(57)【要約】【課題】通常医療現場で広く用いられるＸ線管を用いて位相コントラスト画像を得ることができ、そしてその技術を適用してＸ線画像の画質を向上せしめる。【解決手段】有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行ない、この拡大撮影の像面上の半影のボケの上に位相コントラストを生じせしめる。【選択図】図１１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行ない、この拡大撮影の像面上の半影のボケの上に位相コントラストを生じせしめることを特徴とするＸ線画像撮影方法。
【請求項２】
Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０６×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いることを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像撮影方法。
【請求項３】
前記Ｘ線画像検出器がスクリーン・フィルムシステム、あるいはデジタルＸ線画像撮影システム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Ｘ線画像撮影方法。
【請求項４】
Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０７×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が５×１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いることを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像撮影方法。
【請求項５】
前記Ｘ線画像検出器がデジタルＸ線画像撮影システムであることを特徴とする請求項３または請求項４に記載のＸ線画像撮影方法。
【請求項６】
前記像面上のボケの幅をＢとし、前記位相コントラストによって生じるエッジ強調の幅をＥとすると、９Ｅ≧Ｂであることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影方法。
【請求項７】
焦点サイズ５０μｍ以上５００μｍ以下の前記熱電子Ｘ線管を用いて、前記Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下、前記被写体から前記Ｘ線画像検出器までの距離が０．１５ｍ以上で２．５ｍ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Ｘ線画像撮影方法。
【請求項８】
有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行なうとき、位相コントラストによって生ずるエッジ強調幅が半影のボケによって拡大されるＸ線画像をデジタルＸ線画像検出器で撮影し、このデジタルＸ線画像検出器面上の被写体の画像サイズより小さいサイズもしくは実寸あるいはそれに近い大きさで表示す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Ｘ線画像撮影方法。
【請求項９】
有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行ない、この拡大撮影の像面上の半影のボケの上に位相コントラストを生じせしめることを特徴とするＸ線画像撮影システム。
【請求項１０】
Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０６×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いることを特徴とする請求項９に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１１】
前記Ｘ線画像検出器がスクリーン・フィルムシステム、あるいはデジタルＸ線画像撮影システムであることを特徴とする請求項９または請求項１０に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１２】
Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０７×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が５×１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いることを特徴とする請求項９に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１３】
前記Ｘ線画像検出器がデジタルＸ線画像撮影システムであることを特徴とする請求項１１または請求項１２に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１４】
前記像面上のボケの幅をＢとし、前記位相コントラストによって生じるエッジ強調の幅をＥとすると、９Ｅ≧Ｂであることを特徴とする請求項９乃至請求項１３のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１５】
焦点サイズ５０μｍ以上５００μｍ以下の前記熱電子Ｘ線管を用いて、前記Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下、前記被写体から前記Ｘ線画像検出器までの距離が０．１５ｍ以上で２．５ｍ以下であることを特徴とする請求項９乃至請求項１４のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影システム。
【請求項１６】
有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行なうとき、位相コントラストによって生ずるエッジ強調幅が半影のボケによって拡大されるＸ線画像をデジタルＸ線画像検出器で撮影し、このデジタルＸ線画像検出器面上の被写体の画像サイズより小さいサイズもしくは実寸あるいはそれに近い大きさで表示することを特徴とする請求項９乃至請求項１５のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、医療用画像診断に用いられるＸ線画像を撮影するＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮影システムに関し、特に高画質が得られるＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮影システムに関する。
【０００２】
Ｘ線画像撮影では、Ｘ線が物体を透過するときに、その被写体である物体の構成要素により吸収もしくは散乱によってＸ線強度が減弱することによるＸ線強度変化による画像を得ることができる。これは吸収コントラストＸ線画像と呼ばれる。またＸ線は電磁波であることから、可視光線同様に屈折や回折が生ずる。この性質によって得られる画像コントラストは、位相コントラストと呼ばれる。上記の吸収コントラストに、この位相コントラストを加えたＸ線画像を、位相コントラストＸ線画像と呼ぶ。この高画質のＸ線位相コントラスト画像を、広く一般の医療施設で実現できる位相コントラストＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮影システムに関する。
【０００３】
【従来の技術】
吸収コントラストによるＸ線画像に、位相コントラストを付加することによって画像コントラストを向上することは、Ｖ．Ａ．Ｓｏｍｅｎｋｏｖ，Ａ．Ｋ．ＴｊａｌｉｃｈそしてＳ．Ｓｈ．Ｓｈｉｌ’ｓｈｔｅｉｎにより、科学雑誌Ｓｏｖ．  Ｐｈｙｓ．  Ｔｅｃｈ．  Ｐｈｙｓ．３６巻１１号１３０９〜１３１１ページ（１９９１年）（特許文献１）に報告されている。しかし、Ｘ線の屈折率は可視光線の百万分の一程度と極めて小さい。すなわち、図１に示すように、空気中での可視光線のプラスチック樹脂の屈折率は１より大きく１．２から１．７程度で、Ｘ線では屈折率をｎ＝１−δで表すと、２０ｋｅＶのＸ線に対する空気中のガラスの場合、δ＝１．３×１０−６であるので、ｎ＝０．９９９９９８７となる。
【０００４】
また、Ｘ線の波長は可視光の千分の一程度である。したがって、Ｘ線の屈折や回折による、位相コントラストを得ることは容易ではない。
【０００５】
そこで、上記論文およびＶｉｃｔｏｒ  Ｎ．  ＩｎｇａｌによるＵＳ特許５，３１９，６９４号公報（特許文献２）、そしてＳｔｅｐｈａｎ  ＷｉｌｋｉｎｓによるＰＣＴ  ＷＯ９５／０５７２５（特許文献３）では、ブラッグ反射用およびアナラザ用の２枚の結晶を用いる位相コントラストＸ線画像撮影方法が開示されている。すなわち、図２に示すように、点状あるいは線状に絞りこんだＸ線ビームを、シリコン単結晶面に斜めから入射させてブラッグ反射により単色のＸ線ビームを得る。このＸ線ビームが被写体を透過した後に、シリコン結晶のアナライザで再度ブラッグ反射をさせ、被写体を透過した時に屈折したＸ線を選択的に取り出すことにより、従来の吸収コントラスト上に屈折コントラストを重ねて画像コントラストを向上せしめる。ここで開示されているＸ線源は銅Ｋα線やＭｏ陽極Ｘ線管を用い、Ｘ線ビーム直径をコリメターで小さく絞り込んだＸ線ビームを用いている。従って、この方法ではＸ線強度は極めて小さく、ハエなどの小さい被写体でしか撮影ができず、人体のＸ線画像撮影は困難である。
【０００６】
一方、シンクロトロン放射光Ｘ線を用いることで、強い点状もしくは線状のＸ線ビームが得られることにより、より大きな被写体を撮影できる位相コントラストＸ線画像撮影技術が、例えばＦｕｌｖｉａ  Ａｒｆｅｌｉらにより科学雑誌Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ第２１５巻１号２８６ページから２９３ページ（２０００年）（特許文献４）に報告されている。
【０００７】
しかし放射光Ｘ線をつくりだすシンクロトロンは極めて大きな施設であり、建設費に莫大な金額を要する。すなわち、この方法では、広く医療現場で位相コントラストＸ線画像撮影を行うことは極めて困難である。
【０００８】
また、図３に示すように、放射光Ｘ線からの平行性のよい単色Ｘ線を用いるが、上記のようなアナライザを用いないで被写体とＸ線検出器を離すことで、Ｘ線の小さい屈折による偏移を拡大して位相コントラスト画像を得る方法がＥｍｉｌｏ  Ｂｕｒａｔｔｉｎｉ等により科学雑誌Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ第１９５巻１号２３９ページから２４４ページ（１９９５年）（特許文献５）に開示されている。しかし、この方法についても、上記同様に放射光Ｘ線を用いるために、広く医療現場で実用することは困難である。
【０００９】
一方、図４に示すように、微小焦点Ｘ線管を用い、ブラッグ反射を利用しない位相コントラスト撮影技術については、Ｓｔｅｐｈａｎ  ＷｉｌｋｉｎｓによりＵＳ特許５，８０２，１３７号公報（特許文献６）や６，０１８，５６４特許（特許文献７）に開示されている。これは、拡大Ｘ線画像撮影を応用して、被写体を透過して屈折する偏移を拡大することにより、位相コントラストを得るものである。この方法では、拡大撮影でのいわゆる幾何学的不鋭を回避するために、Ｘ線が飛び出す窓、すなわちＸ線焦点サイズが２０μｍあるいはそれより小さいＸ線管を用いる。
【００１０】
例えば、Ｓｔｅｐｈａｎ  Ｗｉｌｋｉｎｓの共同研究者であるＤａｃｈａｏ  Ｇａｏ等が報告した科学雑誌Ｉｍａｇｉｎｇ  ＆  Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ第１８巻５号１２５７ページから１２６７ページ（１９９８年）（特許文献８）に述べられているように、図５に示すように、焦点サイズが大きいときには、それに起因する半影のボケによって位相コントラスト画像が得られない。しかし、半影のボケが無視できるような小さいＸ線焦点サイズのＸ線管では、人体を透過するのにそのＸ線ビームの強度が弱すぎ、広く医療現場などで使用することができない。
【００１１】
【特許文献１】
科学雑誌Ｓｏｖ．  Ｐｈｙｓ．  Ｔｅｃｈ．  Ｐｈｙｓ．３６巻１１号１３０９〜１３１１ページ（１９９１年）
【００１２】
【特許文献２】
ＵＳ特許５，３１９，６９４号公報
【００１３】
【特許文献３】
ＰＣＴ  ＷＯ９５／０５７２５
【００１４】
【特許文献４】
科学雑誌Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ第２１５巻１号２８６ページから２９３ページ（２０００年）
【００１５】
【特許文献５】
科学雑誌Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ第１９５巻１号２３９ページから２４４ページ（１９９５年）
【００１６】
【特許文献６】
ＵＳ特許５，８０２，１３７号公報
【００１７】
【特許文献７】
６，０１８，５６４特許
【００１８】
【特許文献８】
科学雑誌Ｉｍａｇｉｎｇ  ＆  Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ第１８巻５号１２５７ページから１２６７ページ（１９９８年）
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】
このように、従来の技術ではＸ線強度の極めて弱いＸ線を用いる方法や、あるいは巨大な放射光Ｘ線源施設を用いる方法でないと位相コントラスト画像を得ることができなかった。このことは、広く一般の医療施設で位相コントラストＸ線画像を得ることができない。
【００２０】
そこで、この発明では、通常医療現場で広く用いられるＸ線管を用いて位相コントラスト画像を得ることができ、そしてその技術を適用してＸ線画像の画質を向上せしめるＸ線画像撮影方法及びそれを実現するＸ線画像撮影システムを提供するものである。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
前記課題は下記のＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮影システムで解決することができる。
『有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行ない、この拡大撮影の像面上の半影のボケの上に位相コントラストを生じせしめるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２２】
さらに詳しくは『Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０６×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２３】
『前記Ｘ線画像検出器がスクリーン・フィルムシステム、あるいはデジタルＸ線画像撮影システムであるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２４】
『Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下で使用する前記Ｘ線の波長（λ）が８ｐｍから７１ｐｍのとき、０．１６×１０７×λＬ＜ｒ＜２．５×１０−４ｍ（２５０μｍ）である焦点サイズ２ｒである熱電子Ｘ線管を用いて、空間分解能が５×１０−５ｍ以上であるＸ線画像検出器を用いるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２５】
『前記Ｘ線画像検出器がデジタルＸ線画像撮影システムであるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２６】
『前記像面上のボケの幅をＢとし、前記位相コントラストによって生じるエッジ強調の幅をＥとすると、９Ｅ≧ＢであるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２７】
『焦点サイズ５０μｍ以上５００μｍ以下の前記熱電子Ｘ線管を用いて、前記Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下、前記被写体から前記Ｘ線画像検出器までの距離が０．１５ｍ以上で２．５ｍ以下であるＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２８】
『有限の大きさの開口から放射状に発散する干渉性のないＸ線を用いて拡大撮影を行なうとき、位相コントラストによって生ずるエッジ強調幅が半影のボケによって拡大されるＸ線画像をデジタルＸ線画像検出器で撮影し、このデジタルＸ線画像検出器面上の被写体の画像サイズより小さいサイズもしくは実寸あるいはそれに近い大きさで表示するＸ線画像撮影方法及びその撮影システム』である。
【００２９】
【発明の実施の形態】
以下、この発明のＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮影システムの実施の形態を図面に基づいて詳細に説明するが、この発明は、この実施の形態に限定されない。
【００３０】
まず、この発明のＸ線画像撮影に用いるＸ線及びＸ線源について説明する。
【００３１】
Ｘ線は１８９５年にレントゲン博士により、「屈折せず化学作用や蛍光作用のある不思議な光」として発見された。そして１９１２年にラウエによる結晶格子回折実験から、Ｘ線は波長の短い電磁波であることが明らかになった。電磁波は波長の長さの順に、γ線、Ｘ線、紫外線、可視光線、赤外線、電波と分類され、Ｘ線の波長は１Å付近と非常に短い。
【００３２】
電磁波は物体を透過するときに屈折や回折を起こす。これらの現象は電磁波を扱う光学において、屈折は幾何光学で、そして回折は波動光学で扱われる。幾何光学では光の直進する軌跡を線で表し、例えばレンズによる光の屈折やＸ線拡大撮影における幾何学的不鋭などが説明される。また回折については、例えば太陽光による高い柱の端の方の影がボケる現象は、電磁波の波の性質である光の回り込みによる回折現象として説明され、波動光学をまたねばならない。
【００３３】
しかし波動光学で論じられる回折現象を引きおこす波の干渉は、すべての電磁波において生ずるものではなく、干渉性の高い電磁波で生ずる現象であることは光学の教えるところである。干渉性には縦方向の干渉性（時間的干渉性）と横方向の干渉性（空間的干渉性）がある。縦方向の干渉性とは光線の進行方向に沿った２点のずれによる干渉性を言い、例えば単色の電磁波で顕著である。横方向の干渉性とは光の進行方向に垂直な断面に着目する干渉性で、波面がそろう電磁波の場合である。これは光源が理想的な点光源か（すなわち、「位置」はあるが「大きさ」がない）、実際的には点光源とみなせるような微小サイズの光源で得られる。また、一定以上の大きさの光源の場合は、被写体から遠くに離すことにより、横方向の干渉性を付与することができる。例えば太陽のように、無限遠にあると考えられるときは、影となる物体からその影の投影面までの距離が一定以上のとき、横方向の干渉性から光の回りこみによって影がボケるという現象が観測される。
【００３４】
ここで横方向の干渉性に注目すると、太陽光線の場合は上記のように自然現象として回折現象が一般に経験される。しかしながら、人工の光源については、逆にこの干渉性をもつ光源はむしろ少ない。例えば、身の回りの可視光線源では電球の場合、加熱されたフィラメントからランダムに光が飛び出すことから、横方向の干渉性は低い。蛍光灯についても同様である。これらの場合は、通常、幾何光学によってほとんどの光の現象が説明でき、波動光学を待つまでも無い。現在広く知られている横方向の可干渉性と縦方向の干渉性を併せもつ可視光線源はレーザー光源であり、その干渉性を利用した光学素子は広く実用化されている。例えばホログラム表示などはその代表例と言える。
【００３５】
Ｘ線源は通常広く利用されるものは全て人工の線源であり、Ｘ線発生の原理は飛行電子の運動エネルギーを電磁波であるＸ線に変換するものである。例えば一般的に使用されている熱電子Ｘ線管の場合、フィラメントから熱電子を発生させ、高い電圧をかけることで加速し、金属面（ターゲット）に衝突させることによってＸ線を発生させる。あるいは、シンクロトロンの場合では、電子を光速度近くまで加速し、その電子の飛行方向を磁場などで急激に変えることによってＸ線を得る。Ｘ線の進行方向を強制的に変えることで発生する機構を制動放射と呼ばれ、広い波長領域のＸ線が得られ、熱電子Ｘ線管およびシンクロトロン放射光Ｘ線源の場合にあてはまる。また、電子を金属面に衝突させる場合、金属を構成する原子の内殻電子を叩き出し、この空いた電子軌道に外殻電子が落ち込むことによってＸ線が発生するＸ線は特性Ｘ線とよばれ、波長幅の狭い強いＸ線を得ることができる。熱電子Ｘ線で得られるもので、ターゲットの金属の種類によって特性Ｘ線の波長が異なる。
【００３６】
ここで熱電子を金属面（ターゲット）に衝突させて発生するＸ線は、一般には横方向の干渉性はない、もしくは低いといわれている。フィラメントから熱電子の発生はランダムに起こり、その熱電子がまたランダムにターゲットに衝突することから、横方向の干渉性を得ることは難しい。これは、フィラメントで発光する電球で、横方向の干渉性を得ることができないことから容易に理解される。Ｘ線は可視光線より波長が１０００分の１ほど短いことから、ことさら横方向の干渉性は得難い。このように熱電子Ｘ線管ではＸ線源の大きさをかなり小さくしない限り、横方向の可干渉性は得られない。
【００３７】
横方向のＸ線の干渉性については青木貞雄が科学雑誌光学第２７巻５号２７３〜２７８ページ（１９９８年）で、『電子線励起Ｘ線源のような平面状のインコヒーレント光源の場合、干渉性のある領域は古典的な考え方で定義できる。注目する平面上の２点が十分な可干渉性をもつ距離Ｄは
Ｄ＝０．１６λＬ／ｒ
で表される。ここでＬは光源から注目する平面までの距離、ｒは光源を円形とみなした場合の半径である』と論じている。なお、λはＸ線波長である。
【００３８】
ここで「注目すべき平面上の２点」が解像すべき物体の大きさで、これを検出器の解像力と考える。例えば画像検出器の解像度を１００ｃｙｃｌｅ／ｍｍとすると、上記の「注目する平面上の２点」の距離は５μｍとして計算できる。乳房用モリブデン管の特性Ｘ線の波長は７１ｐｍ（０．７１Å）であり、Ｘ線管から「注目する平面」（被写体の中央を横切る面とする）までの距離をＬ＝１ｍとすると、ｒ＝２．７μｍとなる。またＬ＝０．６５ｍの場合はｒ＝１．８μｍとなる。すなわち、１００ｃｙｃｌｅ／ｍｍの解像度のある検出器で、モリブデン陽極のＸ線から得られる１７ｋｅＶの特性Ｘ線を用いて被写体上での横方向の可干渉性をえるには、Ｘ線と被写体との距離が１ｍのときにはＸ線源の半径が２．７μｍ以下、そして通常の乳房撮影距離の０．６５ｍのときは１．８μｍ以下である必要がある。
【００３９】
工業用Ｘ線フィルムの解像度は５μｍ／ｍｍを実現できるとしても、一般に医療画像診断に用いるスクリーン・フィルムシステムではせいぜい１０μｍ／ｍｍと考えられ、また医療画像診断用のデジタルＸ線検出器の画素サイズはせいぜい５０μｍであるので、その空間分解能は１０ｃｙｃｌｅ／ｍｍである。デジタルシステムの場合は「注目する平面上の２点」の距離Ｄは５０μｍであるので、Ｘ線管から「注目する平面」までの距離をＬ＝１ｍとすると、ｒ＝０．２７μｍとなる。またＬ＝０．６５ｍの場合はｒ＝０．１８μｍとなる。
【００４０】
乳房撮影用のモリブデン陽極のＸ線管の場合、一般的にＸ線源の大きさは最小で一辺が１００μｍの正方形に設計されており、Ｘ線源は上記計算結果より極めて大きい。したがって被写体との距離が０．６５ｍや１ｍ程度では、Ｘ線画像検出器がスクリーン・フィルムシステムやデジタルシステムの場合、横方向の可干渉性はほとんど得られないということが、上記の計算から理論的に導かれる。
【００４１】
また、横方向の干渉性をマックス・ボルンとエミル・ウオルフによって、可干渉度（ｄｅｇｒｅｅ  ｏｆ  ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  ｜μ１２｜：  ０≦｜μ１２｜≦１）として定義されている。すなわち１が理想的な場合で、可干渉度の上限であり、０は可干渉性がない。通常の自然現象では１はありえず、せいぜい０．８８程度である。
【００４２】
彼等が著した科学成書である「光学の原理ＩＩＩ（１９７５年東海大学出版）」のｐ．７６６の（２８）式から、準単光色による複素可干渉度μ１２は
μ１２  ＝（２Ｊ１（ｖ）／ｖ）ｅｘｐ  ｉψ  であり、
その絶対値の可干渉度｜μ１２｜は
｜μ１２｜＝｜２Ｊ１（ｖ）／ｖ｜・・・（２８’）
また（２９）式を変形すると
ｖ＝２πρΔＸ／λＲ１・・・・（２９’），（２８’），（２９’）
式から可干渉度（ｄｅｇｒｅｅ  ｏｆ  ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  ｜μ１２｜）を求めることができる。尚、Ｊ１（ｖ）は近似的に「光学の原理ＩＩ（１９７５年東海大学出版）」ｐ．６０８の図８．１１から読み取ることができる。
【００４３】
例えば、図６に示すように、モリブデン陽極の熱電子管で、その焦点サイズが１００μｍ、関心領域が１０μｍとすると、ρ＝１００μｍ＝１×１０−４ｍ、Ｒ１＝１ｍ、λ＝０．７Å＝０．７×１０−１０ｍ、ΔＸ＝１０μｍ＝１×１０−５ｍとなり、ｖ＝９０とが得られる。その結果、可干渉度｜μ１２｜≒０となる。すなわち可干渉度は理論上０に等しい。すなわちＲ１が１ｍ程度では、１００μｍ焦点サイズの熱電子Ｘ線管で横方向の可干渉性が得られないという上記の計算結果と一致する。Ｒ１が０．６５ｍのときも同様である。
【００４４】
この発明は人体を透過できるようなＸ線を得ることのできるＸ線源を用い、それは広く医療現場で用いられている熱電子Ｘ線管を用いるものである。この場合はＸ線源の大きさは１００μｍ辺長（上記理論での２ｒもしくはρに相当する）の正方形が最小で、３００μｍや６００μｍであり、一般的にＸ線管から被写体までの距離は０．２ｍ〜２．５ｍである。従って、横方向の可干渉性が高いＸ線を得ることができないので、この発明は電磁波の回折を利用するものではなく屈折を利用するもので、幾何光学の範疇で取り扱うことができる技術として位置付けられる。
【００４５】
次に、Ｘ線管について説明する。
【００４６】
昨今、放射光シンクロトロンＸ線源やカーボンナノチューブを用いたＸ線管など、新しいＸ線源の技術が開発されている。例えば、科学雑誌である日本写真学会誌６５巻第７号（２００２）に掲載の「特集：Ｘ線源の新潮流とＸ線画像技術」に新しいこのＸ線源技術が紹介されている。この発明については、熱電子Ｘ線管を用いるものであるが、この発明の原理を放射光シンクロトロンＸ線源を用いるＸ線画像撮影に応用することは可能である。
【００４７】
レントゲンがＸ線を発見したのは陰極線実験用のクルックス管である。この場合、陰極から飛び出した電子が加速されて直進し、ガラス壁に衝突することから、そのガラス面からＸ線が発生した。このとき衝突させる電子の量を増やすと、ガラスへの衝突による熱によってガラスが解けるために、管電流を多く流すことができなかった。そして、熱に強い白金などの金属面に電子を衝突させることで、Ｘ線の発生量を大幅に向上できるようになった。その後、電子を発生させる陰極を金属板からフィラメントに変えて、フィラメントを真空中で加熱することで発生する熱電子を加速して金属面に衝突させる方法により、さらにＸ線の発生量を増すことができた。このＸ線管は熱電子Ｘ線管あるいはクーリッジ管と呼ばれる。発生させるＸ線量をさらに増すために、熱電子が衝突する金属面を回転する回転陽極Ｘ線管が考案され、現在広く医療現場で使用されている。熱電子を生得させてＸ線を発生させる金属は、金、白金、銀、銅、タングステン、モリブデン、ロジウムなどが代表的である。
【００４８】
この発明で用いる熱電子Ｘ線管の陽極印加電圧、すなわち管電圧は１ｋＶｐから５００ｋＶｐの範囲が用いられる。この管電圧は被写体によって選択され、とくに人体を被写体とする場合は２０ｋＶｐから１５０ｋＶｐが適切である。この設定管電圧はさらに撮影する人体の部位により異なり、乳房撮影の場合は２８ｋＶｐや３４ｋＶｐ、手足の骨の撮影は５０ｋＶｐから８０ｋＶｐ、胃腸などの内蔵の場合は６０ｋＶｐから１１０ｋＶｐ、肺の撮影の場合は９０ｋＶｐから１５０ｋＶｐである。これらの管電圧設定は、放射線技師や医師により、被写体である患者の体格などを考慮し、またＸ線検出器の特性をもとに、適切な画像を得るために設定される。
【００４９】
この発明で用いる熱Ｘ線管の陽極を構成する金属は、タングステン、モリブデン、ロジウムなどが用いられ、乳房画像撮影にはモリブデンやロジウム、そして他の部位はタングステンが一般に用いられる。そしてこの発明で用いるＸ線管の陽極はいわゆる固定陽極でも回転陽極でも構わない。しかしＸ線管電流を多く流すことが可能な回転陽極を用いることが好ましい。この発明において、例えば公開特許公報の特開平１１−１３５０４４号記載のように、回転陽極のターゲット面に複数の傾斜を持たせて、放射するＸ線領域を変化させることが可能はＸ線管を用いることができる。また乳房Ｘ線画像撮影のときについては、公開特許公報である特開２００１−９１４７９号報の技術を使うことができる。
【００５０】
この発明で用いる熱Ｘ線管の開口の大きさ、すなわち焦点サイズは５０μｍ以上５００μｍが好ましい。熱電子Ｘ線管の焦点は一般に正方形であり、その一辺の長さを焦点サイズとよばれる。この焦点の形状が円である場合はその直径、長方形である場合はその短辺をさす。この焦点サイズの測定方法はピンホールカメラによる方法とマイクロテストチャートを用いる方法などがＪＩＳ  Ｚ  ４７０４に記載されている。通常、焦点サイズはＸ線メーカーの測定に基づく値が製品仕様で示され、この焦点サイズはＸ線製造メーカーが表示する。この焦点サイズは「名目の焦点サイズ」であり、この発明でいう焦点サイズとは異なるものである。この名目焦点サイズの大きさは±５０％程度の許容幅である。従って、ＪＩＳ  Ｚ４７０４記載の方法で測定した実効の焦点サイズを規定する。
【００５１】
熱電子Ｘ線管を作動させるには、陽極に高圧を負荷させる高電圧装置が必要となる。短時間に高電圧で高電流を流すために、コンデンサ式高電圧装置が使用されている。また整流器を通した単相電流、３相電流そしてインバータ式高周波電流発生の高電圧発生装置が用いられる。この発明においては、インバータ式高電圧発生装置が好ましい。
【００５２】
熱Ｘ線管は床固定のＸ線発生装置につけられたもの、また移動できるＸ線発生装置につけられたものなどがある。また、Ｘ線管とＸ線検出器とを同時に固定できるＣアームもしくはＵアーム型Ｘ線発生装置がある。この発明においてはいずれのＸ線発生装置を使用することができる。
【００５３】
また、小型のシンクロトロンであるマイクロトロンを用いるときは、特許公開公報である特開２００２−１７２１０９号報の技術を使用することができる。また大型装置であるシンクロトロンを用いた場合の、特許公開公報である特開２００２−３３６２２９号報、特開２００２−３３６２３０号報、特開２００２−３３６２３１号報、特開２００２−３３６２３２号報、特開２００２−３３６２３３号報の技術へ応用することができる。
【００５４】
次に、Ｘ線撮影条件について説明する。
【００５５】
波は波の高さを表す振幅と、波の位置を表す位相により表現される。Ｘ線が物体を透過するときに物体によるＸ線の吸収によって、波の高さ、すなわちＸ線強度が減弱する。これは吸収コントラストと呼ばれ、従来のＸ線画像はこのＸ線コントラストのみで描出されていた。一方、密度の異なる物体の境界面をＸ線が通過すると位相の変化が生じ、Ｘ線の屈折が生ずる。この屈折に起因するＸ線画像のコントラストを位相コントラストと呼ばれる（図３）。この発明はこの位相コントラストを利用してＸ線画像の向上するものである。
【００５６】
Ｉｓｈｉｓａｋａらは幾何光学を用いて、位相コントラストの強さを算出する理論式を科学雑誌Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ，第７巻６号の５６６〜５７２ページ（２０００年）に報告した。図７で示すように、位相コントラストの強さを半値幅Ｅで定義すると、
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）１／３｛Ｒ２δ（２ｒ）１／２｝２／３
で表すことができる。このときＲ１はＸ線焦点から被写体までの距離、Ｒ２は被写体から像面までの距離、δは物体の屈折率ｎ＝１−δで表すもの、ｒは被写体を円柱としたときのその半径を表す。これは、Ｘ線源が点光源であると仮定したときの近似式である。
【００５７】
ここで、屈折するＸ線の偏移を拡大するには、被写体と像面との距離Ｒ２を大きくする必要がある。しかし、理想的な点光源を別として、有限の大きさの焦点サイズの熱電子Ｘ線管を用いると、図８に示すように、半影のボケによる幾何学的不鋭が生ずる。この幾何学的不鋭の幅をＢとすると、Ｂ＝Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）と表せられる。Ｄは熱電子Ｘ線管の焦点サイズである。このときには、位相コントラストの半値幅はＥ＋Ｂで表すことができる。
【００５８】
この発明は、有限の大きさの焦点サイズをもつ熱電子Ｘ線管を用いて拡大撮影を行ない、幾何学的不鋭が生ずるときに、位相コントラスト画像撮影を可能とするものである。上記半値幅Ｅとボケ幅Ｂとを用いると、９Ｅ≧Ｂである撮影方法である。更に具体的には、焦点サイズ５０μｍ以上５００μｍ以下の熱電子Ｘ線管を用いて、Ｘ線焦点から被写体までの距離（Ｒ１）が０．２ｍ以上で２．５ｍ以下、被写体からＸ線検出器までの距離が０．１５ｍ以上で２．５ｍ以下であるＸ線撮影条件及びそれを実現するＸ線画像撮影システムである。
【００５９】
この発明は公開特許公報の特開２００１−９１４７９号報、特開２００１−３１１７０１号報で開示され、本田等により科学雑誌である医用物理誌第２２巻１号２１〜２９ページ（２００２年）、さらに大原等によりＫｏｎｉｃａ  Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ  Ｒｅｐｏｒｔ第１５巻４１〜４４ページ（２００２年）に報告されている。
【００６０】
これらの報告からこの発明による位相コントラスト画像を撮影する条件、あるいはエッジコントラストが得られやすい撮影条件は以下の通りである。
【００６１】
熱電子Ｘ線管の焦点サイズは５０μｍ以上５００μｍ以下であり、焦点サイズは小さいほど位相コントラストが得やすい。Ｘ線の管電圧は人体撮影のときには２０ｋＶｐから１５０ｋＶｐが適切であり、管電圧が低いほど位相コントラストが得やすい。被写体の厚さや撮影部位に応じて、位相コントラストの発現を考慮して撮影管電圧が設定される。モリブデンを陽極とするＸ線管のように、特性Ｘ線が強く制動放射成分が少ないほど位相コントラストが得やすい。焦点サイズと被写体までの距離（Ｒ１）は０．２ｍ以上で２．５ｍ以下であり、そして被写体からＸ線検出器までの距離が０．１５ｍ以上で２．５ｍ以下であるが、Ｒ１，Ｒ２ともに距離が大きいほど位相コントラストが得やすい。つまり幾何学的不鋭はＢ＝Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）であるのでＲ１が大きいほどボケは小さくなる。またＲ２の増大はボケを大きくする一方屈折する偏移を増大させるため、Ｒ２が大きいほど位相コントラストが得やすくなる。このＲ１とＲ２によって拡大率は（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１で表せられる。この拡大率と被写体の厚さや部位により、撮影条件が設定される。拡大撮影されるために、Ｘ線画像検出器は六つ切サイズから半切サイズさらに大型の１辺が１ｍ以上のＸ線検出器が用いられる。また被写体はそのサイズが大きく、球形であり、被写体とそれを取り巻く物質との屈折率との差が大きけれ大きいほど位相コントラストが得やすい。ここで開示する位相コントラストが得やすい条件は全て、幾何光学によるＸ線の屈折理論によって説明可能である。
【００６２】
次に、Ｘ線画像検出器について説明する。
【００６３】
従来Ｘ線画像の検出には、Ｘ線フィルムあるいは、線増感紙（スクリーン）とＸ線フィルム（フィルム）で構成するスクリーン・フィルムシステム（ＳＦシステム）が用いられてきた。これはアナログ画像撮影システムであり、技術成書の「改訂  写真工学の基礎」日本写真学会編、７１８ページ（１９９８年）コロナ社出版に詳しく書かれている。また昨今はデジタルＸ線画像撮影装置が広く使用されるようになってきている。とくにコンピューテッド・ラジオグラフィ（ＣＲ）が１９８０年代以来広く使用されており、その有用性が認められている。例えば本田らにより科学雑誌である日本写真学会誌第６４巻２号１０５〜１１８ページ（２００１年）に詳しく解説されている。１９９０年代にはいり、フラット・パネル・Ｘ線ディテクタ（ＦＰＤ）が用いられ始めている。この技術は、Ｊｏｈｎ  Ａ．  Ｒｏｗｌａｎｄｓらにより科学技術成書「Ｈａｎｄｂｏｏｋ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ」第１巻第４章２２３〜３２８ページ（２０００年）ＳＰＩＥ  Ｐｒｅｓｓ  （アメリカ）に詳しく解説されている。本位相コントラストＸ線画像撮影技術では、これらのアナログであるＳＦシステム及びＣＲやＦＰＤなどのデジタルＸ線撮影システムを用いて位相コントラストＸ線画像撮影を行なう技術である。
【００６４】
次に、アナログＸ線画像撮影システムについて説明する。
【００６５】
アナログＸ線画像撮影にはハロゲン化銀写真フィルムが用いられる。これはＸ線を直接にフィルムに照射してハロゲン化銀粒子を感光させる工業用Ｘ線フィルムと、感度をあげるためにＸ線照射によって可視光を発生させ、その可視光によってハロゲン化銀粒子を感光させるＳＦシステムがある。両者ともに空間分解能が高いことが特徴であるが、直接にＸ線で感光させる工業用Ｘ線フィルムの方が、可視光を発生する過程を含まないので、一般に分解能は高い。アナログＸ線画像撮影システムでは、露光後に現像処理という湿式処理をせねばならない欠点をもつ。
【００６６】
工業用Ｘ線フィルムでは、ハロゲン化銀フィルムを構成するハロゲン化銀粒子がＸ線を吸収して潜像を形成し、現像処理によってＸ線画像が得られる。しかし、一般的にハロゲン化銀フィルムのＸ線吸収量は少ないために、樹脂フィルム両面に銀量に換算して１０ｇ／ｍ２と多くのハロゲン化銀粒子を使用せねばならならず、高価である。尚、使用されるハロゲン化銀粒子はヨウ化銀と臭化銀の混晶で、平均粒径が０．２μｍから１μｍであり、フィルム支持体は厚さ１７５μｍのポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）樹脂が用いられる。Ｘ線画像撮影後は、フィルムメーカー指定の現像処理液もしくは類似の現像処理液で、バット現像もしくは自動現像機で現像処理される。このフィルムで得られる画像の解像度は非常に高く、非破壊検査などに広く使用されるが、Ｘ線感度が低く被曝線量が多いので、医療用にはほとんど使用されない。しかし、画像にとくに高い分解能を必要とするとき、位相コントラストＸ線撮影技術に工業用Ｘ線フィルムを用いることができる。
【００６７】
一般の医療用診断Ｘ線画像を撮影するには、患者の被曝線量を低減するために、感度の高いＳＦシステムが用いられる。これは、スクリーンとハロゲン化銀フィルムとを重ねて、カセッテに装填してＸ線画像撮影がおこなわれるものである。すなわち、照射されたＸ線によってスクリーンが近紫外から可視光領域の波長の光（蛍光）を発し、その光によってＸ線フィルムのハロゲン化銀粒子が感光する。そして、フィルムメーカー指定の現像処理液もしくは類似の現像処理液をもちいて、バット現像もしくは自動現像処理によってＸ線画像を得ることができる。
【００６８】
スクリーンはＸ線が照射されると可視光を発する蛍光体粒子が高分子のバインダーに分散されて支持体上に塗布されたものである。さらにその上に擦り傷などを防止するための保護膜が塗設されるが、画像の鮮鋭性を向上するには、その厚さはできるだけ薄いほうがよい。すなわちスクリーンはタングステン酸カルシウムやガドリニウムオキシサルファイドなどの希土類蛍光体を有するもので、照射されたＸ線のエネルギーを青色あるいは緑色発光に変換するものである。特に希土類蛍光体を用いた増感紙については特開平６−６７３６５で開示されている技術を使用しても構わない。またハロゲン化銀写真フィルムは、支持体の片面のみに感光性乳剤が塗布されたものや支持体の両面に感光性乳剤が塗布されたものなどを使用することが好ましい。その感光性乳剤層の厚さは１μｍから５μｍ程度が好ましい。塗布銀量は３〜８ｇ／ｍ２で、ハロゲン化銀粒子は０．５〜３モル％の沃素を含む沃臭化銀が好ましく、球形、ジャガイモ状そして平板状の粒子が用いられる。特に両面フィルムの場合、フィルム支持体を挟んだそれぞれの乳剤層の写真特性が異なる写真感光材料を使用することは好ましい態様である。また両面フィルムのそれぞれの乳剤面の間にクロスーオーバー光を吸収する層を有する写真フィルムを使用することは好ましい。すなわちクロスオーバーカット率がすくなくとも８０％以上、好ましくは９０％以上で１００％であることは、もっとも好ましい。この発明で使用する片面そして両面フィルムのサイズは六つ切りサイズから半切サイズまで、あらゆるサイズのフィルムを用いることができる。これらハロゲン化銀写真感光材料は、特開平６−６７３６５や、例えば“改訂  写真工学の基礎  −銀塩写真編―”（日本写真学会編コロナ社１９９８年）に概説されている。また現像処理については、現像処理温度を上げることやその処理時間を延ばすことで平均階調を上げることができるが、自動現像処理を行うときには原則的にはフィルムメーカー指定の現像処理条件で処理することが好ましい。
【００６９】
位相コントラストＸ線撮影においては、いわゆる拡大撮影が行なわれる。拡大撮影を行なうためには、高感度のＳＦシステムを用いることが好ましい。すなわち両面塗布フィルムを用い、緑色発光のスクリーンを用いるとき、標準感度はＳＲＯ２５０スクリーン（コニカ株式会社製）とＳＲＧフィルム（コニカ株式会社製）とを組み合わせたＳＦシステムンの感度であり、相対感度２５０とする。この感度そしてこの感度以上となるスクリーンとフィルムとを組み合わせたＳＦシステムを用いることが好ましい。ＳＦシステムの画像コントラストは２以上５以下が用いられる。高い鮮鋭性を得るために、片面塗布フィルムと１枚のスクリーンとを組み合わせたＳＦ片面システムを用いることは好ましい。とくに乳房画像撮影に一般的に用いられる。この場合、感度は２００以上そして７５０以下が好ましい。
【００７０】
この発明において、乳房撮影用のＳＦシステムの感度は以下のようにして測定する。すなわち、三相電源２８ｋＶｐで動作させたモリブデンターゲット管に１ｍｍのベリリウム、０．０３ｍｍのモリブデン及び２ｃｍのアクリルフィルターを透過したＸ線を用いてスクリーン・フィルムシステムを露光し、ハロゲン化銀写真感光材料の現像処理を行う。現像処理はコニカ製ＳＲＸ−５０２自動現像機、現像液はコニカ製ＸＤ−ＳＲ、定着液はコニカ製ＸＦ−ＳＲを用い３４℃、９０秒処理で行う（尚、使用するフィルムのメーカーの指定の、他の現像処理でも構わない）。ここで感度とは、カブリ＋１．０の光学濃度を与えるのに必要なＸ線照射線量の逆数をいい、相対値で表す。すなわち、ＭＤ１００（スクリーン、コニカ製）とＣＭＨフィルム（コニカ製）のＳＦシステムの感度を１００として基準とする。
【００７１】
例えばモリブデンターゲットＸ線管に１ｍｍのベリリウム、０．０３ｍｍのモリブデン及び２ｃｍのアクリルフィルターから６０ｃｍの距離にそのＳＦシステムを置き、フィルム側からＸ線を照射する。照射Ｘ線量調整はＸ線管のｍＡｓ値を変化させ、現像処理後にカブリ＋１．０の光学濃度を与えるのに必要なＸ線照射線量の逆数を求め、Ｘ線増感スクリーン／ハロゲン化銀写真フィルムの組体感度を１００とする。そして次に測定するＭＤ１００の代わりのＸ線増感紙とフィルムＣＭＨとを組み合わせて、上記同様にして増感紙の相対感度を求める。なお現像処理はコニカ製ＳＲＸ−５０２自動現像機、現像液はコニカ製ＸＤ−ＳＲ、定着液はコニカ製ＸＦ−ＳＲを用い３４℃、９０秒処理で行う（または、メーカー指定のほかの処理方法でも構わない）。
【００７２】
ここでスクリーン・フィルムシステムにおいては、システムの感度が上昇すると鮮鋭性が低下する。この発明においては高感度であって、さらに鮮鋭性のよいＸ線乳房撮影用ＳＦシステムを使用することは好ましい。すなわち乳房画像撮影用のＸ線増感スクリーンの感度は２００以上７５０以下であり、且つＸ線増感スクリーンのコントラスト伝達関数（ＣＴＦ）が空間周波数５本／ｍｍで０．３以上１．００以下であることを特徴とするＳＦシステムである。ここでコントラスト伝達関数（ＣＴＦ）とは使用するＳＦシステムで得られる画像の鮮鋭性をあらわす一つの物理量である。最大値は１．０最小値は０であり、値が高い程鮮鋭性がよいことを表す。この測定は以下のように概略行われる。すなわち鉛製の矩形波チャートをスクリーン・フィルムシステムに密着し、Ｘ線曝射を行う。現像処理後に得られた矩形波画像をマイクロデンシトメーターで濃度測定を行って、各空間周波数毎のＣＴＦが得られる。
【００７３】
ＳＦシステムの鮮鋭性は、そこで使用するハロゲン化銀写真フィルムのコントラスト及び増感スクリーンの鮮鋭性に依存する。鮮鋭性のよいＸ線用増感スクリーンは支持体と蛍光体を含有する蛍光体層と保護層とから構成されており、該蛍光体の平均粒子径が２μｍ以上５μｍ以下であり、該蛍光体の充填率が６０％以上８０％以下であり、蛍光体層の結合剤重量比が０．１％以上５％以下である態様が望ましい。そして結合剤が親水性極性基を有する樹脂を含有していることが好ましい。
【００７４】
この発明で使用する乳房撮影用の片面塗布のハロゲン化銀フィルムは１００〜２００μｍの厚さの下引き加工したポリエチレンフタレートの青く着色した支持体の片側の面に乳剤面をもち、もう片側はバッキング層としてゼラチン膜を塗布したものが好ましい。このバッキング層はフィルムのカーリングを防止することを主目的に塗布されたものであるが、フィルム間のくっつきを防ぐためのマット加工は好ましい態様であり、また帯電防止剤やハレーション防止染料などを含有することなどは好ましい態様である。このフィルムはシート状のもので、取り扱い中の怪我を防止するために、角が丸く加工されており、乳剤面識別のためのノッチ加工されていることが好ましい態様である。この発明では拡大撮影を行うために、乳房全体像としてとらえるために、従来使用されている六つ切りサイズ及びそれより大きいサイズのハロゲン化銀写真感光材料を用いることが好ましい。
【００７５】
この発明で使用する乳房画像撮影用の片面塗布ハロゲン化銀フィルムは乳剤層が１層以上で、平均粒径の異なるハロゲン化銀粒子がそれぞれ含有する層を有することができる。これら感光層の感度関係はとくに規定されるものでなく、つまり上層と下層の２層で構成されるとき、上層感度が下層感度より低い設計でもよく、逆に高い設計でもよい。診断目的によってこれは設計されるべきである。
【００７６】
この発明で使用する乳房撮影用のハロゲン化銀フィルムの乳剤層中に含有するハロゲン化銀粒子組成はヨウ臭化銀が好ましく、そのヨウ素のモル組成は２％以下が好ましい。またハロゲン化銀粒子の形状は立方体、八面体、そして板状でもよく、それらの混合状態でもまたそれぞれ１種が主たるものでもよい。板状の場合平均アスペクト比が２以上１５未満のものを用いることができる。さらにハロゲン化銀乳剤粒子が単分散でるものを使用することが好ましく、またいくつかの単分散乳剤を混合して使用することもできる。これらハロゲン化銀乳剤粒子は適切な金硫黄増感やセレン増感などの化学増感が施され、またハロゲン化銀粒子形成時にイリジウム陽イオンなど金属イオンをドープすることができ、また使用する分光増感色素の添加はハロゲン化銀粒子生成時に行ってもよい。とくにこの発明で使用する乳房画像撮影ＳＦシステムについては、特開２００１−１９４７３８号公報で開示されている技術を用いることは好ましい。
【００７７】
次に、デジタルＸ線画像撮影システムについて説明する。
【００７８】
デジタルＸ線画像撮影には、ＣＲやＦＰＤが用いられる。この特徴は、画像情報をデジタル化した電気信号に変換するために、画像処理が容易に行えることである。またアナログＸ線画像撮影システムでは、Ｘ線画像検出とＸ線画像表示が同一のハロゲン化銀フィルムで行うために、画像検出機能を設計するとき、Ｘ線画像表示の機能からの制限が生ずるので、その能力を１００％発揮できない。しかし、デジタルＸ線画像撮影システムでは、Ｘ線画像検出器と画像表示が機能的に切り離されているために、Ｘ線画像検出器として十分に能力を引き出すことができる。たとえば、ＣＲ及びＦＰＤともに、画像検出のダイナミックレンジがＳＦシステムと比べると倍ほどである。しかし、デジタルＸ線画像システムは、画像の検出が有限の大きさの画素単位で行なわれるために、アナログＸ線画像撮影システムと比べると空間分解能が小さいという欠点がある。一般に医療画像診断用のデジタル画像撮影システムの画素は５０μｍ平方から３００μｍ平方である。すなわち、その画素より幅の狭い画像、あるいはサイズが小さい画像は描写できない。
【００７９】
ここで、位相コントラストで得られるエッジ強調の山と谷との間の距離は、理想的な点光源を使用して像面上にボケがないときには、数μｍ程度である。従って、このエッジ強調の山と谷とがディテクタの一つのピクセル内にとらえられると、互いに打ち消しあって、エッジ効果を検知することができない。しかし、図９に示すように、位相コントラストが幾何学的不鋭によるボケの上にのることにより山と谷との距離が広がり、山と谷とを別々のピクセルで捕獲することができるようになり、エッジ効果は効果的に検知することができる。
【００８０】
図１０に示すように、Ｒ１＝Ｒ２＝１ｍ（２倍拡大撮影）、Ｘ線管の管電圧５０ｋｅＶの条件で撮影した直径８．５ｍｍのプラスチックファイバの、像面上でボケ（Ｂ値）を変化させた場合の、エッジ強調のＸ線強度プロファイルのシミュレーション結果を示す。ここで、ディテクタのピクセルサイズは８７．５μｍのとき、Ｂ値が１００μｍで、エッジ強調の山と谷がそれぞれ別のピクセルで検知され、エッジ強調が効率的に得られる。このように、デジタルＸ線画像撮影システムを用いるとき、幾何学的不鋭によって位相コントラスト幅が拡大されることによって、位相コントラスト画像を撮影することが可能となる。
【００８１】
上記のように、デジタルＸ線画像撮影の場合には、画像診断を行なうための出力画像サイズを容易に変化することができる。目的によって、拡大表示そして実寸表示そして縮小表示を行なうことができる。位相コントラスト画像撮影は拡大撮影であるので、そのまま表示すると、撮影時と同じ拡大率で拡大表示される。
【００８２】
一方、従来の密着撮影と同じ画像サイズに表示することで、医師の見慣れた画像サイズとすることができ、またすでに保存してある従来の密着撮影と同じ画像サイズでみることは、画像診断にとって好都合である。従って、ここでいう実寸サイズ表示とは、従来の密着撮影で得られる画像の拡大率で表示することである。実際に被写体に厚みがあるために、被写体画像の全ての部分を同一の拡大サイズに固定することは原理的にも困難である。また、この密着撮影画像サイズ、すなわち実寸サイズより小さく表示することも目的によって可能である。小さいサイズは一目で全体を捉えることができ、かつ出力画素を小さくすることで画質を向上することができる。
【００８３】
ＣＲシステムについては、先に挙げた科学論文、さらにＪ．Ａ．Ｒｏｗｌａｎｄｓによる最近の科学論文、Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄＢｉｏｌｏｇｙの４７巻Ｒ１２３〜Ｒ１６６ページ（２００２年）に技術が記述されている。
【００８４】
ＣＲではＸ線エネルギーを輝尽発光蛍光体に一旦蓄え、光照射によって、照射Ｘ線強度に比例した強度の蛍光を取り出す。画素サイズは、この信号を読み取る間隔（サンプリングピッチ）に対応する。ここで用いられる輝尽発光蛍光体はとくに制限はないが、ユーロピウム賦活のフロオロバリウムハライドが用いられる。ハライドは塩素、臭素、沃素そしてその混用である。また、タリウム賦活沃化セシウムやユーロピウム賦活臭化セシウム、そしてタリウム賦活臭化ルビジウムも用いられる。輝尽発光を起こす光はレーザー光源を用いることが好ましく、それぞれの輝尽性蛍光体の物理的性質からその波長は選ばれる。輝尽発光は光電子倍増管やＣＣＤなどで読み取られる。このとき、輝尽発光体を保持する基板を透明基板として、輝尽発光を両面から読み取ることができる。また、柱状結晶の場合は、透明基板側からレーザー光照射を行い、柱状結晶側から輝尽発光を読取ることができる。また、柱状結晶側からレーザー光照射を行い、同じ面で輝尽発光を読み取ることもできる。また、レーザー光照射は複数回照射して輝尽発光を複数回取り出すことも可能である。複数枚、例えば４枚の輝尽性蛍光プレートを用いて、より広い面積、すなわち半切サイズあるいはそれ以上の面積を撮影することもできる。
【００８５】
ＦＰＤについては、照射されるＸ線のエネルギーを直接に電荷に変換し、そのＸ線照射量に比例して発生する電荷量を読み出して画像信号とする直接型ＦＰＤと、照射されるＸ線のエネルギーを一旦、可視光に変換し、その光を光半導体に照射することで光強度に比例する電気信号を得て画像信号を得る間接型ＦＰＤの２種類が代表的なものである。また、後者においては、光半導体を用いずにＣＣＤで発生した可視光を読み出す方式も含まれる。
【００８６】
直接型ＦＰＤに用いる、照射Ｘ線のエネルギーを電荷に変換する素材はａ−Ｓｅが一般的である。このａ−Ｓｅ板の上下に１０００Ｖ近い電圧をかけて、Ｘ線照射により発生した電子と正孔を分離する。この電荷を一旦キャパシターで蓄え、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）で随時電荷をよみとる。ここで用いるａ−Ｓｅの代わりに沃化鉛、沃化水銀、酸化鉛、臭化タリウムを使用することができる。
【００８７】
この方式での画素はＴＦＴにより読み取る単位であって、医療用画像診断の目的には５０μｍから３００μｍの辺長の画素である。高電圧をかけるため、これによるＴＦＴの破壊を防ぐために、ツエナーダイオードを使うことは好ましい。ＴＦＴはａ−Ｓｉを用いたＦＥＴ（Ｆｉｅｌｄ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）が用いられるが、低温ポリシリコン、有機半導体などを使用するＴＦＴは好ましく使用される。
【００８８】
また、ＴＦＴの基板はガラスそして樹脂やそれらの複合材料を用いることができる。さらに、２枚、あるいは４枚のＦＰＤ単位で、より広い面積のＦＰＤを構成することは、好ましいことである。乳房撮影用に用いる直接型ＦＰＤの画素サイズは１００μｍ以下がこのましく、５０μｍや２５μｍ、さらに１０μｍの画素が好ましく使用される。乳房撮影用に用いる直接型ＦＰＤに使用するａ−Ｓｅの厚さは１０００μｍ以下で１００μｍ以上が好ましい。
【００８９】
間接型ＦＰＤは照射Ｘ線エネルギーを光に変換するシンチレータ、シンチレータから発光する蛍光を電気エネルギーに変換する光半導体、そして光半導体から２次元平面状に画像信号を読み出すＴＦＴで構成される。シンチレータはＸ線照射により可視光を発光する蛍光体粒子が高分子膜中に分散されたものである。使用する蛍光体はタングステン酸カルシウムやガドリニウムオキシサルファイドなどの希土類蛍光体、そしてＣｓＩなどである。蛍光体は粒子として高分子媒体に分散してもよく、平均粒径が３μｍ以下１μｍ以上の球状の蛍光体粒子を使用することは好ましい。ＣｓＩなどについては、蒸着技術などによって柱状結晶として使用することが好ましい。特に希土類蛍光体についてはＸ線スクリーンに用いる蛍光体である特開平６−６７３６５で開示されている技術を使用しても構わない。また光半導体はａ−Ｓｉを主たる組成とするもの、結晶性Ｓｉを主たる組成とするものなどが使用できる。また、フラーレンやカーボンナノチューブとポリチエフェンなどの導電性高分子の混合体を用いることは更に好ましい。
【００９０】
ここで使用される光半導体はｎ−ｉ−ｐ型光半導体、ショトッキイ型光半導体あるいはＭＩＳ型半導体が使用される。間接型ＦＰＤの画素サイズは光半導体の１辺長で決定される。医療用画像診断に用いられる間接型ＦＰＤの画素サイズは５０μｍから３００μ程度である。特に乳房画像用の場合は１００μｍ以下が好ましく、５０μｍや２５μｍ、さらに１０μｍの画素が好ましい。ＴＦＴはａ−Ｓｉを用いたＦＥＴ（Ｆｉｅｌｄ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）が用いられるが、低温ポリシリコン、有機半導体などを使用するＴＦＴは好ましく使用される。また、ＴＦＴの基板はガラスそして樹脂やそれらの複合材料を用いることができる。さらに、２枚、あるいは４枚のＦＰＤ単位で、半切サイズあるいはそれ以上のより広い面積のＦＰＤを構成することは、好ましいことである。
【００９１】
間接型ＦＰＤのほかの技術として、シンチレータで発光する光を、光ファイバーあるいはレンズの集光によりＣＣＤの各画素に導き、ＣＣＤで光エネルギーを電気エネルギーに変換する技術を使用できる。シンチレータからの蛍光を集光するファイバー径あるいはレンズの口径で画素サイズが決定される。この場合も画素サイズの好ましい範囲は上記同様である。また、ＣＣＤのノイズの発生を低減せしめるために、空冷あるいは水冷することは好ましい。また複数のＦＰＤパネルを用いて、より広い面積のＦＰＤを構成することは好ましいことである。
【００９２】
次に、画像処理について説明する。
【００９３】
デジタルＸ線画像撮影システムを位相コントラスト画像撮影に使用するとき、得られた画像信号を処理して見やすい画像を形成することは、この発明において重要である。
【００９４】
位相コントラスト画像撮影は１．２倍乃至３倍拡大撮影であることから、従来の密着画像サイズに戻すことで、過去画像と違和感なく診断することができる。このとき、拡大倍率の分だけ縮小処理することは、補間処理が不要であり好ましい。また、画像を縮小するとき、レーザーイメージャなどの出力器の最小画素サイズあるいは標準画素サイズにあわすことは好ましい。あるいは最小画素サイズの整数倍の画素サイズに縮小することは好ましい。この出力画素サイズの整数倍画素サイズに縮小するときに、従来の密着画像サイズに等しいあるいは近いサイズの拡大率で位相コントラスト撮影を行なうことは好ましい。
【００９５】
得られた画像信号を用いて出力画像を形成するとき、画像信号に対して直線的な画像濃度で出力画像を形成することは基本的なことである。従来のＳＦシステムにならってＳ字曲線に変換して画像出力画像を描出することができる。また、信号値が大きい部分や小さい部分を、とくに選んで緩やかなコントラストで画像出力画像を形成することも可能である。また一定以下の画像信号領域以上について、画像出力器あるいは画像出力フィルムの最大画像濃度で出力することは好ましい。従来のＳＦシステム画像では濃度１付近で最大画像濃度コントラストで描写する。デジタル画像コントラストは１〜３が好ましいが、とくに乳房画像の場合、２．５以上で５迄の範囲で描写することは好ましい。また、画像領域範囲での画像信号を出力画像の最低濃度と最高濃度領域に７０％以上で１００％以内に入るように出力することは好ましい。
【００９６】
位相コントラスト画像では、被写体の辺縁が強調される。さらにいわゆるボケマスク処理により、さらに辺縁部を強調処理することは好ましい。この辺縁部の画像強調を行なうとき、画像信号強度変化が大きいものほど強調を強め、変化の少ないものほど強調を少なくすることで、画像ノイズの上昇を抑えることができる。また、得られた画像信号を空間周波数に分解し、診断部位ごとに適した画像にするために、その空間周波数によって強調処理を行なうことは好ましい。
【００９７】
位相コントラスト画像撮影では、被写体の辺縁が強調される。すなわち画像信号変化が拡大される。この画像信号変化が大きい部分のみを抽出し、辺縁が主たる画像を描出することは好ましい。また抽出したこの場像信号の大きい部分を再度原画像に加算して位相コントラストを強めることは好ましい。
【００９８】
位相コントラストはＸ線撮影時のＸ線管電圧で異なる。すなわち、高電圧であると、位相コントラストが小さく、低電圧であると位相コントラストが大きくなる。従って、Ｘ線管電圧の異なる２撮影画像信号を加算あるいは引き算することで、位相コントラスト成分をコントロールすることは好ましい。
【００９９】
得られた位相コントラスト画像を過去の撮影画像と重ねて病状変化を強調する、いわゆる経時差分処理や、予め病変情報をコンピュータに入力しておき、得られた画像情報と比較して病変の可能性を画像上に表示する、いわゆるＣＡＤ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ａｓｓｉｓｔｅｄ  Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ）を使用することは好ましい。
【０１００】
位相コントラストＸ線画像のデジタル撮影システムについては、特開２００１−２３８８７１号、特開２００１−２９９７３３号、特開２００２−８５３８９号、特開２００２−１５９４８２号などの技術を使用することができる。
【０１０１】
次に、位相コントラストＸ線画像出力について説明する。
【０１０２】
デジタルＸ線画像撮影システムではＳＦシステムと異なり、Ｘ線画像撮影とＸ線画像撮影が分離しており、容易に様々な方式で画像を表示することが可能である。すなわち、従来のようなＳＦシステムに類似した画像として表示する透明画像のハードコピー、参照用などに主に用いられる反射型ハードコピー、また陰極管（ＣＲＴ）や液晶などのようないわゆるソフトコピーなどに出力される。これらの画像の表示の濃度深さは８ビット以上さらに１０ビット以上がこのましい。また画像の最高濃度は２．５以上５以下が好ましい。とくに乳房画像を表示するときは、画像濃度を３以上、さらに３．４以上であることが好ましい。
【０１０３】
ハードコピーを作製するとき、得られた画像をＣＲＴ上に描写し、それをレンズを通して銀塩フィルムに焼き付ける方法、画像信号強度に比例した強度のレーザー光で銀塩フィルムに焼き付ける方法などがある。また、画像信号強度に比例して発熱を行なう、いわゆるサーマルヘッドで、熱量変化に対応する画像を描写するもの、また画像信号強度に比例する濃度となるようにインク吐出量や濃度の違うインクを適宜吐出させて画像を描くインクジェット方式などがある。透明媒体を使用するとき、従来のＳＦシステム同様に、青く着色した透明樹脂ベースあるいは無色透明の樹脂ベースを使用することは好ましい。その厚さは１７５μｍを中心値として設計されることは好ましい。また、反射画像を形成するとき、白色の樹脂ベースや紙を使用したベースを使用することは好ましい。銀塩画像の場合、ニュウトラルな黒い色調の画像が好ましく、赤っぽい画像や黄色味がかかった画像は好ましくない。銀塩画像は従来の現像処理、すなわちウエット処理を行なうフィルム、レーザー露光後に過熱で発色するもの、あるいは加熱のみで画像を形成する方法などがある。ハードコピーの画像形成は銀を主たるもの以外、染料や顔料などは好ましい。この場合も銀塩画像で得られた黒い色調で画像を形成することはこのましく、画像内に表示する矢印や患者名などは、白黒ではなく赤、黄色、青色などの着色することは好ましい。また、注目部位や位相コントラストで強調された辺縁を着色することは好ましい。染料や顔料で画像を形成するとき、染料や顔料などの発色成分を内包する樹脂カプセルを過熱で破壊して、カプセルを分散している媒体中に発色成分と反応する化合物を分散し、カプセルが破壊された部分が発色するような画像形成は好ましい。またインクを一面に塗布したシートから過熱によりインクが昇華して樹脂などの媒体に転写して画像を形成すること、あるいはノズルからインクを射出して画像を形成する方法などがある。この画像形成時に、画像出力器に入力した画像信号を処理して、拡大縮小、ダイナミックレンジ圧縮、画像辺縁強調処理などを行なったうえで、画像を出力することは可能である。出力画像の画素サイズは画像入力画素サイズと同一あるいは整数倍が好ましい。画素の大きさは３００μｍから４０μｍさらに１０μｍまでの高精細であることは好ましい。
【０１０４】
ソフトコピーで位相コントラストＸ線画像を表示するとき、自己発光のＣＲＴやプラズマディスプレイ表示、あるいは発光源からの透過光を調整して画像を表示する液晶やｅ−インク表示などを使用することができる。ソフトコピー表示の場合、画面の明るさは４００ｎｉｔ以上が必要であり６００ｎｉｔ以上が好ましい。またコントラスト比は６００以上１００００以下が好ましい。また表示画素サイズは３００μｍから４０μｍがこのましい。画像表示はモノクロ用でもカラー画像用でも構わない。この画像を表示するときに、画像出力器に入力した画像信号を処理して、拡大縮小、ダイナミックレンジ圧縮、画像辺縁強調処理などを行なったうえで、画像を出力することは可能である。
【０１０５】
次に、Ｘ線画像撮影システムについて説明する。
【０１０６】
位相コントラストＸ線画像システムは、Ｘ線の屈折を利用した従来にない医用Ｘ線画像撮影システムである。従って、本システムは位相コントラスト画像を撮影可能な装置や設備などを必要とする。
【０１０７】
すなわち一般撮影の場合、図１１に示すように、Ｘ線源のＸ線管１０とＸ線画像検出器１１との間に、患者を固定する被写体固定具１２を必要とする。そして、赤外光位置検出器２０、駆動モータ２１を備え、赤外光位置検出器２０によりＸ線管１０とＸ線画像検出器１１との距離Ｒ１を検出し、操作装置２２によって駆動モータ２１を駆動してＸ線管１０が距離刻印レール２３上を移動する。操作装置２２には、画像表示モニタ２２ａ、キーボード２２ｂ、コントロール装置２２ｃ及びＸ線源コントロール装置２２ｄが備えられ、Ｘ線画像がレーザイメージャ２４に出力される。
【０１０８】
このＸ線画像撮影システムでは、被写体固定具１２に鉛のスケールを入れることにより、出力画像での被写体の大きさを簡単に知ることができる。また、被写体固定具１２の下にＸ線を透過し難い素材をつけ、被写体の患者に対する無用な被曝をさけることは好ましいことである。これは立位で撮影する場合であるが、寝た状態、すなわち臥位での撮影の場合は、Ｘ線源と固定具そしてＸ線画像検出器１１は垂直方向に設置され、Ｘ線源が上または下に配置される。このとき、頭部画像撮影などはＸ線斜入撮影も行なわれる。この３要素、すなわちＸ線源、固定具そしてＸ線画像検出器１１が一つの装置に組み込まれて固定することもでき、また別々に設置されて、別個に適宜配置することも可能である。別個に設置されるとき、Ｘ線画像検出器１１は５０ｃｍ以上の辺長のものを使用することができ、このような大型の場合、振動などを防ぐために、Ｘ線画像検出器１１を支える支柱の本数は複数であることが好ましい。位相コントラスト撮影では被写体固定具１２に固定される被写体とＸ線画像検出器１１との間の距離Ｒ２を０．１５ｍ以上とすることから、従来密着撮影で使用していたＸ線グリッドを使用する必要はない。
【０１０９】
乳房画像撮影の場合は、いわゆるＣアームあるいはＵアームとよばれるように、Ｘ線源のＸ線管１０とＸ線画像検出器１１が、図１２に示すように、一対で固定された装置が一般的である。それは、Ｘ線源とＸ線画像検出器１１との間の距離を０．６ｍないし０．６５ｍに固定されているからである。
【０１１０】
回転支柱３０を支点に距離刻印支柱３１が回転し、距離刻印支柱３１には被写体の握り棒３２が設けられている。また、距離刻印支柱３１には、電気抵抗器３３が設けられ、電気抵抗位置検出器３４によって被写体固定具１２の位置を検出するようになっている。
【０１１１】
位相コントラストの乳房Ｘ線画像を撮影するときには、被写体からＸ線画像検出器１１との間を離す必要があり、また、Ｘ線画像検出器１１と被写体との間の距離は大きいことが望ましい。また、撮影装置としては、Ｘ線源であるＸ線管１０、乳房固定具である被写体固定具１２そしてＸ線画像検出器１１を備える必要があり、操作装置２２によって操作される。操作装置２２には、設定条件表示パネル２２ｅ、キーボード２２ｂ、コントロール装置２２ｃ及びＸ線源コントロール装置２２ｄが備えられている。
【０１１２】
従って、従来の乳房画像装置のように、Ｘ線画像検出器１１を０．６ｍあるいは０．６５ｍに固定しない撮影装置である。例えばＸ線源と被写体固定具１２を従来の距離Ｒ１である０．６ｍあるいは０．６５ｍと固定したとしても、位相コントラスト撮影ではＸ線画像検出器１１は、被写体からの距離Ｒ２を０．１５ｍ以上離す必要がある。このように被写体からＸ線画像検出器１１を離す場合は、従来密着撮影で使用していたＸ線グリッドを使用する必要はない。また、従来の乳房Ｘ線撮影装置では、患者は立位あるいは車椅子などの座位撮影が行なわれているが、臥位撮影を行なうことも可能である。乳房画像撮影のとき、Ｘ線が患者の頭部から垂直に侵入するＣＣ撮影法、また斜めから照射されるＭＬＯ撮影法などが、位相コントラストＸ線撮影で行なわれる。
【０１１３】
位相コントラスト撮影では被写体である患者とＸ線画像検出器１１との間に距離Ｒ２を置くので、そのＸ線が飛行する経路に不必要なものが侵入しないように治具を設けることが好ましい。また、Ｘ線管１０、被写体固定具１２、そしてＸ線画像検出器１１とのそれぞれの距離を自動的に測定することは好ましい。その距離データにもとづき、拡大率を算出し、さらにＸ線撮影条件の決定に使用することは好ましい。Ｘ線画像検出器１１や被写体固定具１２に、Ｘ線強度を測定する端末を設置し、その値にもとづいて撮影条件を決定することができる。また、位相コントラスト撮影と従来の密着撮影を区別するために、位相コントラスト撮影をおこなう距離関係であるとき、撮影条件を密着撮影に設定するとＸ線が発射しないなどの装置をＸ線発生装置に装備することは好ましい。
【０１１４】
ＳＦシステムで撮影されるときは、銀塩フィルムとＸ線スクリーンを装着したカセッテをＸ線画像検出器として使用する。Ｘ線画像の撮影後に、カセッテから銀塩フィルムを取り出し、自動現像機などで現像処理が行なわれる。得られた処理済のフィルムには画像が描かれ、蛍光灯などを装備したライトボックス（シャウカステン）上で画像が観察される。画像の観察後は、そのまま所定の場所に一定期間は保管され、適宜必要に応じて取り出して観察される場合もある。また、フィルムデジタイザで画像情報をデジタル化して、画像処理して画像を別途表示することも可能で、またデジタル情報として画像情報が保存される。
【０１１５】
デジタルシステムで撮影されるときは、ＣＲの場合は輝尽性蛍光体プレートをいれたカセッテをＸ線画像検出器として使用する場合と、輝尽性プレート読取装置一体型のＣＲ装置をＸ線画像検出器として使用する場合がある。カセッテを使用するときは、撮影後にカセッテを画像読取装置にセットすることで、Ｘ線画像が読み取られる。とくにＣアームやＵアームなどの一体型の撮影装置を使用するときに使用される。輝尽性プレート読取装置一体型の場合は、Ｘ線源、そして被写体固定具は別途に設置される。ＦＰＤを使用するときは、Ｘ線源―被写体固定具―ＦＰＤと３要素が一体化させる場合と、それぞれ独立して設置して撮影する場合がある。このときＦＰＤは、自動Ｘ線露出装置として使用することができる。
【０１１６】
図１３に示すように、位相コントラストＸ線撮影装置９０のデジタルＸ線画像検出器で得られたＸ線画像情報は、画像処理が施され、必要によってはＣＡＤ処理され、そして画像プリント出力、画像表示、画像信号保存等のソフトコピーあるいはハードコピーに出力されて画像診断に供せられる。画像情報は病院施設内の局所的ネットワークや他の医療施設や研究施設とネットワーク回線、あるいはインターネット回線を通じて送付することができ、送付された遠隔地で画像診断することが可能である。このような画像情報をデジタル情報として送るときはＤＩＣＯＭ規格などのプロトコルに準拠することが好ましい。
【０１１７】
デジタル画像情報をソフトコピーもしくはハードコピーで表示するとき、患者データや既往症など診断に必要は医学情報、距離Ｒ１や距離Ｒ２さらに拡大率、使用するＸ線画像検出器の種類や名前などの撮影条件、そして投薬や住所、名前などの医用事務に必要な情報とともに出力することは好ましい。また、位相コントラスト画像のみでなく、過去のＸ線画像や密着撮影画像、またＸ線ＣＴ画像、ＭＲＩ画像、内視鏡画像、眼底写真画像など、あらゆる医用画像と並べて出力することは好ましい。とくにソフトコピーで表示されるときは、複数の画面を使用して、診断に必要なあらゆる画像情報等を表示することは好ましい。診断が終了した後は、それをハードコピーとして出力して保存したり、また必要な部署にハードコピーを提供することができる。また、電気信号として光磁気記録材料などに画像信号を保管し、適宜必要なときに読み出してい画像を再生することができる。
【０１１８】
この発明は、特開２００１−２３８８７１号や特開２００２−１０２２１５号、そして特開２００２−１６２７０５号などに開示される技術に応用することができる。
【０１１９】
【発明の効果】
前記したように、請求項１乃至請求項１６に記載の発明は、広く医療施設で高画質の診断画像を提供することができる極めて有用である。
【０１２０】
とくに、造影剤を使用する撮影では、危険な造影剤の使用量を低減することができ、歯科でのパノラマ撮影に適用できる。このような従来の診断用医用画像に加え、検体検査などにも使用でき、さらに非破壊検査にも応用することが可能である。医用画像の応用として、静止画像にとどまらず医用動画撮影にも適用できる。また、Ｘ線ＣＴ撮影にもこの位相コントラスト画像撮影技術は適用できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】電磁波の屈折を説明する図である。
【図２】点状あるいは線状に絞りこんだＸ線ビームを、シリコン単結晶面に斜めから入射させてブラッグ反射により単色のＸ線ビームを得ることを説明する図である。
【図３】アナライザを用いないで被写体とＸ線検出器を離すことで、Ｘ線の小さい屈折による偏移を拡大して位相コントラスト画像を得ることを説明する図である。
【図４】微小焦点Ｘ線管を用い、ブラッグ反射を利用しない位相コントラスト撮影することを説明する図である。
【図５】焦点サイズが大きいときには、それに起因する半影のボケによって位相コントラスト画像が得られないことを説明する図である。
【図６】モリブデン陽極の熱電子管で横方向の可干渉性が得られないことを説明する図である。
【図７】位相コントラストの強さを説明する図である。
【図８】有限の大きさの焦点サイズの熱電子Ｘ線管を用いると、半影のボケによる幾何学的不鋭が生ずることを説明する図である。
【図９】位相コントラストが幾何学的不鋭によるボケの上にのることにより山と谷との距離が広がり、エッジ効果を検知することができることを説明する図である。
【図１０】エッジ強調のＸ線強度プロファイルのシミュレーション結果を示す図である。
【図１１】Ｘ線画像撮影システムを示す図である。
【図１２】Ｘ線画像撮影システムの他の実施の形態を示す図である。
【図１３】Ｘ線画像撮影システムの出力を示す図である。
【符号の説明】
１０  Ｘ線源のＸ線管
１１  Ｘ線画像検出器
１２  被写体固定具
２０  赤外光位置検出器
２１  駆動モータ
２２  操作装置
【図１】
2004248699.tif 000003
【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】
2004248699.tif 000010
【図９】
2004248699.tif 000011
【図１０】
2004248699.tif 000012
【図１１】
2004248699.tif 000013
【図１２】
2004248699.tif 000014
【図１３】
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