(57)【要約】【課題】Ｘ線マンモグラフィやＸ線による異物検出に際し、線吸収係数が低い軟組織の画像形成の最適化を図る。【解決手段】低エネルギＸ線画像形成装置は、１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高いエネルギ範囲であって、１８keV〜３０keV（又は、〜３７keV）の間のエネルギ範囲に渡って連続的に分布するエネルギスペクトラムを持つＸ線を発生するＸ線発生器（２２）を備える。この装置は更に、Ｘ線発生器から発生され、撮影対象の軟組織又はコントラスト対雑音比(CNR)の観点から当該軟組織に相当する組織を有する物質を透過してきたＸ線を検出する検出器（４２Ａ〜４２Ｃ，８３）と、このＸ線の検出信号に基づいて撮影対象の軟組織又は物質の画像を取得するコンソール（４）と、を備える。軟組織又は物質は、Ｘ線管電圧＝２０ｋＶの下でＸ線が照射されたときにコントラスト対雑音比（ＣＮＲ）＝３．８以上を呈する組織であると定義される。【選択図】図１
2015024097.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
１０〜２３ｋｅＶのエネルギ領域の実効エネルギより高いエネルギ範囲であって、下限エネルギ値を１８ｋｅＶとし、この下限エネルギ値から、３０ｋｅＶ〜３７ｋｅＶの間の上限エネルギ値までのエネルギ範囲に渡って連続的に分布するエネルギスペクトラムを持つＸ線を発生するＸ線発生器と、
前記Ｘ線発生器から発生され、撮影対象の軟組織又はコントラスト対雑音比（ＣＮＲ）の観点から当該軟組織に相当する組織を有する物質を透過してきた前記Ｘ線を検出する検出器と、
前記検出器から出力される、前記Ｘ線の検出信号に基づいて前記撮影対象の軟組織又は前記物質の画像を形成する画像形成手段と、を備え、
前記軟組織又は前記物質は、Ｘ線管電圧が２０ｋＶの下で前記Ｘ線が照射されたときに前記コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）が３．８以上を呈する軟組織又は物質であると定義される、ことを特徴とする低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項２】
前記Ｘ線発生器は、
陽極を有し前記Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管のＸ線照射側に配置され且つ前記陽極から発生する前記Ｘ線が通過する位置に配置されたフィルタと、を有し、
前記フィルタは、
前記エネルギスペクトラムよりも低域側のエネルギを有するＸ線の粒子の通過を抑制するフィルタを有することを特徴とする請求項１に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項３】
前記Ｘ線発生器は、下限エネルギ値を１８ｋｅＶとし、この下限エネルギ値から、３０ｋｅＶ〜３７ｋｅＶの間の上限エネルギ値までのエネルギ範囲に特性Ｘ線のピークを持たないエネルギスペクトラムのＸ線を発生するように構成されている請求項２に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項４】
前記Ｘ線発生器は、前記Ｘ線として、前記エネルギ範囲に特性Ｘ線のピークを持つエネルギスペクトラムのＸ線を発生するように構成されている請求項２に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項５】
前記Ｘ線管は、前記下限エネルギ値を１８ｋｅＶとし、この下限エネルギ値から、３０ｋｅＶ〜３７ｋｅＶの間の上限エネルギ値までのエネルギ範囲であり、かつ、前記エネルギ範囲に前記特性Ｘ線を有するよう前記陽極の素材を設定したことを特徴とする請求項４に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項６】
前記Ｘ線管は０．０５６ｍｍ以下の焦点サイズを有し、
前記Ｘ線管の焦点の位置から前記撮影対象の軟組織又は前記物質までの距離を０．５ｍ以上の距離に設定し、
前記撮影対象の軟組織又は前記対象物から前記検出器までの距離を０．５ｍ以上にし、これにより、位相コントラスト効果を有する状態で撮影することを特徴とした請求項１〜５の何れか一項に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項７】
前記検出器は、前記Ｘ線を粒子とみなし、画素毎に、その粒子の入射に応答して当該粒子の持つエネルギ値に応じた電気パルス信号を出力するＸ線検出器であり、
前記Ｘ線検出器は、前記画素毎に、かつ、前記エネルギスペクトラムを少なくとも３つに分割したエネルギ領域のうちの最高位及び最下位のエネルギ領域を除く１つ又は複数のエネルギ領域のそれぞれ毎に、前記Ｘ線の粒子の数に応じた前記検出信号を出力する信号処理回路を備える、ことを特徴とする請求項１〜６の何れか一項に記載の低エネルギＸ線
画像形成装置。
【請求項８】
前記Ｘ線検出器は、前記画素毎に、かつ、前記エネルギスペクトラムを少なくとも３つに分割したエネルギ領域のうちの最高位及び最下位のエネルギ領域を除く１つのエネルギ領域に、前記Ｘ線の粒子の数に応じた前記検出信号を出力する信号処理回路を備える、ことを特徴とする請求項７に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項９】
前記検出器は、前記Ｘ線を検出する素子を縦長の２次元状に配列した２次元の画素列を持つモジュールを、複数、一列に相互に空隙を空けて配列した縦長型検出器であることを特徴とする請求項１〜８の何れか一項に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項１０】
前記縦長型検出器が、相互に離間して複数、並置されている請求項９に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項１１】
前記縦長型検出器は、前記Ｘ線を前記撮影対象の軟組織又は前記物質に相対的に移動させる方向と直交する方向に対して、当該検出器の縦方向の前記画素の列が斜めに位置するように配置されていることを特徴とする請求項９又は１０に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項１２】
前記撮影対象の軟組織は人体の乳房であり、
前記低エネルギＸ線画像形成装置はＸ線マンモグラフィ装置であることを特徴とする請求項１〜１１の何れか一項に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項１３】
前記低エネルギＸ線画像形成装置は前記物質の内部又は周囲に存在する異物を検知する異物検知装置であることを特徴とする請求項１〜１１の何れか一項に記載の低エネルギＸ線画像形成装置。
【請求項１４】
１０〜２３ｋｅＶのエネルギ領域の実効エネルギより高いエネルギ範囲であって、下限エネルギ値を１８ｋｅＶとし、この下限エネルギ値から、３０ｋｅＶ〜３７ｋｅＶの間の上限エネルギ値までのエネルギ範囲に渡って連続的に分布するエネルギスペクトラムを持つＸ線を発生させ、
前記Ｘ線発生器から発生され、撮影対象の軟組織又はコントラスト対雑音比(ＣＮＲ)の観点から当該軟組織に相当する組織を有する物質を透過してきた前記Ｘ線を検出し、
前記検出器から出力される、前記Ｘ線の検出信号に基づいて前記撮影対象の軟組織又は前記物質の画像を形成する、低エネルギＸ線による画像を形成する方法であって、
前記軟組織又は前記物質は、Ｘ線管電圧が２０ｋＶの下で前記Ｘ線が照射されたときに前記コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）が３．８以上を呈する軟組織又は物質であると定義される、ことを特徴とする画像の形成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線を用いて撮影対象の軟組織（軟部組織）やＸ線に対する特性がこの軟組織に相当する組織を有する物質をＸ線で撮影する低エネルギＸ線画像形成装置及びその画像の形成方法に係り、とくに、Ｘ線のエネルギ範囲をその軟組織のＸ線透過特性に基づいて最適化したＸ線を用いる低エネルギＸ線画像形成装置及びその画像の形成方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
２０１１年にがんで死亡した人は357,305例（男性213,190例、女性144,115例）で、特
に女性を中心とした乳房に発生するガンは、日本では女性の部位別罹患率の第１位（２００８年）で、ガンでの死亡数の第5位（２０１１年）であり、その数は年々増加している。また欧米では日本と比べて乳癌の発生確率が高く、更に重要な位置付けとされている。乳癌は発見が早ければ予後は比較的良く、早期発見は重要な課題である。そのため、検診の必要性が強く求められているが、我が国では検診率が欧米に比べて低く１２．１％（２０１０年）であり、検出に有効であると言われているマンモグラフィを用いた健診はわずか１０．１％（２０１０年）である。
【０００３】
乳癌の検診は主に触診とマンモグラフィを用いているが、そのほか超音波装置も有効である。また、さらに詳細な診断法としてはＭＲＩやＣＴ、生検（バイオプシー）などを用いる。これらの中で、最も簡便で早期発見に有効な手法がＸ線マンモグラフィであるとされている。
【０００４】
このＸ線マンモグラフィは後述するように、微小な石灰化物や低コントラストの腫瘍を検出するために、高鮮鋭高コントラストの増感紙フィルム系を用いていた。しかし、近年のＸ線マンモグラフィでは、ディジタル技術の進歩により、ＣＲ(computed radiography)やＦＰＤ(flat panel detector)を用いたディジタル画像系が主流になっている。
【０００５】
ディジタルＸ線マンモグラフィであっても、従来のマンモグラフィと同様に、石灰化(Micro Calcification)を検出するためには、１００μm以下の分解能が要求される。これと同時に、腫瘤の検出のためには、わずかなＸ線吸収の差をコントラスト良く画像化することが要求される。
【０００６】
前者の要求に係る分解能の改善については、検出画素サイズを小さくする方法がとられる。後者の要求については、検出器のノイズ特性や検出感度の制約と乳房が軟組織を中心に構成されていることから、特許文献１にみられるように、Ｘ線発生器からの発生エネルギを、１０〜２０keVの領域に抑えるように工夫することで対処している。この工夫とは
１７．５keVと１９．６keVに特性Ｘ線を有するモリブデン(Mo)をＸ線管のターゲット（陽極）材に使用し、皮膚被曝に大きな影響を与える１０keV前後の低エネルギ成分と、コン
トラストの低下をもたらす２０keV以上の成分とを抑えるためのモリブデン製のフィルタ
を用いることである。このフィルタのスペクトラムが持つ２０keVのＫ吸収端に依る２０keV以上のエネルギ成分のＸ線を抑制する効果と、そのフィルタの厚さに依存した低エネルギ成分のＸ線を抑制する効果とを利用し、所望のエネルギ領域（すなわち、１０〜２０keVのエネルギ領域）のＸ線スペクトラムを得ている。
【０００７】
また、乳房が大きい場合、更に高いエネルギを用いないと良好な画像が得られない。このため、乳房が大きい場合、Ｋ吸収端が２３．２keVとわずかに高いロジューム(Rh)をフ
ィルタとして用いる。いずれにせよ、現状のＸ線マンモグラフィでは、モリブデンの特性
Ｘ線である１７．５keVと１９．６keVの特性に重み付けされたイメージング手法と言える。
【０００８】
一方、非破壊検査の分野では、比較的軽い物質や、小さな魚や昆虫などの小動物などもＸ線撮影される。この場合も同様に、１０keV〜２５keVぐらいのＸ線を用いるが、Ｘ線管電流を上げるか、撮像時間をある程度確保しないと十分な画質が得られない、という状況にある。また食品検査では髪の毛が食品に納入するのをＸ線検査で検査できないかというニーズがあるが、髪の毛（７０〜１００um前後の太さ）を映像化するに必要な、解像度ならびに、検出器のコトラスト分解能、ならびにインラインで十分描出可能なフォトン数を得ることが困難なために、未だにＸ線検査する手法は皆無である。
【０００９】
近年Ｓｉ検出器を用いたフォトンカウンティング型の検出器を用いたマンモグラフィが製品化されている（Philips Medical社、現在Canon社から国内販売)が、Ｓｉ検出器は比
重が軽いために、現状のＸ線発生器の条件から被ばく線量の低減の視点で、大きく見直すことは難しい。またＳｉ検出器は比重が軽く、現状のエネルギ帯域からＸ線エネルギを高くすると、Ｓｉ検出器内での、コンプトン散乱が増加して、エネルギ帯域に分けた撮影を行っても、エネルギの特性に応じた帯域画像を得にくく、また検出感度が低くなるのも課題であった。
【００１０】
また歯科Ｘ線領域ではＣｄＴｅ半導体検出器を用いたパノラマ装置が製品化されており、センサ素材の比重がＳｉより重く、更に被ばく線量の低減の意味で、使用Ｘ線のエネルギを上げられる可能性はあるが、１００μm以下の画素サイズの検出器の製造は、回路実
装量の問題、チャージシェアリング量の増大、消費電力の問題で実用化するのが難しいのが現状である。
【００１１】
よって、乳房撮影においても、非破壊検査においても、Ｘ線量を現状から下げながら、軟組織に相当するものの映像化し、かつ１００μm以下の細かい解像度を得る技術は皆無
であったと言える。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】特願２００９−１５４２５４  (発明の名称：低エネルギＸ線画像形成装置)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
従来の増感紙フィルム系では、画質の３要素であるコントラスト、鮮鋭度、ノイズ特性はそれぞれ独立して考えることができた。乳房の主な組織である乳腺と脂肪は20keVのエ
ネルギで線減弱係数はそれぞれ0.8cm-1と0.45cm-1である。これに対して、乳癌の主な組
織である腫瘤と微小石灰化物の線減弱係数は、同じエネルギでそれぞれ0.85cm-1と1.45cm-1で、後者は乳腺組織に対して大きなコントラストを持つが、前者のコントラストは僅かである。したがって、この僅かなコントラストを大きく保つために使用するＸ線のエネルギは低くし、フィルムのコントラストは大きなものを用いている。具体的には、Ｘ線は被写体の乳房が平均の厚さ（約4cm）では管電圧28kV、ターゲット材質Mo（モリブデン）、フィルタ材質Moを用い、厚い乳房(約7cm)では管電圧32kV,ターゲット材質Mo,フィルタ材質Rh（ロジウム）を用いている場合が多い。
【００１４】
ここで問題になることは以下の２点である。まず、Ｘ線のエネルギが非常に低いことから透過力が弱く、我々のモンテカルロシミュレーションによる計算では、4cm厚のPMMAフ
ァントムに対して、管電圧28kV、ターゲット/フィルタ材質MoのＸ線を照射した時、ファ
ントム表面の線量を1とすると、ファントムを透過するＸ線はわずか0.0513になる。7cm厚のPMMAファントムに対して管電圧32kV,ターゲット材質Mo,フィルタ材質RhのＸ線を照射した時は、透過するＸ線はわずか0.0136になる。すなわち、前者では残りの99.5%が、後者
では98.6%が体内で吸収（被曝）されたことになり、画像には全く寄与しないことになる
。これはＸ線照射エネルギのほとんどは患者の被爆で、特にＸ線が入射する側乳房表面被爆が非常に大きいことを意味する。
【００１５】
さらに、一般的な画像系のノイズである量子モトルの大きさは検出器で吸収されるＸ線量子の平均の数nできまり1/√nとなることから、検出器で吸収されるＸ線量子の数が少ないほど画像のノイズは大きくなる。したがって、これらの撮影条件下でのノイズは非常に大きくなり、エネルギを低くして得たコントラストの効果を損ない、信号対雑音比(SNR)
、あるいはコントラスト対雑音比(CNR)は著しく低くなる。
【００１６】
このため、十分に診断可能な画像を得るためには、Ｘ線管電流を上げるか、Ｘ線照射時間を上げねばならない。そのようにすると、乳房へのＸ線被曝線量が増加する。つまり、精細な画像とＸ線被曝線量はトレードオフの関係である。
【００１７】
女性の乳房検診に対してＸ線被曝への注意がなされるのはそのような理由に基づいている。
【００１８】
前述した現状の検出器系のノイズ特性について説明する。現状のディジタル型の検出器が直接変換方式であれ、間接変換方式であれ、Ｘ線量を一定時間積分することで、検出器からの出力を得る方式がほとんどである。このような積分型の信号検出方式では、検出器の出力を電気信号に変換する際に発生する電気ノイズも含めて積分してしまう。この電気ノイズは一般的には、入射するＸ線量には依存せずに発生する。このため、信号の量（Ｘ線の発生数あるいはエネルギ）が少ないと、電気ノイズの成分のウエイトが上がり、Ｘ線透過情報がノイズに埋もれて見えなくなる傾向にある。マンモグラフィにおいては、特に取り扱うＸ線エネルギが低いため、この傾向が顕著である。
【００１９】
本発明は、上述した従来のＸ線マンモグラフィ等でみられる、軟組織をＸ線で撮影するときの問題点に鑑みてなされたものである。具体的には、 i)従来の積分型のＸ線検出器
を搭載した撮影装置に比べて、電気ノイズに起因したＳＮ比を大幅に改善させること、ii)従来装置が直面している、回路のダイナミックレングが狭いために高線量部や低線量部でコントラスト識別能が不足することから、患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くしてコントラストを確保せざるを得ない状況を改善する、あるいは乳房の大きさに依存して、画像化に寄与するＸ線量が変化し、結果として画質が変わることを抑えることを目的とする。
【００２０】
加えて、Ｘ線マンモグラフィの場合には、Ｘ線マンモグラフィの特徴的な事項である、線吸収係数が相対的に秀でて高い石灰化と線吸収係数が低い腫瘤とのイメージングの最適化を図ることを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
上述した課題を解決するため、本発明に係る低エネルギＸ線画像形成装置は、その基本的な構成として、１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高いエネルギ範囲で
あって、下限エネルギ値を１８keVとし、この下限エネルギ値から、３０keV〜３７keVの
間の上限エネルギ値までのエネルギ範囲に渡って連続的に分布するエネルギスペクトラムを持つＸ線を発生するＸ線発生器と、前記Ｘ線発生器から発生され、撮影対象の軟組織又はコントラスト対雑音比(CNR)の観点から当該軟組織に相当する組織を有する物質を透過
してきた前記Ｘ線を検出する検出器と、前記検出器から出力される、前記Ｘ線の検出信号
に基づいて前記撮影対象の軟組織又は前記物質の画像を形成する画像形成手段と、を備え、前記軟組織又は前記物質は、Ｘ線管電圧＝２０ｋＶの下で前記Ｘ線が照射されたときに前記コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）＝３．８以上であり、その付近を呈する組織であると定義される、ことを特徴とする。
【００２２】
また、上述した画像形成装置と同等な機能を発揮する低エネルギＸ線による画像形成方法も提供される。
【発明の効果】
【００２３】
本発明に係る画像形成装置及び画像形成方法によれば、従来の積分型のＸ線検出器が直面している、電気ノイズに起因してＳＮ比が悪いこと、回路のダイナミックレングが狭いために高線量部や低線量部でコントラスト識別能が不足するため、患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くしてコントラストを確保せざるを得ないなどの問題点を改善することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
添付図面において、
【図１】本発明の第１の実施形態に係る、低エネルギＸ線画像形成装置としてのＸ線マンモグラフィ装置の構成の概要を説明する図。
【図２】Ｘ線管の陽極から曝射される生のＸ線のエネルギスペクトラムを例示するグラフ。
【図３】Ｘ線管から照射される、アルミニウムフィルタを通過した後のＸ線のエネルギスペクトラムを例示するグラフ。
【図４】本発明に係るＸ線と従来のマンモグラフィで使用していたＸ線との間のエネルギスペクトラムの違いを説明するグラフ。
【図５】Ｘ線管から照射される、アルミニウムフィルタを通過した後のＸ線のエネルギスペクトラムを示す別のグラフ（特性Ｘ線あり）。
【図６】図１に示す装置の正面図を模式的に説明する図。
【図７】Ｘ線検出器の概要を示す一部破断した平面図。
【図８】検出モジュールの概要を示す斜視図及び断面図。
【図９】各画素を成す半導体セルに個別に接続されるデータ収集回路を示すブロック図。
【図１０】Ｘ線フォトン（光子）の入射に応答して発生する電気パルスと、その強度弁別のための閾値の関係を説明する図。
【図１１】複数のエネルギ範囲（ＢＩＮ）、及び、そのエネルギ範囲毎のＸ線フォトンの収集・再構成を説明する図。
【図１２】コンソールを含めた電気系の構成を示すブロック図。
【図１３】本発明の第２の実施形態に係る、低エネルギＸ線画像形成装置としてのＸ線異物検知装置の構成の概要を説明する図。
【図１４】第２の実施形態で採用しているＸ線検出器の概要を示す一部破断した平面図。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
以下、添付図面を参照して、本発明に係る低エネルギＸ線画像形成装置、及び、その画像の形成方法の実施形態を説明する。
【００２６】
本発明に係る低エネルギＸ線画像形成装置は、人体等が持つ軟組織（軟部組織）の部分や軟組織で成る物質を撮影の対象としている。
【００２７】
ここで、「低エネルギＸ線画像形成装置」の「低エネルギ」とは、従来のマンモグラフ
ィを除く、一般のＸ線医療診断機器で使用されているＸ線のエネルギ範囲のうち、低い方のＸ線エネルギを使用するという意味で、この名称を冠している。また、「画像形成」の「形成」とは、Ｘ線画像を撮影するという概念を超えて、検出器で受信した対象物を透過してきたＸ線の信号に各種の処理を加えて画像を作り出すことも含むという意味で「形成」としている。
【００２８】
一方で、本発明が対象とする軟組織とは、この軟組織にＸ線管電圧＝２０ｋＶの下でＸ線を照射したときに、コントラスト対雑音比(CNR)＝３．８以上であり、その付近のコン
トラスト対雑音比を呈する物質を言う。医学分野では、軟組織（軟部組織）は、硬組織に対する用語であって、骨組織を除く結合組織の総称であると定義されている。本発明では、この医学分野の一般的概念を含む形で、軟組織を管電圧とＣＮＲの観点から定義する。このため、本発明で言う軟組織には、人体の乳房は勿論のこと、食品（例えばピーマンなどの野菜類など）などの被非破壊検査の対象物も含まれる。
【００２９】
このため、本発明に係る低エネルギX線画像形成装置は、人体の乳房の撮影用として実
施すればＸ線マンモグラフィ装置又は乳房Ｘ線撮影装置とも呼ばれる。また、この低エネルギＸ線画像形成装置は、近年、食品の中の毛髪などの異物を検知する、非破壊検査装置としてのＸ線異物検知装置としても脚光を浴びている。本願では、本発明に係る低エネルギＸ線画像形成装置として、第１の実施形態においてＸ線マンモグラフィ装置を、第２の実施形態においてＸ線異物検知装置を説明する。
【００３０】
[第１の実施形態]
図１〜図１２を参照して、本発明の低エネルギＸ線画像形成装置に係るＸ線マンモグラフィ装置の実施形態を説明する。
【００３１】
このＸ線マンモグラフィ装置は、被検体の乳房を撮像するもので、Ｘ線の検出をフォトンカウンティング（光子計数）と呼ばれる方式で行い、その検出値をトモシンセシス法（tomosynthesis）法で処理して乳房の断層像を得る例である。勿論、この画像を得るための処理は、スキャノグラムと呼ばれる透過像を得るものであってもよいし、ＣＴ（Computed Tomography）画像を得るものであってもよい。
【００３２】
本実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置１は、図１に示すように、直立したガントリ１１と、そのガントリ１１にその横方向に向けられて回動可能に保持されたアーム部１２とを備える。なお、説明の便宜上、このガントリ１１の長手方向をＹ軸とする直交座標系を図１に示すように設定する。
【００３３】
アーム部１２は略Ｃ字状の側面形状を有し、上下２本の横方向に伸びる梁部１２Ａ，１２Ｂと、これらの梁部１２Ａ，１２Ｂの夫々の一端部を縦方向（Ｙ軸方向）に繋ぐリンク部１２Ｃと、を有する。このうち、一方の梁部１２Ａには、Ｘ線を発生させるＸ線発生器２１を備える。もう一方の梁部１２Ｂは、Ｘ線とフォトンカウンティング方式で検出するＸ線検出装置３１を備える。また、本装置１には、被検体Ｐの乳房ＢＲを板状に圧迫する圧迫板３２Ａ，３２Ｂがその高さ方向（つまりＹ軸方向）の位置を調整可能に備えている。圧迫板３２Ａ，３２ＢはＸ線透過性の素材で形成されている。
【００３４】
また、このＸ線マンモグラフィ装置１には、後述するＸ線管に駆動用の高電圧を供給する高電圧発生装置３、及び、制御及び画像処理用のコンソール４を備える。高電圧発生装置３は、前述した梁部１２Ａの内部に配置されている。コンソール４は、ガントリ１１は別体で設けられている。
【００３５】
コンソール４は、操作者がインターフェースとして使用する、入力器５及び表示器６を
備える。コンソール４は、ガントリ１１、アーム部１２、Ｘ線検出装置３１、及び圧迫板３２Ａ，３２Ｂの駆動部（図示せず）を制御するとともに、ガントリ１１内の電気的要素及び高電圧発生装置３の駆動を電気的に制御する。このため、コンソール４は、ガントリ１１の必要な各部と通信可能に接続されている。
【００３６】
このうち、Ｘ線発生器２１は、Ｘ線管２２と、そのＸ線管２２のＸ線照射側に順に配設されたフィルタ２３とを備える。フィルタ２３はアルミニウム（Ａｌ）材を所望厚さの板状に成形したフィルタであり、以下、アルミニウムフィルタと呼ぶ。
【００３７】
Ｘ線管２２には、インバータ制御で高電圧を発生させる高電圧発生装置２４から高電圧が供給される。このＸ線管２２は、その陽極材２２Ａとしてタングステン（Ｗ）が使用されている。
【００３８】
上述のＸ線管２２から例えばパルス状のＸ線が曝射される。そのＸ線はアルミニウムフィルタ２３及びコリメータ（又はスリット）２４を介して被検体Ｐの乳房ＢＲに向けてコリメートされたパルス状Ｘ線ビームまたは連続Ｘ線ビームとして照射される（図１の仮想線ＢＭ１参照）。
【００３９】
コリメータ２４は、図１に示すように、Ｘ線ビームＢＭ１の輪郭のうち、被検体Ｐの胸骨側のビーム輪郭がほぼ垂直になり、その反対側のビーム輪郭がファン状に広がるようにＸ線をコリメートする。これは、乳房ＢＲのなるべく胸骨側の縁まできっちりと撮像し、かつ、胸骨側の部位の余分なＸ線被ばくを防止するためである。
【００４０】
また、図１に示すように、焦点被写体間距離Ｌ１＝０．５ｍ、被写体検出器間距離Ｌ２＝０．５ｍ、Ｘ線管２２の焦点サイズ＝０．０５６ｍｍ以下の値にそれぞれ設定されている。これにより、拡大率＝２倍となり、位相コントラスト効果が得られるようになっている。尚、位相コントラストについては、下記の文献を参照できる。
【００４１】
［非特許文献］位相コントラストマンモグラフィの画質特性
Investigation of physical image characteristics and  phenomenon of edge enhancement by phase contrast using equipment typical for mammography, 
Asumi Yamazaki, Katsuhiro Ichikawa, Yoshie Kodera, Medical Physics, 35(11), 5135-5150, 2008.
いま、Ｘ線管２２に印加する電圧は例えば３０kVとするが、本発明では、この電圧は３０〜３７kVの間の値に設定される。
【００４２】
この管電圧３０〜３７kVの場合、Ｘ線管２２自体が発生するＸ線（つまりフィルタ２３を透過する前のＸ線）のエネルギは、模式的には、図２に示すようなスペクトラムを持つ。図２では、管電圧＝３０kVの場合の曲線を実線で示し、管電圧＝３７kVの場合の曲線を仮想線で示す。このスペクトラムの分布では、横軸にエネルギ[keV]を採り、縦軸にＸ線のフォトン（光子）のカウントを採っている。本実施形態は、フォトンカウンティング方式でＸ線検出を行っているので、かかる分布の縦軸の量をフォトンカウント（フォトン数）に割り当てている。
【００４３】
この図２の実線で示す例の場合、管電圧を３０kVに設定しているので、３０keVをエネ
ルギの上限値とし、その途中の２５keV付近にスペクトラムのピークを有し、且つ、それ
よりも低いエネルギ帯域まで分布が伸びている。つまり、殆ど０に近い低域側のエネルギから３０keVまで連続的にブロードであって、２５keV付近にピークを有する分布を成している。管電圧を上下させると、その分、発生するＸ線の強度もエネルギも上下する。つまり、管電圧の上下に応じて、エネルギスペクトラムの高さ（フォトンのカウントに相当）
も幅（エネルギ値）も大きく（広く）なる。
【００４４】
このエネルギスペクトラムの分布は、このままではＸ線マンモグラフィに適さない。
【００４５】
そこで、このＸ線管２２から曝射された生のＸ線は、アルミニウムフィルタ２３により、そのエネルギスペクトラムの分布が補正される。つまり、アルミニウムフィルタ２３は、低域側のエネルギスペクトラム、すなわち、この例では、約１８keV以下のエネルギ成分をカット又は抑制する。アルミニウムフィルタ２３は、そのようなエネルギ成分のカット又は抑制が可能なように、その板厚が選択されている。
【００４６】
この結果、Ｘ線管２２から曝射されたＸ線は、アルミニウムフィルタ２３を透過することで、図３に示すようなエネルギスペクトラムを有する。同図によれば、両フィルタ２３で低域側のスペクトラム分布がカットされるともに、広域側は管電圧３０ｋＶで抑えられる。勿論、管電圧３７kVにした場合、エネルギスペクトラムは３７keVまで広がる。本実
施形態では、前述したように、管電圧＝３０〜３７keVの間で任意に、操作者の意向に応
じて選択的に設定可能にしている。このため、Ｘ線発生器２１からコリメータ２４を通って外部に照射されるＸ線は、図３に示すように、「下限値＝１８keV〜上限値３０keV」〜「下限値＝１８keV〜上限値３７keV」の狭いエネルギ範囲で連続的なエネルギスペクトラムを呈する。スペクトラムのピークは２５keV付近にあるが、管電圧を３０〜３７kVの間
にどの値に設定するかに応じて若干、高い方へシフトする。
【００４７】
この狭いエネルギ範囲（「下限値＝１８keV〜上限値３０keV」〜「下限値＝１８keV〜
上限値３７keV」）は、本発明で定義している軟組織を耐ノイズ性及び高コントラストの
両立という観点から最適に撮影可能なように設定されている。つまり、このエネルギ範囲は、軟組織にＸ線管電圧＝２０ｋＶの下でＸ線を照射したときに、コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）＝３．８以上を達成可能なものである。
【００４８】
このＣＮＲ＝３．８以上という値は、本発明者等が、「M. Ishida et al., “Digital Image Processing: Effect on Detectability of Simulated Low-Contrast Radiographic
Patterns”, Radiology 1984; 150: 569-575」などの資料を参考に、正常乳腺組織、腫
瘤、異物としての人の毛髪等の線吸収係数や密度を考慮して、医学的な軟組織のみならず、異物検知という観点から、その軟組織に相当する生体以外の物質（以下、軟組織相当の物質）をも含む値として設定された。この軟組織相当の物質の一例として、人の毛髪がある。毛髪は、線吸収係数がやや大きいが細くて小さいものの代表例として挙げられる。
【００４９】
同時に、狭いエネルギ範囲を決定する上で、従来のマンモグラフィが直面している問題を改善する観点から、１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高いエネルギ範
囲という条件も加味された。
【００５０】
なお、本実施形態において、使用するＸ線帯域としての１８keV〜３０（〜３７）keVの中心帯域をずらしてもよい。この所望のＸ線スペクトラムを作成する上でのポイントは、本発明でマンモグラフィに使用するエネルギ帯域が従来のマンモグラフィで使用されているエネルギ帯域（概略10keV〜23keV）よりも十分に高いことである。そのための一つの指標として、本発明者等は、本実施形態において、少なくとも従来のマンモグラフィ装置が使用されているエネルギ帯域よりも平均Ｘ線エネルギが高く、且つ、従来のエネルギ領域とのオーバーラップ（後述する図４の斜線部参照）が２０％以下のエネルギ帯域を使用することを提案している訳である。
【００５１】
図４には、Ｘ線発生器２１から被検体Ｐの乳房ＢＲに向けて曝射されるＸ線のエネルギスペクトラムと、従来のＸ線マンモグラフィで主流となっているそれとを比較して示す。
図４において、従来のＸ線マンモグラフィ用のエネルギスペクトラムは、Ｘ線管の陽極にモリブデン(Mo)を、また上記フィルタとしてロジウム(Rh)によるフィルタを用いた例である。このエネルギスペクトラムは、Mo/Rhとして図示されている。
【００５２】
図４に示す両スペクトラム、すなわち本実施形態に係るスペクトラムと、従来例に係るスペクトラムMo/Rhとを比較してみれば、その違いは一目瞭然である。本実施形態に係る
２つのスペクトラムは共に、従来例に係るそれよりも高域側のエネルギ帯域を有し（主に、１８〜３０（〜３７）keV）を有し、かつ、特性Ｘ線がない連続的な分布になっている。このエネルギスペクトラムは、従来のものよりも、高いＸ線エネルギを有し、Ｘ線マンモグラフィに適したものである。
【００５３】
なお、図５に、本発明で適用可能な別のエネルギスペクトラムを示す。このエネルギスペクトラムはＸ線管２２の陽極材２２Ａとして、タングステン以外の材料、例えば、モリブデンや銅を使用したものである。この場合、エネルギ＝２６keV付近に特性Ｘ線による
ピークが出現する。これにより、この特性Ｘ線の持つエネルギのフォトン数を上げることができる。これは例えば２６keV付近のエネルギによる画像コントラスが最も高い場合に
、Ｘ線発生側で、撮影に必要な情報量の最適化を図ることができる。
【００５４】
このように、そのエネルギの帯域が補正（制限）されたＸ線がＸ線発生器２１から被検体Ｐの乳房ＢＲに入射する。
【００５５】
図１に戻って説明する。圧迫板３２Ａ，３２Ｂは、Ｘ線検出装置３１の上面との間で被検体Ｐの乳房ＢＲを挟み込み、乳房ＢＲを圧迫するように構成されている。これは、乳房ＢＲを極力薄い状態に変形させた状態で撮像することで病変部の描出をより精細に行うためである。
【００５６】
なお、図６に、図１に示すガントリ１２を正面方向（矢印ＦＲの方向）から見た場合の、Ｘ線管２２、コリメータ（スリット）２４、乳房ＢＲ、及び検出器３１を中心とした幾何学的な位置関係を示す。
【００５７】
また、Ｘ線検出装置３１は、Ｘ線の散乱線を防止するためのグリッド４１と、Ｘ線を検出するＸ線検出器（以下、単に検出器と呼ぶ）４２と、この検出器４２に高圧のバイアス電圧を供給するバイアス電源４３とを備える。
【００５８】
この検出器４２は、図７に示すように、基板ＢＤと、この基板ＢＤ上に相互に所定距離ずつ離し且つ互いに平行に実装され且つＸ線撮像素子を２次元に配列した細長い矩形の３つの検出器４２Ａ〜４２Ｃとを有する。この３つの検出器４２Ａ〜４２Ｃの夫々が検出面４２Ｆを提供する。この３つの検出器４２Ａ〜４２Ｃは互いに独立したブロックとして作成され、それらを基板ＢＤ上に実装されている。このように、３つの検出器４２Ａ〜４２Ｃを離散配置することで、検出器４２Ａ〜４２Ｃの相互間のスペースも含めその全域にＸ線撮像素子を並べて検出器構成に比べて、検出器の部品コストを低減でき、且つ、散乱線の入射を抑制できる。
【００５９】
勿論、必要に応じて、必要な大きさの２次元領域をカバーする１つの検出器を用いることもできる。
【００６０】
各検出器４２Ａ〜４２Ｃは、半導体による直接変換方式のフォトンカウンティング型Ｘ線検出器として構成されている。
【００６１】
具体的には、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）は、複数の検出モジュールＭ１〜Ｍｍを一方
向に所定幅の空隙を空けて縦列配置して構成され、基板ＢＤ上に、スキャン方向に直交する方向に対してθ°（例えば１６．５°）だけ傾けられている。各検出モジュールＭ１（〜Ｍｍ）は、図８に示すように、２次元に配列された収集画素Ｓｎ（例えば１２×８０画素）を持つ。これにより、スキャン方向に対して、収集画素Ｓｎもθ°だけ斜めに傾けて配置される。したがって、検出モジュールＭ１〜Ｍｍの相互の間に空隙があっても、スキャン方向に直交する方向における所望撮影範囲の全域にわたって収集画素が並ぶことになる。つまり、その隙間に相当する部分からも確実に信号が収集される。
【００６２】
なお、コリメータ２４は、３つの検出器４２Ａ〜４２Ｃの夫々の、斜めに位置する検出面４２ＦにのみＸ線が照射されるように形成されている。
【００６３】
各検出モジュールＭ１（〜Ｍｍ）は、基板ＢＤ上に実装されたＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）層Ａ１と、このＡＳＩＣ層Ａ１との間でボンディング接合される検出層Ａ２とを備える。
【００６４】
各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）は、この検出モジュールＭを例えば１０個直線的に配置するので、検出器毎に、収集画素Ｓｎ（ｎ＝１〜Ｎ：画素数Ｎは例えば１２ｘ８００画素）を有する。各収集画素Ｓｎのサイズは、例えば２００μｍ×２００μｍである。また、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）のＸ線検出面のサイズは、例えば横４ｍｍ×縦１６０ｍｍ）である。
【００６５】
このため、検出器４２は、入射Ｘ線に応じた光子（フォトン）を、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）の入射面４２Ｆを構成する画素（収集画素）Ｓｎ（ｎ＝１〜Ｎ）毎に計数して、その計数値を反映させた電気量のデータを例えば３００〜３，３００ｆｐｓの高いフレームレートで出力する。このデータはフレームデータとも呼ばれる。
【００６６】
この複数の収集画素Ｓｎそれぞれは、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミウムジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）、ＣｓＩ、などのシンチレータに、光電変換器をＣ−ＭＯＳなどの半導体セル（センサ）Ｃにより構成される。この半導体セルＣは、それぞれ、入射するＸ線を検出して、そのエネルギ値に応じたパルス電気信号を出力する。つまり、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）は、半導体セルＣの複数が２次元に配列されたセル群を備え、その半導体セルＣのそれぞれ、すなわち、２次元配列の複数の収集画素Ｓｎそれぞれの出力側にデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が備えられている（図９参照）。
【００６７】
なお、収集画素Ｓｎのそれぞれを形成するＸ線検出素材は、Pr:LuAG（プラセオジム添
加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）あるいはCe:GAGG（ガドリニウムアルミニウ
ムガリウムガーネット）などの結晶を用いた減衰時間の早いシンチレータとSiPM（シリコンフォトマルティプライヤー）などの光電変換素子を組み合わせた要素であってもよい。
【００６８】
なお、この半導体セルＳの群の構造は、特開２０００−６９３６９号公報、特開２００４−３２５１８３号公報、特開２００６−１０１９２６号公報によっても知られている。
【００６９】
ところで、前述した各収集画素Ｓｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）は、Ｘ線を粒子（Ｘ線フォトン）としてその数を検出することが可能な十分小さい値になっている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答した電気パルス信号間の重畳現象（パイルアップとも呼ばれる）の発生を実質的に無視可能な又はその量が予測可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性にＸ線粒子の数え落とし（パイルアップカウントロスとも呼ばれる）が発生する。このため、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）の収集画素Ｓｎのサイズは、この数え落としが発生しない又は実質的に発生しないと見做せる大きさに、又は、数え落し量が推定できる程度に設定されている。この各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）の特徴は、エネルギ弁別を正確に行いながら、Ｘ線パルスの数が正確に計測できることである。
【００７０】
続いて、図９を参照して、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）に電気的に繋がる回路を説明する。複数のデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のそれぞれは、各半導体セルＣから出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプを有し、このチャージアンプの後段に、波形整形回路、多段の比較器、多段のカウンタ、多段のＤ／Ａ変換器、ラッチ回路、及びシリアル変換器などを備える。これらに回路構成は、特開２００６−１０１９２６号公報により知られている。
【００７１】
この要部を示すと、各データ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）において、波形整形回路の出力端は、例えば３段の比較器５４１〜５４３の比較入力端にそれぞれ接続されている。この３つの比較器５４１〜５４３それぞれの基準入力端には、図１０に示す如くそれぞれ値が異なるアナログ量の閾値ｔｈｉ（ここではｉ＝１〜３）が印加されている。これにより、１つのパルス信号を異なるアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ３に各別に比較することができる。この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ値が、事前に３つに分けて設定したエネルギ領域ＥＲｘ,ＥＲ１〜ＥＲ3(ＢＩＮとも呼ばれる：図１１参照)のうちのどの領域に入るのかについて調べる（弁別）ためである。パルス信号の波高値（つまり、入射するＸ線粒子のエネルギ値を表す）がアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ３のどの値を超えているかについて判断される。これにより、弁別されるエネルギ領域ＥＲｘ,ＥＲ１〜ＥＲ３が
異なる。
【００７２】
なお、最も低いアナログ量閾値ｔｈ１は、通常、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプなどの回路に起因するノイズ、或いは、画像化に必要のない低エネルギの放射線を検出しないようにするための閾値として設定される。本実施形態では、この閾値ｔｈ１は、画像化に必要なエネルギ帯域の下限値＝１８keVに相当する値に設定されている。このため
、最も低いアナログ量閾値ｔｈ１よりもエネルギが低い帯域ＥＲＸは、ノイズや外乱に左右される情報が多いとして、「計測不能（非計測）領域」として扱われる。一方、最も高いエネルギ領域ＥＲ３のフォトン数は計数されるが、画像再構成には使用しない値として扱われる。そこで、最も高いアナログ量閾値ｔｈ３は、宇宙線による重畳現象（パイルアップ）を知るために、管電圧＝３０〜３７kVの間の所望値に設定される。図１１の例では、３５kVにされている。
【００７３】
このため、本実施形態では、真ん中の２つの第１、第２のエネルギ領域ＥＲ１，ＥＲ２に属するエネルギを持つＸ線フォトンの数として計数される。具体的には、各データ収集回路５１ｎに配置されたカウンタ５６１〜５６３は、それぞれ、自己が計数担当するべき第１（〜第３）のエネルギ領域ＥＲ１（〜ＥＲ３）に入るエネルギ及びそれを超えるエネルギを持つフォトン数をカウントする。このため、第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３それぞれに属するエネルギを持つＸ線フォトン数、つまり、エネルギ領域毎の求めたいＸ線フォトン数をＷ１、Ｗ２、Ｗ３とすると、第１〜第３のカウンタ５６１〜５６３の計数値Ｗ１´、Ｗ２´、Ｗ３´との関係は、
Ｗ１＝Ｗ１´−Ｗ２´
Ｗ２＝Ｗ２´−Ｗ３´
となる。なお、Ｗ３＝Ｗ３´はわずかな宇宙線との重畳現象のみに因る、意味の無い（つまり、Ｘ線フォトンが持つエネルギ領域を特定できない）情報であるので、その値は判るが、画像生成には使用されない。
【００７４】
そこで、真に求めたい計数値Ｗ１〜Ｗ２は、後述するデータプロセッサで上式に基づく
減算処理に求める。なお、理想的には、Ｗ３＝Ｗ３´＝０である。
【００７５】
このように、本実施形態にあっては、第１〜第２のエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ２それぞれに属するＸ線フォトン数Ｗ１〜Ｗ２は、実際の計数値Ｗ１´〜Ｗ３´から演算（減算）によって求める。これにより、データ計数回路５１ｎに実装する回路構成が簡単化される。
【００７６】
このため、本願に係るＸ線フォトン数のエネルギ領域毎の「収集」の意味には、上述のように実際の計数値から「演算によって求める」という意味と、後述する変形例のようにエネルギ領域毎のＸ線フォトン数を直接的に「計数する」という両方の意味が含まれる。
【００７７】
上述したカウンタ５６１〜５６４にはコンソール４の後述するコントローラから起動及び停止の信号が与えられる。一定時間の計数は、カウンタ自身が有するリセット回路を使って外部から管理される。
【００７８】
また、閾値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも３個に限定されず、上記アナログ量閾値ｔｈ１の分を含めて２個であってもよいし、３個以上の何個であってもよい。この閾値の数は、ＢＩＮと呼ばれる、Ｘ線フォトン数をカウントするエネルギ領域の数に依存するものである。そのエネルギ領域の数が１つの場合、閾値はｔｈ１，ｔｈ２の２つであり、本実施例でこれを実施すれば、ｔｈ１＝１８keVに相当する基準電圧値に、ｔｈ２＝３
０（〜３７）keVに相当する基準電圧値にそれぞれ設定される。また、カウント対象のエ
ネルギ領域の数が３つの場合、閾値はｔｈ１，ｔｈ２，ｔｈ３，ｔｈ４の４つであり、本実施例でこれを実施すれば、ｔｈ１＝１８keVに相当する基準電圧値に、ｔｈ４＝３０（
〜３７）keVに相当する基準電圧値に、ｔｈ２，ｔｈ３＝１８〜３０（〜３７）keVの間の適宜な基準電圧値にそれぞれ設定される。つまり、図１１の例においてエネルギ範囲１８〜３０keVが３つもエネルギ領域に弁別され、その領域毎にＸ線フォトン数がカウントさ
れる。カウント対象のエネルギ領域の数が４つの場合も同様に、図１１の例においてエネルギ範囲１８〜３０keVが４つもエネルギ領域に弁別され、その領域毎にＸ線フォトン数
がカウントされる。
【００７９】
本実施形態に戻ると、上述したアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ３は、具体的には、コンソール４からディジタル値で収集画素Ｓｎ毎、即ち収集チャンネル毎にキャリブレーションした値が与えられる。
【００８０】
このようにして、一定周期でリセットされる一定の収集時間の間に、３つのカウンタ５６１〜５６３により、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）に入射したＸ線の粒子数が、収集画素Ｓｎ毎に且つエネルギ領域毎に計測される。このＸ線粒子数の計数値は、第１〜第３のカウンタ５６１〜５６３のそれぞれからディジタル量の計数データＷ１´、Ｗ２´、Ｗ３´として並列に出力された後、図示しないシリアル変換器によりシリアルフォーマットに変換される。このシリアル変換器は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器とシリアルに接続されている。このため、全てのディジタル量の計数データは、最後のチャンネルのシリアル変換器からシリアルに出力され、コンソール４に送られる。
【００８１】
コンソール４は、図１２に示すように、信号の入出力を担うインターフェース（Ｉ／Ｆ）６１を備え、このインターフェース６１にバス６２を介して通信可能に接続されたコントローラ（ＣＰＵ）６３、ＲＡＭ（記憶部）６４、画像プロセッサ６５、及びＲＯＭ７０を備えている。また、インターフェース６１は入力器５及び表示器６に接続され、コントローラ６３と通信可能になっている。
【００８２】
コントローラ６３は、ＲＯＭ７０に予め与えられたプログラムに沿ってガントリ１１の
駆動を制御する。この制御には、高電圧発生装置３への指令値の送出指令も含まれる。ＲＡＭ６４は、ガントリ１１からインターフェース６１を介して送られてきたフレームデータを一時保管する。
【００８３】
画像プロセッサ６５は、コントローラ６３の管理の下に、ＲＯＭ７０に予め与えられたプログラムに基づいて、各種の処理を実行する。
この処理には、公知のＣＴ再構成法を実行する処理、又は、シフト・アンド・アッド（shift and add）と呼ばれるトモシンセシス法を実行する処理が含まれる。これらの処理により、各検出器４２Ａ（〜４２Ｃ）から出力されるエネルギ領域別に収集したＸ線フォトン数のカウント値に基づくフレームデータを使って、被験者Ｐの乳房ＢＲの所望断面の断層像として作成される。
【００８４】
表示器６は、画像プロセッサ６５により作成された画像を表示する。また表示器６は、ガントリ１１の動作状況を示す情報及び入力器５を介して与えられるオペレータの操作情報の表示も担う。入力器５は、オペレータが撮像に必要な情報をシステムに与えるために使用される。
【００８５】
コントローラ６３、画像プロセッサ６５は、与えられたプログラムで稼動するＣＰＵ（中央処理装置）を備えている。それらのプログラムは、ＲＯＭ７０に事前に格納されている。
【００８６】
この構成されたＸ線マンモグラフィ装置１では、コントローラ６３の制御の下に、ガントリ１１のアーム部１２を被検体Ｐの乳房ＢＲの周りに回転又は回動させられる。この回転中に、Ｘ線発生器２１からＸ線が撮像対象である乳房ＢＲに向けて照射される。
【００８７】
このＸ線は、前述したように、アルミニウムフィルタ２３により、そのエネルギスペクトラムが補正される。つまり、図３に示すようにスペクトラムが補正される。この補正されたスペクトラムによれば、約１８〜３０（又は〜３５）ｋeVの帯域にブロードなエネルギを有している。つまり、約１８ｋeVよりも低い帯域ではアルミニウムフィルタ２３によりエネルギがほとんどカットされている。この約１８〜３０（又は〜３７）ｋeVの帯域に主要なエネルギを有するＸ線が軟組織である乳房ＢＲを通過する。
【００８８】
このＸ線のフォトンの一部は乳房ＢＲの組織で吸収されるが、従来よりも多い、残りのフォトンが乳房ＢＲを透過して検出器４２Ａ〜４２Ｃにより検出される。これにより、Ｘ線からディジタル電気量に直接変換されたデータが前述したフレームデータが検出器４２Ａ〜４２Ｃから出力される。このフレームデータは、各収集画素Ｓｎにおけるエネルギ帯域ＥＲ毎のＸ線フォトン数の積算値を反映したデータである。
【００８９】
このフレームデータは、アーム１２が回転中心（図６参照）の周りに回転又は一定範囲内での回動又は移動している間に、一定のフレームレートでフレーム毎に収集される。このフレームデータは順次、コンソール４に送られ、ＲＡＭ６４に保存される。
【００９０】
そこで、撮像、つまりデータ収集が終わると、画像プロセッサ６５は、入力器５からの操作者の指令に応じて、ＲＡＭ６４に格納されているフレームデータを読み出し、このフレームデータを用いて画像、例えば乳房ＢＲのある断面のＸ線透過画像を例えばトモシンセシス法の元で再構成する。各収集画素Ｓｎから２つのエネルギ領域ＥＲ１、ＥＲ２のフレームデータが得られる。
【００９１】
このため、この画像の再構成において、画像プロセッサ６５は、例えば、高いエネルギ帯域ＥＲ２のフレームデータに低い又は零の重み付けを施し、低いエネルギ帯域ＥＲ２の
フレームデータにより高い重み付けを施し、それらを収集画素Ｓｎ毎に相互に加算する。これにより、収集画素Ｓｎ毎に、収集されたデータが作成される。これにより、全収集画素Ｓｎから収集したＸ線スキャンに伴うデータが揃うので、これらの収集データを適宜な再構成法で処理して乳房ＢＲの画像を再構成する（図１１、ステップＳ１）。このパノラマ画像は例えば表示器３６で表示される（図１１、ステップＳ１２）。勿論、重み付けを施さずに画像を再構成してもよい。
【００９２】
ここで、前述したＸ線の検出回路の電気ノイズについて述べる。この電気ノイズの影響を無くすという視点で、最近、フォトンカウンティング型の検出器を搭載した装置が製品化されている。フォトンカウンティング検出技術はＸ線を粒子とみなし、その粒子のエネルギをパルスの高さと見なせる、パルス信号に整形して、エネルギ閾値を設けることで、その閾値を越えたパルスのみカウンタで計測する技術で、２００μｍｘ２００μｍ程度の画素で独立して計測し、しかも複数のエネルギ閾値を識別可能なシステムが製品化されている。この技術では少なくとも電気ノイズよりも高いエネルギに閾値設定をするために、電気ノイズが乗らないのが大きな特徴である。
【００９３】
また複数のエネルギに分割した収集が可能なので、Ｘ線エネルギに応じて物質の線吸収係数が異なるために、線吸収係数が高い物質においては、高いエネルギでコントラストが得やすく、線吸収係数が低い物質では、低いエネルギでコントラストが得やすい傾向にある。このことからＢＩＮ毎の画像を適宜に重み付け加算することで、腫瘤と石灰化の両者を最適に表示したり、どちらかに最大限コントラストが得られるような処理方法を行ったりすることも可能になる。
【００９４】
以上のように、本実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置によれば、従来の積分型のＸ線検出器が直面している、電気ノイズに起因してＳＮ比が悪いこと、回路のダイナミックレングが狭いために高線量部や低線量部でコントラスト識別能が不足するため、患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くしてコントラストを確保せざるを得ないなどの問題点を改善することができる。
【００９５】
またフォトンカウンティング型検出器の回路実装量が多いことに起因した、画素サイズ１００um以下が比較的難しいという課題を、小焦点Ｘ線管を用い、拡大効果と位相コントラスト効果を実現し、石灰化の映像化に必要な解像度の問題を解決する。Ｘ線マンモグラフィにおいて特徴的な事項である、線吸収係数が相対的に秀でて高い石灰化と線吸収係数が低い腫瘤とのイメージングの最適化を図ることができる。
【００９６】
またＸ線検出方式は、少なくともエネルギ帯域を２つ以上に分けて出力することが可能なフォトンカウンティング型の検出器を採用しており、解像度は、求めたい被写体、あるいは被検物の２倍以下の分解能を有している。Ｘ線発生器は、例えば、陽極を有するＸ線管に配置されたフィルタを有し、これは前記エネルギスペクトラムよりも高域側のエネルギを有するＸ線粒子の通過を抑制するフィルタで、Ｘ線管焦点サイズは０．０５６ｍｍ以下で、Ｘ線管焦点位置から被写体、あるいは被検物を０．５ｍ以上離し、かつ被写体、あるいは被検物から検出器までの距離を０．５ｍ以上にして、位相コントラスト効果を狙いコントラストの強調を図ると同時に、拡大効果により、解像度の確保を行う。位相コントラスト効果は、例えば、「コニカミノルタの位相コントラスト技術：「http://www.konicaminolta.jp/healthcare/technique/contrast.html」を参照できる。
【００９７】
かかるフォトンカウンティング検出器のエネルギＢＩＮに分けた画像が得られれば、腫瘍とか石灰化とかで最適にコントラストが得られるエネルギ帯域が異なるので、エネルギ帯域ごとに、得られた画像をウエイティング加算することで、最適な画像を得ることがで
きるほか、１８keVから３０keV〜３５keVを上限とするエネルギ範囲のエネルギ帯域で、
腫瘍の描出を最適化する意味でＣＮＲ（Contrast-to-Noise Ratio）を最適化する意味で
の特性Ｘ線をＣＮＲ最適化するレベルに持っていく手法なども可能である。
【００９８】
[第２の実施形態]
図１３〜図１４を参照して、本発明の低エネルギＸ線画像形成装置としてのＸ線異物検知装置の実施例を説明する。
【００９９】
この実施形態において、前述した第１の実施形態と同一又は同等の構成要素には同一符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。
【０１００】
図１３に示すように、このＸ線異物検知装置８０は、ベルトコンベア８１Ａ，８２Ｂ，８２Ｃに載せられて搬送される食品ＦＤ（コントラスト対雑音比（ＣＮＲ）の観点から人体の軟組織に相当する物質）の内部又は周囲に存在するかもしれない異物としての毛髪ＨＲをＸ線で検知する装置である。このため、このＸ線異物検知装置８０は、途中のベルトコンベア８１Ｂに設けられ、搬送される食品ＦＤを止めないで非接触でＸ線画像を一定時間毎に周期的に形成し、その画像から毛髪ＨＲを検知し、告知等の適宜な処理をするようになっている。
【０１０１】
この異物検知装置８０は、ボックス状のケーシング９０を有し、このボックス９０の内部に下向きに前述したＸ線発生器２１が設けられ、このＸ線発生器２１の出射側にコリメータ２４が設けられている。ケーシング９０の食品入口及び食品出口には、撓み性のあるＸ線シールド９０Ａが設けられている。
【０１０２】
また、ベルトコンベア８１Ｂの下側には、透過してきたＸ線を受けるＸ線検出器８３が設けられる。図１３に示す例では、Ｌ１＝Ｌ２に設定されている。
【０１０３】
なお、検出器８３は、ベルトコンベア８１Ｂにおける高さ方向（Ｙ軸方向）の上側及び下側にて互いに逆方向に移動する帯状のベルトＢＬの間のスペース８１Ｓに位置させてもよい。ベルトＢＬはＸ線透過性を有する素材で形成されている。
【０１０４】
検出器８３は、図１４に示すように、前述した検出モジュールＭを２９個、一方向に縦列配置して構成される。この検出器８３は、基板ＢＤ上でスキャン方向、すなわち、食品ＦＤが搬送される方向に対してθ°（例えば１６．５°）だけ傾けて配置している。これにより、検出器８３は、一例として、縦Ｈ＝４６０ｍｍ及び横幅Ｗ＝１４５ｍｍのサイズを有する。
【０１０５】
前述した第１の実施形態における検出器４２Ａ〜４２Ｃと比べて、この第２の実施形態に係る検出器８３は、その数が１つであること、縦列配置するモジュールの数が多いこと、すなわち、より長いことを除いて、第１の実施形態のそれと同一である。
【０１０６】
コンソール４は、検出器８３で高速なフレームレートで検知されたフレームデータを、例えば、ベルトコンベア８１Ｂの移動速度に合わせてシフト・アンド・アッド（shift & add）の処理に付す。これにより、例えば、検出器８３の検出面８３Ｆと同一の高さの位
置に想定した仮想面又は所望高さの位置に想定した仮想面に沿った断層像を一定周期で形成する。この画像には、食品ＦＤが写り込み、また毛髪ＨＲなどの異物があれば、それが食品ＦＤに重畳した状態で一緒に写り込む。コンソール４は、この異物を周知の画像認識法で認識し、オペレータに告知したり、該当する食品ＦＤをラインから外すように指示を出したりする処理を行う。
【０１０７】
その他の構成は、第１の実施形態と同一又は同等であるので、前述したものと同等の作用効果が得られる。
【０１０８】
このため、このＸ線異物検知装置８０によれば、前述したと同等の作用効果のほか、毛髪や、細く且つ細かい異物など、従来のＸ線撮影では画像化が難しい異物の存在を高解像度の画像形成を通して検知することができる。また、その異物検知の時間を短縮したり、管電流を低減したりすることで、装置を小型化できる。さらに、装置の製造コストを下げることもできる。
【符号の説明】
【０１０９】
１  Ｘ線マンモグラフィ装置（低エネルギＸ線画像形成装置）
３  高電圧発生装置
４  コンソール（画像形成手段）
２１  Ｘ線発生器
２２  Ｘ線管
２２Ａ  陽極
２３  アルミニウムフィルタ（フィルタ）
３１  Ｘ線検出装置
４２Ａ〜４２Ｃ  検出器
６３  コントローラ
６４  ＲＡＭ（記憶部）
６５  画像プロセッサ（ＣＰＵ）
７０  ＲＯＭ
Ｍ１（〜Ｍｍ）  検出モジュール
Ｃ  半導体セル
Ｓｎ  収集画素
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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