(57)【要約】【課題】位相コントラスト放射線画像撮影で得られた画像を両面集光読取方式で読み取ることにより、ノイズの目立たない高鮮鋭性である、高画質でより検出性の高い画像が得られる。【解決手段】この放射線画像撮影システムは、放射線源からの放射線で乳房を撮影し、この乳房の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト乳房画像撮影装置または放射線源からの放射線で被写体を撮影し、この被写体の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト画像撮影装置と、輝尽性蛍光体プレートに励起光を照射し、前記輝尽性蛍光体プレートの両面の輝尽発光光を読み取る放射線画像両面読取装置とを有する。【選択図】図１
2005091538.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線源からの放射線で乳房を撮影し、この乳房の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト乳房画像撮影装置と、
前記輝尽性蛍光体プレートに励起光を照射し、前記輝尽性蛍光体プレートの両面の輝尽発光光を読み取る放射線画像両面読取装置と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項２】
放射線源からの放射線で被写体を撮影し、この被写体の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト画像撮影装置と、
前記輝尽性蛍光体プレートに励起光を照射し、前記輝尽性蛍光体プレートの両面の輝尽発光光を読み取る放射線画像両面読取装置と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項３】
デジタル拡大撮影された位相コントラスト放射線画像を、実寸大の大きさで出力可能であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
【請求項４】
同一被写体の放射線画像を前記輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取ることにより得られる画像信号ＳＡ、ＳＢに、撮影時の前記放射線源と前記輝尽性蛍光体プレート間の距離情報と前記放射線源の管電圧情報を基に得られる重み付け係数により重み付けを行うことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の放射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、位相コントラスト放射線画像撮影を行い、その放射線画像が記録された輝尽性蛍光体プレートを、この輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取ることにより、放射線画像の鮮鋭性、粒状性が向上した病変検出性の高い放射線画像を提供する放射線画像撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、疾病などの診断のためにデジタル放射線画像を得ることができる放射線画像撮影装置が知られており、放射線エネルギーの一部を蓄積し励起光を照射することにより蓄積されたエネルギーに応じた輝尽発光を示す輝尽性蛍光体を用いた放射線画像撮影装置であるＣＲ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）は広く使用されている。この装置で得られる放射線画像は、放射線源から放射され被写体を透過した放射線量の二次元分布を放射線画像検出器で検出することで得られる。すなわち、被写体の放射線吸収コントラストに基づく画像である。  放射線エネルギーの一部を蓄積する輝尽性蛍光体からの輝尽発光光を画像情報として読み取る読取システムは、通常放射線画像が記録された輝尽性蛍光体プレートの片面に励起光を照射し、光ガイドにより輝尽発光光を集光して画像情報に変換している。しかし、輝尽発光光を読み取る手段として、輝尽性蛍光体プレートの両面または片面に励起光を走査し、この励起光走査により発せられた輝尽発光光を輝尽性蛍光体プレートの両面から光ガイドを走査して集光し、画像情報に変換する特開昭５５―８７９７０号のような両面集光読取方式が提案されている。
【０００３】
両面読取方式において、同一被写体の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取ることにより得られる画像信号ＳＡ、ＳＢの重ね合わせを行うことにより、放射線画像のノイズが低減されることは良く知られている。ＳＡが撮影時に放射線源に近接していた面（上側）からの画像信号、ＳＢが反対側の面（下側）から得られた画像信号である。放射線画像のノイズは、構造物とその周辺との放射線吸収差を分かりにくくして、病変の検出能を低下させる原因となっているが、重ね合わせ処理は、輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取られた画像信号を重ね合わせることにより、ノイズを平均化し目立たなくしたＳ／Ｎ比の良い画像信号を得ることができる。
【０００４】
しかし、前記放射線源から離れた面より得られた画像信号ＳＢは、ＳＡと同様に低周波数帯域における画像情報を含むものであるが、ＳＡと比較して高周波数帯域における画像情報が少なくなり、散乱光などの影響によるノイズ成分が多くなっている。従って、そのままＳＡとＳＢを足し合わせて画像を作製すると、低周波数帯域でのＳ／Ｎ比は良くなるが、高周波数帯域ではＳＢに含まれているノイズ成分の影響が大きくなり画質の低下に繋がる。
【０００５】
輝尽性蛍光体プレートのノイズの種類には、次のようなものがある。（１）Ｘ線量子ノイズ、（２）輝尽性蛍光体プレートの蛍光体塗布分布もしくは蛍光体粒子分布の不均一によるノイズ、（３）輝尽性蛍光体プレートに記録された画像を輝尽発光させる励起光のノイズ、（４）輝尽性蛍光体プレートから発せられ、集光、検出される輝尽発光光のノイズ、（５）電気信号を増幅、処理する系における電気的ノイズである。この（１）〜（５）のノイズは輝尽性蛍光体プレートの画像ごとに異なった分布を示す場合が多いので、これらの輝尽性蛍光体プレートの画像を重ね合わせることにより各ノイズは平均化され、重ね合せ処理をした画像ではノイズが目立たなくなる。つまり、粒状性の良い画像が得られる。
【０００６】
両面集光読取方式における放射線画像の重ね合せ処理は、例えば特開平８−７６３０２号に記載されている。輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取られた放射線画像情報を重ね合わせることにより各ノイズは平均化され、重ね合せ処理をした画像ではノイズが目立たなくなる。つまり、Ｓ／Ｎの良い画像信号が得られる。このノイズには、ポアソン統計で近似できるノイズが多く、特に放射線画像のノイズの中で支配的な要因の１つである放射線の量子ノイズはその一例である。ここで、ノイズがポアソン統計で近似できるとし、２枚の放射線画像がそれぞれ同等の大きさの信号Ｓ１、Ｓ２及びノイズＮ１、Ｎ２を持つと考えた場合、２枚の画像を重ね合せた場合の信号とノイズの大きさは、信号がＳ１＋Ｓ２、ノイズが√Ｎ１2＋Ｎ２2となる。一方、放射線画像の検出能を表す一つの指標であるＳ／Ｎを考えた場合、重ね合せる前の各画像のＳ／Ｎはそれぞれ、Ｓ１／Ｎ１、Ｓ２／Ｎ２であるが、重ね合せ処理を行うことによりＳ／Ｎは、（Ｓ１＋Ｓ２）／√Ｎ１2＋Ｎ２2となり、Ｓ／Ｎが向上する。また、重ね合せ処理を行う際に、それぞれの信号に重み付けを行うことにより、Ｓ／Ｎ向上の最適化が可能である。
【０００７】
一方、放射線は、電磁波の一種でもあることから波の性質も有するため被写体を透過する際に位相のずれによる回折や屈折を生じる。近年、この性質を利用した特開２００１−２３８８７１号のような被写体コントラストの高い放射線画像を撮影する装置が提案されており、位相コントラスト放射線画像撮影装置と呼ばれている。この撮影装置は、ＣＲのような従来の放射線画像撮影装置と比較して、焦点サイズが小さいこと、被写体台と放射線画像検出器との距離が長いことに特徴があり、特に被写体の境界部分のコントラストが高められ、画像全体の鮮鋭性を飛躍的に向上させる。
【０００８】
更に、位相コントラスト放射線画像撮影装置においてディジタル拡大撮影された放射線画像の画像サイズを実寸大に縮小して出力することにより、拡大撮影をすることにより起こった粒状性の劣化を元の画像と同じレベルまで戻すことができる。以上の理由から放射線画像の検出性が向上するため、放射線を用いる医用分野や工業用の非破壊検査分野などへの応用が期待されている。
【０００９】
放射線画像の検出性を向上させるためには、鮮鋭性、粒状性がともに優れた放射線像が必要である。特に乳癌の診断等に使用される乳房撮影画像では、癌の初期段階における数百ミクロン、又はそれ以下の大きさの微小石灰化群と同時に淡い陰影である腫瘤も同時に検出することが重要であり、検出性を上げるためにさまざまな放射線画像撮影装置の改良が行われている。微小石灰化群、腫瘤どちらも鮮鋭度を上げ、粒状度を低下させることにより検出性を向上させることができるが、例えばフィルムのコントラストを上げた場合、鮮鋭度を上げることはできるが、粒状度も上がってしまい粒状性の劣化を招く。
【００１０】
位相コントラスト放射線画像撮影装置を用いた場合には、鮮鋭性が大きく向上し、粒状性は劣化しない。従って、鮮鋭性の向上度合いに対して、粒状性の改善度合いは小さく、従来のＣＲと同じ程度である。微小石灰化群などの病変の検出性が高い画像は、優れた粒状性と鮮鋭性のバランスが取れている画像であり、位相コントラスト放射線画像の粒状性を向上させることにより、更に病変検出性の高い放射線画像となる。
【特許文献１】特開昭５５―８７９７０号公報
【特許文献２】特開平８−７６３０２号公報
【特許文献３】特開２００１−２３８８７１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
このように、輝尽性蛍光体プレートの両面集光読取方式では、粒状性を改善することはできるが、鮮鋭性を向上させることはできない。また、位相コントラスト放射線画像撮影装置では、従来の撮影技術と比較して粒状性を劣化させずに鮮鋭性を飛躍的に改善することができるが、粒状性を改善することにより更に高画質で病変検出能の高い画像を得ることができる。例えば、医用放射線画像である乳房撮影画像においては、従来レベル以上の病変検出性能の向上が望まれており、粒状性が低くかつ鮮鋭性が高い画像が必要とされている。
【００１２】
この発明は、以上のような実情に鑑みてなされたもので、位相コントラスト放射線画像撮影で得られた画像を両面集光読取方式で読み取ることにより、ノイズの目立たなく高鮮鋭性である、より病変検出性の高い画像が得られるような放射線画像撮影システムを提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
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。
【００１４】
請求項１の発明は、放射線源からの放射線で乳房を撮影し、この乳房の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト乳房画像撮影装置と、  前記輝尽性蛍光体プレートに励起光を照射し、前記輝尽性蛍光体プレートの両面の輝尽発光光を読み取る放射線画像両面読取装置と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００１５】
請求項２の発明は、放射線源からの放射線で被写体を撮影し、この被写体の放射線画像を輝尽性蛍光体プレートに記録する位相コントラスト画像撮影装置と、  前記輝尽性蛍光体プレートに励起光を照射し、前記輝尽性蛍光体プレートの両面の輝尽発光光を読み取る放射線画像両面読取装置と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影システムである。
【００１６】
請求項３の発明は、デジタル拡大撮影された位相コントラスト放射線画像を、実寸大の大きさで出力可能であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像撮影システムである。
【００１７】
請求項４の発明は、同一被写体の放射線画像を前記輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取ることにより得られる画像信号ＳＡ、ＳＢに、撮影時の前記放射線源と前記輝尽性蛍光体プレート間の距離情報と前記放射線源の管電圧情報を基に得られる重み付け係数により重み付けを行うことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の放射線画像撮影システムである。
【発明の効果】
【００１８】
前記構成により、この発明は、以下のような効果を有する。
【００１９】
請求項１の発明では、位相コントラスト乳房画像撮影装置で放射線画像を撮影し、撮影された放射線画像が記録されている輝尽性蛍光体プレートを、放射線画像両面読取装置で読み取る構成とし、位相コントラスト乳房画像撮影により得られた鮮鋭性の高い乳房画像を、放射線画像両面読取装置で読み取ることによってＳ／Ｎ比の高い画像とすることが可能であり、粒状性が低く、鮮鋭性の高い高画質の乳房画像を得ることができる。
【００２０】
請求項２に記載の発明では、位相コントラスト画像撮影装置で放射線画像を撮影し、撮影された放射線画像が記録されている輝尽性蛍光体プレートを、放射線画像両面読取装置で読み取る構成とし、位相コントラスト撮影された胸部、手指骨等の放射線画像を、放射線画像両面読取装置で読み取ることによってＳ／Ｎ比の高い画像とすることが可能であり、粒状性が低く、鮮鋭性の高い、高画質の画像を得ることができる。
【００２１】
請求項３に記載の発明では、デジタル拡大撮影された位相コントラスト放射線画像を、実寸大の大きさで出力可能であり、イメージャ等の出力装置から出力されるフィルム上の位相コントラスト放射線画像を実寸大になるようにしているため、読影がしやすくなる利点がある。
【００２２】
請求項４に記載の発明では、放射線画像両面読取装置で読み取った２つの画像信号を重ね合わせ処理により一つの画像にする時、両画像の重み付けを撮影時の放射線源と輝尽性蛍光体プレート間距離Ｒと、管電圧情報から得られる重み付け係数に従って行うことにより、位相コントラスト撮影と、両面集光読取による画質向上効果を最良の状態で発現させることができる。
【００２３】
輝尽性蛍光体プレートの下面から得られる画像信号ＳＢは、放射線源に近い位置にある上面から得られる画像信号ＳＡと同様に低周波数帯域における画像情報を含むものであるが、上面と比べて高周波数帯域の周波数依存特性が低く、高周波数帯域については画像情報が少なくなり、蛍光体層を透過したことによる散乱等の影響によるノイズ成分が多くなる。したがって、このまま上面、下面から得られる画像信号に同一の重み付けをして加算を行ったのでは、加算された画像信号の低周波数帯域では画質が良くなるが、高周波数帯域ではノイズ成分も強調されてしまうため、画質の低下を招くこととなる。
【００２４】
そこで、重ね合わせ画像において、ノイズ成分が少ないより高画質の画像を得ることができる放射線画像の重ね合せ方法が提案されている（特開平８−７６３０２号）。
【００２５】
この重ね合わせ方法は、加算信号の信号対ノイズ比が高くなるように、複数の画像信号のうち所望とする画像信号について画像信号の周波数特性を変化させる画像処理を施した後に、画像処理が施された画像信号とそれ以外の画像信号との加算を行って加算信号を得ることを特徴とするものである。又、重ね合せを行う画像信号に対して、フーリエ変換、ウェーブレット変換等を施し、複数の周波数帯域ごとの変換係数信号を得、画像信号の周波数特性に応じて信号対ノイズ比の低い周波数帯域の重み付け係数を信号対ノイズ比の高い周波数帯域の重み付け係数に比して相対的に小さくして各周波数帯域ごとの係数信号を加算し、加算された係数信号に逆フーリエ変換、逆ウェーブレット変換等を施して最終的な加算信号を得るようにした方法もよく知られている。これらの方法により、加算信号は信号対ノイズ比が高いものとなり、この加算信号を再生することにより高画質の重ね合せ画像を得ることができる。
【００２６】
位相コントラスト撮影された画像も、前記のように重み付け重ね合わせ処理装置に入力されて重み付けが行われて出力される。位相コントラスト撮影は従来の通常撮影と比較して、被写体台と放射線源検出器をある一定距離以上離して撮影を行うことから、結果的に放射線源と放射線画像検出器の距離が通常撮影よりも長くなる。放射線源と放射線画像検出器との距離が離れると、放射線画像検出器に到達するＸ線のエネルギー分布は高エネルギー側にシフトして放射線画像検出器の下面に到達しやすくなることから、放射線画像検出器の上面と下面の画質差は少なくなると考えられる。更に、位相コントラスト撮影では、Ｘ線の屈折や回折を利用して高鮮鋭度の画像を得ていることから、Ｘ線の被写体透過力が大きくなる、つまりＸ線のエネルギーが高くなると位相コントラスト像を得ることが難しくなり、鮮鋭度は低下する。
【００２７】
従って、放射線画像検出器の上面、下面を重ね合わせ処理する場合の重み付けは、放射線源と放射線画像検出器の間の距離（Ｒ１＋Ｒ２）に関する距離情報と、撮影時の管電圧情報を基に決定する必要があり、この発明では重み付け重ね合わせ処理装置に、（Ｒ１＋Ｒ２）に関する距離情報と、撮影時の管電圧情報を入力し、その情報に従って処理装置内にある重み付け係数リストから係数を選択して重み付け重ね合わせ処理を行う。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
以下、この発明の放射線画像撮影システムの実施の形態について説明するが、この発明は、この実施の形態に限定されない。また、この発明の実施の形態は、発明の最も好ましい形態を示すものであり、この発明の用語はこれに限定されない。
【００２９】
図１は放射線画像撮影システムの第１の構成例を示すブロック図である。この実施の形態の放射線画像撮影システムは、デジタル位相コントラストＸ線画像撮影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。尚、以下の記載では、放射線とＸ線を同義として記述する。
【００３０】
この放射線画像撮影システムは、位相コントラスト画像撮影装置１と、放射線画像両面読取装置７とを有し、この放射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、インターネット等を利用して、違隔地へ画像転送を容易に行なうことができる。
【００３１】
位相コントラスト画像撮影装置１により撮影された画像は、放射線画像検出器４に記録される。この放射線画像検出器４に記録された放射線画像は、放射線画像両面読取装置７によって読み取られ、イメージャーなどの画像出力装置１０、または液晶ディスプレイなどの画像表示装置１１に出力される。または、読み取られた画像信号を、インターネット１２を介して他の放射線画像撮影システムに送付することも可能である。
【００３２】
位相コントラスト画像撮影装置１は、小焦点放射線源２、被写体台３、放射線画像検出器４、撮影条件などの情報入力部５、この情報入力部５からの情報に基づき撮影装置の制御を行う制御部６を有する。位相コントラスト画像撮影は、小焦点放射線源２と被写体Ｈ間の距離Ｒ１、被写体台３と放射線画像検出器４間の距離Ｒ２をある一定距離以上離して放射線画像撮影を行う撮影方法であり、Ｒ１、Ｒ２も制御部６により制御される。撮影された放射線画像は、放射線画像検出器４に記録される。この放射線画像検出器４は、放射線画像両面読取装置７によって画像の読取消去が行われた後、再び撮影に使用される。制御部６では、位相コントラスト画像撮影装置１の撮影時の制御を行うと同時に、撮影時の管電圧情報ｖと距離情報ｌを記録し、放射線画像両面読取装置７の画像処理部に前記情報を入力する。
【００３３】
放射線画像両面読取装置７は、放射線画像が記録されている放射線画像検出器４の読取を行う放射線画像読取部８と画像処理部９を有する。画像読取部９で読み取られる画像信号は、放射線画像検出器４の放射線源側の面（上面）から読み取られた画像信号ＳＡと反対側の面（下面）から読み取られた画像信号ＳＢがある。２つの画像信号ＳＡ、ＳＢは、画像処理部９により適切な画像処理と画像の重ね合わせが行われた後、１つの画像信号ＳＡ＋ＳＢとして画像出力装置１０または画像表示装置１１に出力される。
【００３４】
まず、位相コントラスト乳房画像撮影装置の実施の形態について説明する。図２はこの発明で使用される位相コントラスト乳房画像撮影装置の主要構成を示した説明図である。この位相コントラスト乳房画像撮影装置１は、マンモグラフィ用の放射線画像撮影装置である。位相コントラスト乳房画像撮影装置１には、小焦点放射線源２を支持する本体部１３が設けられている。この本体部１３には、照射方向に移動自在で被写体Ｈを支持する被写体台３と、被写体台３により支持された被写体Ｈを圧迫する上下動自在な圧迫部１４と、本体部１３に対して鉛直に垂下する支持軸１８と、電源部２０とが設けられている。
【００３５】
支持軸１８の下端側には、被写体台３を介して小焦点放射線源２に対峙し、被写体Ｈを透過した放射線を検出する放射線画像検出器１６が支持軸１８に沿って移動自在に設けられている。このため、放射線画像検出器１６が支持軸１８に沿って移動自在、すなわち、小焦点放射線源２の照射方向に移動自在であるので、被写体Ｈと放射線画像検出器１６との間隔Ｒ２、小焦点放射線源２と被写体台３との間隔Ｒ１、そして小焦点放射線源２と放射線源画像検出器１６との間隔（Ｒ１＋Ｒ２）を変動できるようになっている。そして、支持軸１８は、電気抵抗器としても機能し、放射線画像検出器１６の位置に応じた抵抗値を検出する。検出された抵抗値は、制御部６に入力される。
【００３６】
また、撮影条件等の入力は、情報入力部５によって行われ、入力された情報は制御部６に送られる。制御部６では、入力された情報を基に本体部１３の制御を行う。更に、支持軸１８より入力された電気抵抗値に基づいて得られる小焦点放射線源２と放射線画像検出器１６の距離に関する距離情報ｌと入力条件を基に得られる管電圧情報ｖを放射線画像両面読取装置７に送信する。また、情報入力部５によって入力された撮影条件等の情報は、モニタ１９に表示される。
【００３７】
被写体台３の下部及び放射線画像検出器１６の下方には、放射線の照射量を検出する放射線量検出部１５，１７（フォトタイマ）が設けられている。この放射線量検出部１５，１７には、照射された放射線量に応じて瞬時に発光する蛍光体シート（検出部）と、蛍光体から発せられる発光光を検出する光検出器を備える蛍光体シートタイプ及び放射線を検出する半導体検出器を備える半導体検出器タイプなどがある。蛍光体シートタイプの場合、放射線画像検出器４の全範囲をカバーすることが望ましい。ここで、被写体台３の下部に設けられる放射線量検出部１５は、被写体台３から退避可能となっている。尚、被写体台３の上部に放射線量検出部を設ける構成であっても良い。
【００３８】
小焦点放射線源２としては、放射線の波長が０．１〜１Å前後のＸ線を放射するＸ線管を用いる。このＸ線管は熱励起によって生ずる電子を高電圧で加速して陰極に衝突させることでその運動エネルギーを放射エネルギーに変換することによってＸ線が放射されるものである。Ｘ線画像を撮影するとき、この加速電圧を管電圧として、また電子の発生量を間電流として、そして、Ｘ線放射時間を露光時間として設定する。電子が衝突する陽極には、銅、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。陽極の種類を変えることにより放射されるＸ線エネルギースペクトルを変えることができる。銅、モリブデン、ロジウム、などの陽極が用いられた場合、Ｘ線のエネルギー分布が狭い比較的エネルギーの低い線スペクトルが得られ、その特性を利用して微細な光像を判読する乳房撮影に用いられる。タングステンを陽極として用いる場合は、広いスペクトルの比較的高いエネルギーのＸ線で、人体の胸部や腹部、頭部、そして工業一般の非破壊検査に用いられる。医療用あるいは工業用では照射するＸ線量が多いことが特徴である。この場合、多量の電子を陽極に高速で衝突させるために陽極が溶解し、高温になると陽極が溶解する恐れがあることから、陽極を回転させて衝突する場所を変えることで、発熱による不具合を回避することが行われる。すなわち回転陽極を用いることが一般的である。この実施の形態の撮影装置では医療用を目的として用いる装置であること、また乳房撮影を目的としていることから、モリブデンまたはロジウムを陽極として用いる回転陽極であることが望ましい。
【００３９】
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。これはほば正方形をしており、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、ＪＩＳ４７０４−１９９４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を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。
【００４０】
Ｘ線の焦点サイズが大きいと、放射されるＸ線量が多くなるが、いわゆる半影が生じる。半影とは、焦点サイズの大きさに起因して被写体上の１点が、放射線読み取り部上である大きさを持った像として検出される現象であり、いわゆるボケのことである。
【００４１】
一方、被写体Ｈと、放射線画像検出器１６との間隔Ｒ２を離してＸ線撮影すると、Ｘ線の屈折に起因するエッジ強調（位相コントラスト強調）画像を得ることができる。この強調効果は、Ｘ線が物体を通過するときに屈折して物体の境界内側のＸ線密度が疎になり、更に被写体Ｈの外側は被写体を通過しないＸ線と重なることからＸ線密度が上昇する。このようにして被写体の境界部分であるエッジが画像として強調される。エッジ強調画像を得るためには、放射線画像検出器１６と被写体Ｈとの間隔Ｒ２を所定の値以上にすることが必要である。しかし、Ｒ２を大きくすると前記半影によるボケが増加する。従って、Ｘ線量、半影とエッジ強調の問題の兼ね合いから焦点サイズが決定される。
【００４２】
この発明の位相コントラスト乳房画像撮影装置１で用いられるＸ線管の焦点サイズは３０μｍから３００μｍであることが必要であり、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、位相コントラストによる、エッジ効果よりも半影によるボケが支配的に鮮鋭性が低下してしまう。  前記エッジ強調、半影によるボケの問題から、小焦点放射線源２から放射線画像検出器１６までの間隔（Ｒ１＋Ｒ２）は、少なくとも７５ｃｍ以上でなければならない。更に、小焦点放射線源２と被写体台３との間隔Ｒ１、被写体台３と放射線画像検出器１６との間隔Ｒ２、小焦点放射線源２から放射線画像検出器１６との間隔（Ｒ１＋Ｒ２）の関係は、それぞれ８５ｃｍ≦Ｒ１＋Ｒ２≦２００ｃｍ、５０ｃｍ≦Ｒ１≦１００ｃｍ、３０ｃｍ≦Ｒ２≦１００ｃｍ、好ましくは９０ｃｍ≦Ｒ１＋Ｒ２≦１６５ｃｍ、６０ｃｍ≦Ｒ１≦７５ｃｍ、４Ｏｃｍ≦Ｒ２≦９０ｃｍとなるように、小焦点放射線源２、被写体台３、及び放射線画像検出器１６を設定することが望ましい。
【００４３】
また、この発明は、放射線画像検出器１６を被写体台３に近接させて被写体Ｈと放射線画像検出器１６との間隔Ｒ２を０に近づけた場合には、従来通りの吸収コントラストのみの画像を撮影（通常撮影）することも可能である。この実施の形態では、小焦点放射線源２として、焦点サイズ３００μｍのＸ線管及び焦点サイズ１００μｍのＸ線管が切換可能に備えられており、通常撮影を行う場合には、焦点サイズ３００μｍのＸ線管が、位相コントラスト撮影を行う場合には、焦点サイズ１００μｍのＸ線管がそれぞれ使用されるようになっている。
【００４４】
図３は位相コントラスト画像撮影装置の主要構成を示した説明図である。この実施の形態の位相コントラスト画像撮影装置は、胸部、腹部などの乳房以外の部位の医用Ｘ線画像撮影を行う目的で構成されている。基本構成は、前述の位相コントラスト乳房撮影装置と同じであり、本体部２７に、放射線源２１、被写体位置設定具２２、放射線画像検出器２３、レール２４、制御部２５を有する。被写体Ｈを透過した放射線を検出する放射線画像検出器２３がレール２４に沿って移動自在に設けられているため、放射線画像検出器２３がレール２４に沿って移動自在、すなわち、放射線源２１の照射方向に移動自在であるので、被写体Ｈと放射線画像検出器２３との間隔Ｒ２、放射線源２１と被写体位置設定具２２との間隔Ｒ１、そして放射線源２１と放射線源画像検出器２３との間隔（Ｒ１＋Ｒ２）を変動できるようになっている。そして、レール２４は、電気抵抗器としても機能し、放射線画像検出器２３の位置に応じた抵抗値を検出する。検出された抵抗値は、制御部２５に入力される。
【００４５】
また、撮影条件等の入力は情報入力部２６によって行われ、入力された情報は制御部２５に送られる。制御部２５では、入力された情報を基に本体部２７の制御を行う。更に、レール２４より入力された電気抵抗値に基づいて得られる放射線源２１と放射線画像検出器２３の距離に関する距離情報ｌと入力条件を基に得られる管電圧情報ｖを放射線画像両面読取装置７に送信する。
【００４６】
図３の位相コントラスト画像撮影装置では、陽極部には、高エネルギーで広いスペクトルを持つＸ線を使用するためタングステンを用いた回転陽極を使用する。また、図３の位相コントラスト画像撮影装置では、乳房以外の部位のＸ線画像撮影を行うため、放射線源２１と被写体位置設定具２２との間隔Ｒ１は１ｍ以上、被写体Ｈと放射線画像検出器２３との間隔Ｒ２は１．５ｍ以上であることが望ましい。更に、放射線源２１から放射線画像検出器２３との間隔（Ｒ１＋Ｒ２）の関係は、Ｘ線量とＸ線画像撮影室の大きさを考慮すると１０ｍ以内である必要があり、好ましくは５ｍ以内である。尚、位相コントラスト画像撮影装置では、特開２００１−３１１７０１号で開示されているような被写体位置設定具と撮影装置を用いて撮影を行うことは、好ましい態様である。
【００４７】
上述の放射線画像検出器４、１６、２３として、この発明では輝尽性蛍光体プレートを用いる。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輝尽性蛍光体を利用する。人体等の被写体の放射線画像情報を一旦シート上の輝尽性性蛍光体に記録し、この蓄積性蛍光体プレートをレーザー光等の励起光で走査して輝尽発光光を発生させ、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る。
【００４８】
図４にこの発明で用いられる輝尽性蛍光体プレートの概略図を示した。輝尽性蛍光体プレート３１は、基本構造として、支持体３０と、その上に設けられた輝尽性蛍光体層２９とからなるものである。ただし、輝尽性蛍光体層２９が自己支持性である場合には必ずしも支持体を必要としない。また、輝尽性蛍光体層２９の上面（支持体３０に面していない側の面）には保護層２８が設けられていて、蛍光体層を化学的な変質あるいは物理的な衝撃から保護している。支持体３０と保護層２８は、輝尽発光光をプレートの両面で光電的に読み取るため、輝尽発光光を透過させるような材料で作製されている必要がある。また、集光したい光がこの材料の表面で全反射を行わないような材料であること、その表面が平滑であることも必要である。輝尽性蛍光体プレート３１において、特開２０００−２２７５００号や特開平６−１３０５２３号に開示されているような鮮鋭性改良技術を使用することは好ましい態様である。
【００４９】
この発明では、図１のシステム中の放射線画像両面読取装置７として、両面集光方式の読取装置を用いる。放射線像記録再生方法において放射線画像情報の読み取りは一般に、放射線像変換パネルの表（おもて）面側から励起光を照射し、蛍光体粒子から発せられる輝尽発光光をその励起光照射側に備えられた集光ガイドで集光し、光電変換して読み取ることにより行われている（片面集光方式）。しかし、輝尽発光光をできるだけ多く読み出したい場合、あるいは輝尽性蛍光体層内に形成された放射線エネルギー蓄積像のエネルギー強度が蛍光体層の深さ方向に変化していてそのエネルギー強度の変化（強度分布）を画像情報として得たい場合などには、パネルの表裏両側から輝尽発光光を集光して読み取る方式（両面集光方式）も利用されている。この両面集光方式読取装置は、例えば特開昭５５−８７９７０号公報に記載されている。
【００５０】
この両面集光方式読取装置を用いると、輝尽性蛍光体プレート３１に１つの放射線画像が蓄積記録され、かつプレートの両面から輝尽発光光を集光するようにしたものであるので、集光効率が向上し、Ｓ／Ｎ比が従来の片面集光方式よりも改善されるという利点がある。
【００５１】
図５は、両面集光方式に従う装置内放射線像読取方法の概念を示す図である。輝尽性蛍光体プレート３１は、ローラ等の搬送手段により矢印の方向に搬送される。レーザビームなどの励起光（用いる放射線像変換パネルの輝尽性蛍光体の輝尽励起スペクトルにおける最大ピーク波長を中心として±５％の波長範囲にある光が励起光として選ばれる）３５は、一方の側の励起光発生装置３３から照射され、その励起光の照射により輝尽性蛍光体プレート３１から発せられる輝尽発光光３６は、輝尽性蛍光体プレート３１の両側表面に進む。輝尽性蛍光体プレート３１の下面に進んだ輝尽発光光３６ｂは、輝尽性蛍光体プレート３１の下側に設けられているフォトマルチプライヤなどの光電変換装置３４ｂ付属の集光ガイドにより集光され、光電変換装置３４ｂにより電気信号に変換され、増幅器３７ｂで増幅され、最後に画像処理部９に送り込まれる。
【００５２】
一方、輝尽性蛍光体プレート３１の上面に進んだ輝尽発光光３６ａは、輝尽性蛍光体プレート３１の上側に設けられている光電変換装置３４ａ付属の集光ガイドにより直接、あるいはミラー３２で反射された後、集光され、フォトマルチプライヤなどの光電変換装置３４ａで電気信号に変換され、増幅器３７ａで増幅され、最後に画像処理部９に送り込まれる。画像処理部９は、増幅器３７ａと増幅器３７ｂとから送り込まれた電気信号ＳＡ，ＳＢについて、画像処理を行ない、目的の放射線像に対応する画像信号を画像表示装置１１あるいは画像出力装置１０に送信する。
【００５３】
位相コントラスト画像を得るための拡大撮影を行った場合は、得られたＸ線画像はモニタや写真フィルムなどのハードコピー上には、被写体の実体サイズ（等倍）に自動的に戻して表示することが好ましい態様である。Ｘ線画像撮影時の画像拡大率は、制御部６または制御部２５から放射線画像両面読取装置７の画像処理部９に送信された距離情報ｌに基づいて、画像処理部９で算出され、この算出値から画像表示装置１１や画像出力装置１０にＸ線画像情報を送る際、画像拡大率を実寸大に変更して表示あるいは出力することにより読影がしやすくなる。
【００５４】
図６は重ね合わせ処理装置の概略図である。放射線画像読取部８で輝尽性蛍光体プレート３１の両面から読み取られた放射線画像信号ＳＡ、ＳＢは、Ａ／Ｄ変換装置３８ａ、３８ｂによりデジタル信号に変換され、画像処理部９に入力される。画像処理部９内では、画像信号ＳＡ，ＳＢは画像処理手段３９によりボケマスク処理、エッジ強調処理等の画像処理が行われた後、重み付け重ね合わせ処理装置４０に入力される。重み付け重ね合わせ処理装置４０では、位相コントラスト画像撮影装置の制御部６より入力された管電圧情報ｖと距離情報ｌに基づいて重み付け係数リスト４１より重み付け係数Ｋ１、Ｋ２を選択し、画像信号ＳＡ´、ＳＢ´に重み付けを行った後、画像信号ＳＡ＋ＳＢを適切な画像出力装置１０、画像表示装置１１に出力する。
【産業上の利用可能性】
【００５５】
この放射線画像撮影システムは、位相コントラスト放射線画像撮影を行い、その放射線画像が記録された輝尽性蛍光体プレートを、この輝尽性蛍光体プレートの両面から読み取ることにより、放射線画像の鮮鋭性、粒状性が向上した病変検出性の高い放射線画像を提供する撮影システムに適用できる。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１】放射線画像撮影システムの第１の構成例を示すブロック図である。
【図２】位相コントラスト乳房画像撮影装置の主要構成を示した説明図である。
【図３】位相コントラスト画像撮影装置の主要構成を示した説明図である。
【図４】輝尽性蛍光体プレートの概略図である。
【図５】両面集光方式に従う装置内放射線像読取方法の概念を示す図である。
【図６】重ね合わせ処理装置の概略図である。
【符号の説明】
【００５７】
１  位相コントラスト画像撮影装置
２，２１  小焦点放射線源
３  被写体台
４，１６，２３  放射線画像検出器
５，２６  情報入力部
６，２５  制御部
７  放射線画像両面読取装置
８  放射線画像読取部
９  画像処理部
１０  画像出力装置
１１  画像表示装置
１２  インターネット
３１  輝尽性蛍光体プレート
【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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