等）とレンズ（またはテーパー）とＣＣＤを用いたもの等がある。
【００５８】
これらのデジタルＸ線画像検出器２を用いた場合、位相コントラスト画像は拡大撮影なので、デジタルＸ線画像検出器２の画素サイズを小さくしたことに相当する。すなわち高精細読み取りをしたことに相当し、画像情報が増えるという利点がある。
【００５９】
輝尽性蛍光体プレートは、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て輝尽発光を示す蓄積性蛍光体（輝尽性蛍光体）を利用して、人体等の被写体の放射線画像情報を一旦シート上の蓄積性蛍光体に記録し、この蓄積性蛍光体シートをレーザー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、この画像データに基づき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ことができる（特開昭５５−１２４９２９号、同５６−１６３４７２号、同５６−１０４６４５号、同５５−１１６３４０号等）。
【００６０】
また、フラットパネルディテクタ等の固体撮像素子としては、例えば特開平６−３４２０９８号公報に記載されているように、照射されたＸ線の強度に応じた電荷を生成する光導電層と、生成された電荷を２次元的に配列された複数のコンデンサに蓄積する方式が用いられる。また、特開平９−９００４５号公報に記載されているように、Ｘ線を増感紙等の蛍光体層に吸収させて蛍光を発光させ、その蛍光の強度を画素毎に設けたフォトダイオード等の光検出器で検知する方式も用いられる。
【００６１】
前記のフラットパネルディテクタなどの固体撮像素子については、フォトダイオードなどの光検出器やＴＦＴ等のスイッチング素子が有機半導体を用いて作製されている有機フラットパネルディテクタを用いることもできる。
【００６２】
ここで、図８によりフラットパネルディテクタ２４０に設けられている撮像パネル２４１の構成を説明する。この撮像パネル２４１は所定の剛性を得られるだけの厚みを有する基板を有しており、この基板上には照射された放射線の線量に応じて電気信号を出力する検出素子２４１３−（１，１）〜２４１３−（ｍ，ｎ）がマトリクス状に２次元配置されている。また、走査線２４１１−ｌ〜２４１１−ｍと信号線２４１２−ｌ〜２４１２−ｎがたとえば直交するように配設される。
【００６３】
撮像パネル２４１の走査線２４１１−ｌ〜２４１１−ｍは、走査駆動部２４１４と接続されている。走査駆動部２４１４から走査線２４１１−ｌ〜２４１１−ｍのうちの１つ走査線２４１１−ｐ（ｐはｌ〜ｍのいずれかの値）に読出信号ＲＳが供給されると、この走査線２４１１−ｐに接続された検出素子から照射された放射線の線量に応じた電気信号ＳＶ−ｌ〜ＳＶ−ｎが出力されて、信号線２４１２−ｌ〜２４１２−ｎを介して撮影データ生成回路２４１５に供給される。
【００６４】
この検出素子２４１３は、照射された放射線の線量に応じた電気信号を出力するものであればよい。たとえば放射線が照射されたときに電子−正孔対が生成されて抵抗値が変化する光導電層を用いて検出素子が形成されている場合、この光導電層で生成された放射線量に応じた量の電荷が電荷蓄積コンデンサに蓄えられて、この電荷蓄積コンデンサに蓄えられた電荷が電気信号として撮影データ生成回路２４１５に供給される。なお、光導電層としては暗抵抗値が最も高いものが望ましく、アモルファスセレン、酸化鉛、硫化カドミウム、ヨウ化第２水銀、または光導電性を示す有機材料（Ｘ線吸収コンパウンドが添加された光伝導性ポリマを含む）などが用いられ、特にアモルファスセレンが望ましい。
【００６５】
また、検出素子２４１３が、たとえば放射線が照射されることにより蛍光を生ずるシンチレータ等を用いて形成されている場合、フォトダイオードでこのシンチレータで生じた蛍光強度に基づく電気信号を生成して撮影データ生成回路２４１５に供給するものとしてもよい。
【００６６】
撮影データ生成回路２４１５では、後述する読取回路２４２からの出力制御信号ＳＣに基づいて供給された電気信号ＳＶを順次選択して、ディジタルの撮影データＤＴに変換する。この撮影データＤＴは読取回路２４２に供給される。
【００６７】
読取回路２４２はコントローラ２１０と接続されており、コントローラ２１０から供給された制御信号ＣＴＤに基づいて走査制御信号ＲＣや出力制御信号ＳＣを生成する。この走査制御信号ＲＣが走査駆動部２４１４に供給されて、走査制御信号ＲＣに基づき走査線２４１１−ｌ〜２４１１−ｍに対しての読出信号ＲＳの供給が行われる。
【００６８】
また、出力制御信号ＳＣは撮影データ生成回路２４１５に供給される。この読取回路２４２からの走査制御信号ＲＣや出力制御信号ＳＣによって、たとえば撮像パネル４１が上述のように（ｍ×ｎ）個の検出素子２４１３で構成されている場合には、検出素子２４１３−（ｌ，ｌ）〜２４１３（ｍ，ｎ）からの電気信号ＳＶに基づくデータをデータＤＰ（ｌ，ｌ）〜ＤＰ（ｍ，ｎ）とすると、データＤＰ（１，１）、ＤＰ（１，２）、・・・・ＤＰ（１，ｎ）、ＤＰ（２，１）、・・・、ＤＰ（ｍ，ｎ）の順として撮影データＤＴが生成されて、この撮影データＤＴが撮影データ生成回路２４１５から読取回路２４２に供給される。また、読取回路２４２では、この撮影データＤＴをコントローラ２１０に送出する処理も行う。
【００６９】
フラットパネルディテクタ２４０で得られた撮影データＤＴは、読取回路２４２を介してコントローラ２１０に供給される。なお、放射線画像読取器２４０で得られた画像データをコントローラ２１０に供給する際に対数変換処理を行った画像データを供給すれば、コントローラ２１０における放射線画像データの処理を簡単とすることができる。
【００７０】
次に、図９に輝尽性蛍光体プレートを用いたフラットパネルディテクタ２４０の構成例の機械的部分を示す。まず、フラットパネルディテクタ２４０について説明する。輝尽性蛍光体プレート２４１Ｂは左側壁に固定されており、繰り返し使用される。読取ユニット２４３は、ステッピングモータ等で構成され副走査モータ２４４Ｍによるボールネジ２４４Ａの駆動により、ガイドシャフト２４４Ｂに沿って移動し、走査線（光ビーム）２４５を副走査方向にスキャンする。
【００７１】
走査方向のスキャンはポリゴン走査機構２４３Ａにより行われる。ポリゴン走査機構２４３Ａは、ポリゴンと該ポリゴンを回転させる機構を含む。副走査モータ２４４Ｍの動作は、副走査モータ制御機構２４４Ｃにより制御される。蛍光は集光器２４３Ｂにより集光され、フォトマル２４３Ｃにより電気信号に変換されるようになっている。
【００７２】
ＬＤ１はレーザ光源、ＰＤ１はフォトセンサであり、原点位置検出センサを構成している。この原点位置検出センサは、読取ユニット２４３の副走査方向の原点位置を検出するものである。フォトセンサＰＤ１の出力は、副走査モータ制御機構２４４Ｃに入力され、副走査モータ制御機構２４４Ｃは読取ユニット２４３の停止位置を制御する。
【００７３】
なお、ここでは、読取ユニット２４３がボールネジ２４４Ａの駆動によって移動するものを例示したが、輝尽性蛍光体プレート２４１Ｂが副走査方向に移動するものであってもよい。
【００７４】
蛍光の検知手段としては他にＣＣＤやＣ−ＭＯＳセンサを用いる方法もある。また、Ｘ線の照射により可視光を発するＸ線シンチレータと、レンズアレイ及び各々のレンズに対応するエリアセンサとを組み合わせた構成も用いられれる。
【００７５】
また、例えば集団検診において放射線画像の撮影が通常Ｘ線フィルムを用いて行われ、これらのＸ線写真をこの実施の形態のシステムに入力するためには、レーザーディジタイザを用いる。これは、フィルム上をレーザービームで走査し、透過した光量を測定し、その値をアナログデジタル変換することにより、デジタル画像データとして扱うことができる。このときの画素サイズは、レーザーディジタイザのサンプリングピッチに対応している。
【００７６】
前記の種々の構成によりデジタルＸ線画像を得る際には、撮影部位や診断目的にもよるが、画像の実効画素サイズが２００μｍ以下であることが好ましく、特にマンモグラムに対しては１００μｍ以下であることが好ましい。また、画像の階調数は１０ｂｉｔ以上が好ましく、１２ｂｉｔ以上が特に好ましい。
【００７７】
デジタルＸ線画像検出器２では、ＣＲの場合、イメージングプレートの読み出し最小サイズがデジタル画像の画素サイズであり、３０μｍ以上、３００μｍ以下が好ましい。３０μｍより小さくなると、画素数が膨大となり、迅速な画像処理や画像表示に支障をきたす。好ましくは５０μｍから２００μｍが好ましい。ＦＰＤの場合はＸ線画像検出する最小サイズが画素サイズであり、ＣＲ同様に３０μｍ以上３００μｍが、同様に好ましい範囲である。
【００７８】
最適な画素サイズは、被写体によっても異なってくる。２倍拡大撮影を行う場合、手骨などの細かい成分を含む部位は、１００μｍ程度の画素サイズが適当である。それより画素サイズが小さくなっても情報量はほとんど変わらず、それより画素サイズが大きくなると画像情報が劣化する。胸部画像などでは、手骨画像などと比べて細かい成分が少ないので、画素サイズが２００μｍ程度までは画像情報の劣化がない。一方、乳房画像などは、微小石灰化の形状などの非常に微細な情報が必要であるため、１００μｍ以下の画素サイズが必要であり、５０μｍ程度で十分に良好な画像が得られる。
【００７９】
得られた位相コントラストエッジ強調された画像のデジタル画像信号は、適切な画像処理の後にモニターに表示されたり、またプリンターでハードコピーを得ることができる。観察する物体の大きさは、例えば医用においては実寸で観察することは非常に重要である。したがって、モニター上、あるいはハードコピー上に実寸にして表示することは好ましい態様である。一方、画像を精査するために、任意の大きさに拡大することも好ましい態様である。また、画像診断などに使用した後に、電子信号として画像保存することは、好ましい態様である。
【００８０】
この発明におけるデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムは、医用画像診断や医用検体画像診断、さらに工業用のＣＩチップ検査等に用いることができる。
【実施例】
【００８１】
１．クーリッジＸ線管を用いる場合のシミュレイション計算１ｍｍ直径のプラスチックファイバを被写体とする。Ｘ線のエネルギーを５０ｋｅＶとするとδ＝８×１０−７となる。Ｒ１＝１ｍ，Ｒ２＝１ｍとし、クーリッジＸ線管を用いた時のデジタルＸ線画像検出器上でのエッジプロファイルを３式を用いて計算した。Ｘ線管の焦点サイズを２０μｍから１５０μｍまで変化させた結果を図１０に示す。焦点サイズが大きくなるに従い、エッジ強度は低くなるエッジ幅は広がっている。８７．５μｍ画素サイズでは１００μｍの焦点サイズのとき、位相コントラストエッジ強調の山と谷がそれぞれ画素の外となる。すなわち、焦点サイズ１００μｍのＸ線管を用いたとき、ここでシミュレイション計算した中で最も位相コントラストエッジ強調が強く得られることがわかる。
【００８２】
２．クーリッジ管による撮影実験結果陽極がタングステンである浜松ホトニクス製のＸ線管Ｌ６６２２−０２を用いた。焦点サイズは１００μｍで管電圧は５０ｋｅＶ設定とした。２００μｍの厚さのポリエステルベース板を保持具として用い、それに直径１ｍｍの円柱状の樹脂を被写体とした。デジタルＸ線画像検出器は輝尽性プレートであるコニカ製ＲＥＧＩＵＳプレートＲＰ−１Ｓ（３５ｃｍ×４３ｃｍ）を用いた。撮影は表の示すように距離Ｒ１、Ｒ２に設定した。撮影条件はＲ１＝Ｒ２＝１ｍのときに１０ｍＡｓとした。距離を変更したときには被写体に照射されるＸ線量が一定になるようにＸ線照射量を調整してＸ線画像の撮影を行った。それぞれの撮影には輝尽性プレートをコニカ製ＲＥＧＩＵＳ１５０を用いて画像情報を読み取った。
【００８３】
このときの読取サイズは８７．５μｍであった。読み取った画像データはコニカ製レーザイメージャＬｉ６２Ｐで記録用ハロゲン化銀写真フィルム用にプリントを行った。写真フィルムを現像処理後に８０００ｌｘのシャウカステン上で画像を観察した。エッジ強調が被写体辺縁に見えないもの、強すぎて違和感があるものを×、見えるものを△、良く見えるものを〇とした。この結果を、表１に示す。
【００８４】
【表１】
2006026425.tif 000003
【００８５】
３．平行Ｘ線を用いる場合のシュミレイション計算１ｍｍ直径のプラスチックファイバを被写体とする。Ｘ線のエネルギーを５０ｋｅＶとするとδ＝８×１０−７となる。８７．５μｍ画素サイズのＣＲを用いて位相コントラストエッジ強調を充分に観測するためのＲ２を求める。平行Ｘ線の場合、焦点径の幾何学的不鋭によるエッジ強度の低下はないので、ＥＰの値を８７．５μｍとして対応するＲ２を求めると９．３ｍを得た。この計算からほぼ５ｍ以上被写体からイメージングプレートを離すと１ｍｍファイバーのエッジが観測でき始め、１０ｍ以上で位相コントラストによるエッジ効果が明瞭に得られる。
【産業上の利用可能性】
【００８６】
この発明は、非破壊検査や医用画像診断に用い、鮮鋭性のよい高画質のＸ線画像が得られるデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムに適用でき、簡便に位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得ることができ、即ち、医療現場や非破壊検査等で広く使用されているコンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）や平面Ｘ線画像検出器（ＦＰＤ）等のデジタルＸ線画像検出器を用いて、容易に鮮鋭性の優れるデジタルＸ線位相コントラスト画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】Ｘ線の屈折によって被写体画像の位相コントラストエッジ強調が生ずる原理を説明する図である。
【図２】位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図である。
【図３】クーリッジＸ線管を用いる場合の位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図である。
【図４】デジタルＸ線画像検出器の画素サイズが一定の大きさをもっていても検出可能なことを説明する図である。
【図５】平行なＸ線源で一定サイズの画素のデジタルＸ線画像検出器で位相コントラストエッジ強調を観測できるようにＥＰを広げることを説明する図である。
【図６】デジタルＸ線画像検出器の一辺の正方形または長方形のいわゆる画素によって構成されることを説明する図である。
【図７】デジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムの出力利用を説明する図である。
【図８】フラットパネルディテクタに設けられている撮像パネルの構成を説明する図である。
【図９】輝尽性蛍光体プレートを用いたフラットパネルディテクタの構成例の機械的部分を示す図である。
【図１０】Ｘ線管の焦点サイズを２０μｍから１５０μｍまで変化させた結果を示す図である。
【符号の説明】
【００８８】
１ 被写体
２ デジタルＸ線画像検出器
３ Ｘ線点光源
５ クーリッジＸ線管
【図１】
2006026425.tif 000004
【図２】
2006026425.tif 000005
【図３】
2006026425.tif 000006
【図４】
2006026425.tif 000007
【図５】
2006026425.tif 000008
【図６】
2006026425.tif 000009
【図７】
2006026425.tif 000010
【図９】
2006026425.tif 000011
【図８】
2006026425.tif 000012
【図１０】
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