(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を出力するＸ線管と、入射したＸ線の強度に応じた画像信号を生成するＸ線画像検出器とを有するＸ線画像撮像システムにおいて、
前記Ｘ線管の管電圧を制御する制御手段と、
前記Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像処理を行う画像処理手段を設け、
前記制御手段によって前記管電圧をＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行い、前記Ｘ線画像検出器によって第１の画像信号を生成し、
前記制御手段によって前記管電圧をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）に設定すると共に位相コントラストを生ずる撮影条件に設定して前記被写体のＸ線撮影を行い、前記Ｘ線画像検出器から第２の画像信号を得るものとし、
前記画像処理手段では、前記第１の画像信号と前記第２の画像信号を用いて前記被写体のＸ線画像の画像信号を生成する
ことを特徴とするＸ線画像撮像システム。
【請求項２】
前記被写体の位置を設定する被写体位置設定手段を設け、
前記撮影条件として、前記被写体位置設定手段によって前記Ｘ線管と前記被写体と前記Ｘ線画像検出器との距離を調整して、Ｘ線画像の半影によるボケ幅ＢとＸ線位相コントラストによるエッジ強調半値幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすものとする
ことを特徴とする請求項１記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項３】
前記Ｘ線画像検出器は、ディジタルＸ線画像検出器であって、画素サイズが０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下である
ことを特徴とする請求項１あるいは請求項２のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項４】
前記Ｘ線管の焦点サイズは、前記第２の画像信号を得る際に、０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下とする
ことを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか記載のＸ線画像撮像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、非破壊検査や画像診断用のＸ線画像撮像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
非破壊検査や医療の分野では、Ｘ線源から放射されたＸ線を被写体に照射して透過させると共に、このＸ線が被写体を透過する際に吸収や散乱されてＸ線透過量に差が生ずることから、この透過Ｘ線量の２次元的分布に基づいて被写体のＸ線画像を得ることが行われている。
【０００３】
一方、Ｘ線は電磁波であり、可視光のように物質を透過するときに屈折や回折など、波動性に起因する現象が生ずる。この現象に起因してＸ線画像分布に変化が生ずることを位相コントラストと呼ばれている。近年、この位相コントラストを利用することで、高画質のＸ線画像を撮影する方法が提案されている。ここで得られるＸ線画像は、位相コントラストＸ線画像と呼ばれている。この画像では、特に被写体の境界部分のコントラストが高められることからＸ線画像の検出性が向上するので、Ｘ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。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、位相コントラストは、照射Ｘ線のエネルギーが高くなると（高電圧Ｘ線）、Ｘ線の透過力が大きくラチチュードの広い画像を得ることができるが、位相コントラスト画像を得ることが難しくなる。一方、照射Ｘ線エネルギーが低い（低電圧Ｘ線）と、位相コントラスト画像は得られやすいがラチチュードの広いＸ線画像を得ることができない。さらに高電圧Ｘ線によるＸ線画像は散乱線などの影響で、鮮鋭性の悪い画像となってしまう。
そこで、この発明では、鮮鋭性の良いＸ線画像を得ることができるＸ線画像撮像システムを提供するものである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
この発明に係るＸ線画像撮像システムは、Ｘ線を出力するＸ線管と、入射したＸ線の強度に応じた画像信号を生成するＸ線画像検出器とを有するＸ線画像撮像システムにおいて、Ｘ線管の管電圧を制御する制御手段と、Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像処理を行う画像処理手段を設け、制御手段によって管電圧をＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ線画像検出器によって第１の画像信号を生成し、制御手段によって管電圧をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）に設定すると共に位相コントラストを生ずる撮影条件に設定して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ線画像検出器から第２の画像信号を得るものとし、画像処理手段では、第１の画像信号と第２の画像信号を用いて被写体のＸ線画像の画像信号を生成するものである。
【０００７】
この発明においては、Ｘ線管の管電圧をＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）として被写体のＸ線撮影が行われて、画素サイズが例えば０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下であるディジタルＸ線画像検出器によってディジタルの第１の画像信号が生成される。また、焦点サイズを０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下としたＸ線管の管電圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）とすると共に、被写体位置設定手段によってＸ線管と被写体とＸ線画像検出器の距離が調整されて、Ｘ線画像の半影によるボケ幅ＢとＸ線位相コントラストによるエッジ強調半値幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすように撮影条件が設定されたのち被写体のＸ線撮影が行われて、Ｘ線画像検出器からディジタルの第２の画像信号が生成される。この第１の画像信号に第２の画像信号が例えば重ね合わされて、被写体のＸ線画像の画像信号が生成される。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照しながら、この発明の実施の一形態について説明する。図１は被写体にＸ線を照射した場合を示している。被写体に照射されたＸ線は、図１Ａに示すように被写体を透過すると屈折を生ずる。そして、この屈折の影響により、被写体の端部内側のＸ線密度が疎となる。また被写体の外側では、被写体によって屈折を生じたＸ線と被写体を通過しないＸ線とが重なることからＸ線密度が上昇する。このため、図１Ｂに示すように、被写体境界部分でＸ線強度が弱められる部分と強められる部分が連続して生ずる。すなわち、被写体境界部分でＸ線強度の差が大きいものとなり、被写体のエッジが強調されるエッジ強調効果が生じて、鮮明な画像を得ることができる。これは被写体と空気とのＸ線に対する屈折率の差から生じる現象である。しかし、Ｘ線の屈折角は極めて小さいため、条件を適正に設定しないと、このようなエッジ強調効果を得ることができない。
【０００９】
ここで、図２Ａに示すようにＸ線管と被写体（空気中に置かれた円柱状物体）とＸ線画像検出器を設けたとき、エッジ強調効果によってＸ線強度が図２Ｂに示すものとなる。さらに、図２Ｃに示すように、Ｘ線量低下最大値ＰaとＸ線量増加最大値Ｐbの半値幅をエッジ強調半値幅Ｅとしたとき、Ｘ線の屈折によって得られるエッジ強調半値幅Ｅ（μｍ）を求める理論式が、日本光学会の論文誌「オプティカル・レヴュー第７巻５６６ページ（２０００年出版）」において、石坂らにより式（１）として開示された。
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ2／Ｒ1）1/3｛Ｒ2δ（２ｒ）1/2｝2/3  ・・・（１）
【００１０】
なお、「Ｒ1」はＸ線源から被写体までの距離（ｍ）、「Ｒ2」は被写体からＸ線画像検出器までの距離（ｍ）、「ｒ」は円柱状物体の断面の半径（ｍ）を示している。また、Ｘ線が物質中を透過する際の複素屈折率は「ｎ＝１−δ−ｉβ」で表すことができるものであり、このときのパラメータ「δ」は、位相コントラストに関与するもので、δ＝ａλ2（λはＸ線の波長（オングストローム））である。また、複素屈折率のパラメータ「β」は、被写体でのＸ線吸収に関するパラメータである。
【００１１】
また、式（１）はＸ線源が点光源であることを前提としたものであり、実際はＸ線を放射するための有限の大きさの窓がＸ線管に設けられている。これがＸ線焦点と呼ばれている。この窓は、一般に正方形状とされており、一辺の長さが焦点サイズと呼ばれている。また窓が長方形の場合は短辺の長さ、円形の場合はその直径が焦点サイズとして適用される。
【００１２】
このように焦点サイズＤが一定の大きさをもつため、投影Ｘ線画像は図３に示すように半影に起因したボケ幅Ｂを生ずる。このボケは幾何学的不鋭と一般に呼ばれるものであり、幾何学的不鋭によりエッジ強調効果が判別し難くなっている。しかし、実用的な焦点サイズが一定の大きさである場合において、以下の条件を満たすように設定すると、エッジ強調効果が明瞭となり、位相コントラスト画像を得ることができる。
【００１３】
まず、エッジ強調半値幅Ｅが一定以上ないと、エッジ強調効果は画像として視認することができない。したがってエッジ強調半値幅Ｅは式（２）を満たすものとする。
Ｅ≧６μｍ            ・・・・（２）
次に、幾何学的不鋭に起因するボケが生じてもエッジ強調効果が現れるように式（３）を満たすものとする。
９Ｅ≧Ｂ              ・・・・（３）
なお、このときのボケ幅Ｂ（μｍ）は、焦点サイズをＤ（μｍ）としたとき、式（４）で表すことができる。
Ｂ＝Ｄ×（Ｒ2／Ｒ1）  ・・・・（４）
この式（２）及び式（３）を満たすように撮影条件の設定を行うことで、位相コントラスト画像が得られる。
【００１４】
式（１）で明らかなように、エッジ強調半値幅Ｅは距離「Ｒ2」やパラメータ「δ」が大きいほど大きくなる。また、「δ＝ａλ2」であることからＸ線の波長が長いとき、換言すれば低電圧のＸ線ほど波長が長くなることから、エッジ強調半値幅Ｅが大きくなる。
【００１５】
Ｘ線管の設定電圧は、一般に「ｋＶp（キロボルトピーク）」の単位が用いられる。これは、Ｘ線発生装置の設定電圧をｋＶ（キロボルト）で設定したとき、このＸ線発生装置から放射される最大エネルギーのＸ線の値がｋＶpで表せられる。このため、医療放射線技術の業界では、このｋＶpが重要な意味を持つことから、設定電圧の「ｋＶ」を「ｋＶp」で表記することが行われる。
【００１６】
ここで、例えば胸部Ｘ線画像は９０ｋＶp以上の管電圧設定で撮影が行われる。胸部厚が厚いとき、更に高い管電圧、すなわち１２０ｋＶpや１５０ｋＶpが設定される。また、非破壊検査では１５０ｋＶp以上２５０ｋＶpなどでＸ線撮影が行われる。このように、管電圧を高くするとＸ線の波長が短くなり、Ｘ線の透過力が高くなって画像の黒潰れ等が少なくラチチュードの広いＸ線画像の画像信号を得ることができる。また、Ｘ線の波長が短くなることから、位相コントラストは非常に弱くなる。一方、例えば管電圧を３０ｋＶpに設定すると１２０ｋＶpに対して管電圧が１／４倍であることからＸ線の波長は４倍となり、１６倍広いエッジ強調半値幅Ｅが得られる。また管電圧５０ｋＶpに設定すると２００ｋＶpに対して同様に１６倍広いエッジ強調半値幅Ｅが得られる。このように管電圧を低く設定することで、位相コントラスト画像を得やすくなる。
【００１７】
なお、管電圧が５０ｋＶpより低い場合は、通常画像撮影と位相コントラスト撮影での管電圧設定を同じくして、通常撮影のＸ線管の焦点サイズを位相コントラスト撮影での焦点サイズより小さくする方法でも、同様の効果を得ることができる。
【００１８】
このように、管電圧を高くして撮影したラチチュードの広いＸ線画像の画像信号を生成すると共に、位相コントラスト画像を得るために管電圧を低くして撮影したエッジ強調効果を生じたＸ線画像の画像信号を生成して、ラチチュードの広いＸ線画像の画像信号に、エッジ強調効果を生じたＸ線画像の画像信号を重ね合わせることにより、エッジ強調された鮮明でかつラチチュードの広いＸ線画像の画像信号を生成できる。
【００１９】
図４は、Ｘ線画像撮像システムの構成を示している。Ｘ線管１０から放射されたＸ線は、被写体（医療施設では例えば患者）１５を通してＸ線画像検出器２０に照射される。
【００２０】
ここで、Ｘ線管１０は回転陽極あるいは固定陽極のＸ線管であって、管電圧設定が１ｋＶpから５００ｋＶpの間の任意の電圧範囲に設定することができる。回転陽極の材質はタングステン、モリブデン、ロジウムなどが使用される。本発明に用いられるＸ線管の焦点サイズ「Ｄ」は０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下である。この焦点サイズは一般にＸ線管製造メーカーがその仕様として提示されるものであり、そしてＪＩＳ Ｚ ４７０２に定められるようにピンホールカメラあるいはテストチャートを用いて測定することができる。医用領域では、被写体の厚さや被写体の組成のＸ線吸収量などを勘案し、目的によって焦点サイズを決定する。よりＸ線量が多く、またより鮮鋭性が良い画像を得るにはＸ線焦点サイズは０．０８ｍｍ以上２ｍｍ以下がより好ましい範囲である。また非破壊検査では、被写体サイズが小さい場合は、０．００１ｍｍ以上０．１ｍｍ以下が用いられる。
【００２１】
Ｘ線画像検出器２０は、入射したＸ線の強度に応じてＸ線画像の画像信号を出力する。このＸ線画像検出器２０は、いわゆるディジタルＸ線画像検出器を用いるものとする。ディジタルＸ線画像検出器としては、コンピューテッド・ラジオグラフィで用いられる輝尽性蛍光板、Ｘ線シンチレータからの光を電気信号に置きかえる光半導体とその電荷を読み取る薄膜トランジスタを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線を直接に電荷に替えて、その電荷を読み取る薄膜トランジスタを２次元に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線シンチレータからの光をレンズ又はガラスファイバーで集めてＣＣＤ若しくはＣＭＯＳで電気信号として画像情報を得るもの、またＸ線を直接ＣＣＤに照射してＸ線画像情報を得るものなどを使用できる。
【００２２】
Ｘ線画像検出器２０が輝尽性蛍光体の場合、本発明でいう画素サイズは、Ｘ線照射後に輝尽発光を誘発させるレーザー光照射の照射サイズである。その他の上記ディジタルＸ線画像検出器では光半導体での最小読取サイズ、電荷を読み取る薄膜トランジスタの最小単位、ＣＣＤの集光最小面積などで、通常はＸ線画像検出器の製造者により、画素サイズが仕様として示される。
【００２３】
このＸ線画像検出器２０における画素サイズについては、小さければ小さいほど緻密な画像情報が得られるが、その処理時間がかかり、また製造コストの増大を招いてしまう。このため、Ｘ線画像検出器２０の画素サイズは０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下が好ましく、医療用においては０．０３ｍｍ以上０．３ｍｍ以下が好ましい。また、小さい被写体の非破壊検査では０．０１ｍｍ以上０．２ｍｍ以下がより好ましい態様である。また、位相コントラストによってエッジ強調効果が現れた画像を得るため、Ｘ線画像検出器２０の画像分解能はエッジ強調半値幅Ｅよりも大きくする。画像分解能が低いと、エッジ強調効果がＸ線画像に現れなくなってしまうからである。
【００２４】
このＸ線画像検出器２０によって、照射されたＸ線の強度に基づいて生成された画像信号は、Ｘ線画像検出器２０に接続されている画像処理部５１によって読み出される。あるいはＸ線画像検出器２０に装着された例えば半導体メモリカード等の携帯可能な記録媒体に蓄積されたのち、この記録媒体がＸ線画像検出器２０から取り外されて画像処理部５１に装着されることにより、画像処理部５１に供給される。
【００２５】
画像処理部５１では、Ｘ線画像検出器２０で生成された画像信号に対してシェーディング補正やゲイン補正、階調補正、周波数強調処理や画像の拡大・縮小処理等を施して、診断等に適した画像信号となるように処理を行う。また、出力画像のコントラストや特性曲線形状、また濃度などをコントロールすることも好ましい。
【００２６】
さらに、通常撮影のＸ線画像に対して位相コントラストを生じさせたＸ線位相コントラスト画像を加算して、エッジ強調が行われたＸ線画像の画像信号を生成する。ここで、通常撮影のＸ線画像と位相コントラスト画像を加算あるいは減算する際には画像の拡大や縮小処理を行い、２つのＸ線画像上での被写体サイズを一致させて正しく画像の重ね合わせを行う。なお、通常のＸ線画像と位相コントラスト画像の画像信号を加算する際の信号強度比を自由に可変可能とすれば、所望のレベルにエッジ強調されたＸ線画像を得ることができる。また通常のＸ線画像に対して位相コントラストを生じさせたＸ線画像を差し引きエネルギーサブストラクション画像を得ることも可能である。この場合はエッジ強調の濃度関係が反転するが、エッジ強調効果は保持される。
【００２７】
また、画像処理部５１では、画像信号の蓄積や転送を容易とするために画像信号の圧縮処理や、圧縮されている画像信号に基づくＸ線画像を出力するために、圧縮されている画像信号の伸長処理等も行う。さらに、後述する画像表示部５２に表示されている画像を拡大したり縮小することで、撮影部位の確認や処理状態を容易とすることも行う。
【００２８】
画像表示部５２は、陰極管や液晶表示素子あるいはプロジェクタ等を用いて構成されており、画像処理部５１から出力されている画像信号や後述する画像保存部５４から読み出された画像信号、およびネットワーク６０を介して供給された画像信号等に基づくＸ線画像を表示する。
【００２９】
画像出力部５３では、記録紙やフイルム等にＸ線画像を表示させて出力する。例えば、銀塩写真フィルムを用いるものとして、画像信号に基づき露光を行う。この露光された銀塩写真フィルムの現像処理を行うことでＸ線画像を得ることができ、シャウカステンを用いてこの銀塩写真フィルムのＸ線画像を観察できる。また、昇華型やインクジェットプリンタなどでプラスチック支持体上にハードコピー画像として描かれて、それをシャウカステン上で観察することもできる。ここで、表示されるＸ線画像の大きさを、被写体の大きさに対応させたり、モノクロ画像表示でも疑似カラーを用いてカラー画像とすることで、観察を容易とすることができる。さらに、記録紙にＸ線画像を印刷して出力する場合には、昇華型やインクジェットプリンタ、サーマルプリンタ、レーザプリンタ等を用いて画像出力部５３を構成しても良い。
【００３０】
画像保存部５４では、Ｘ線画像の画像信号を必要に応じて適宜読み出すことができると共に、一時的若しくは永久保存を目的として画像の保存を行う。この画像保存部５４は、例えば磁気的、ホログラム素子、穿孔、色素分布変化等を利用して画像信号を保存する。
【００３１】
ＣＡＤ５５は、撮影されたＸ線画像のコンピュータ処理やコンピュータ解析を行い、診断に必要な情報を医師に提供することで病変の見落としがないように診断支援を行う。またコンピュータ処理やコンピュータ解析結果に基づいて、診断を自動的に行う。
【００３２】
制御部５６には、キーボード、マウス、ポインターなどを用いて構成された情報入力部５７が接続されており、この情報入力部５７によって患者情報などを入力し、付加情報を画像信号に付け加えることができる。また画像処理の指定や画像信号の保存や読み出し、ネットワークを介した画像信号の送受信を行う際の指示等も情報入力部５７から行われる。さらに、Ｘ線管１０の管電圧の設定等も行う。制御部５６では、情報入力部５７での操作に応じて、画像処理部５１や画像表示部５２、画像出力部５３、画像保存部５４、ＣＡＤ５５等の動作を制御する。
【００３３】
また、Ｘ線画像の画像信号は、上述の画像出力部５３や画像保存部５４及びＣＡＤ５５だけでなく、いわゆるＬＡＮやインターネット及びＰＡＣＳ(医療画像ネットワーク)等のネットワーク６０を介して、病院施設内のほかの部署あるいは遠隔地にも送付することができる。また、このネットワークを介して、ＣＴ６１やＭＲＩ６２から得られた画像信号あるいはＣＲや他のＦＰＤ６３から得られた画像信号、及びその他の検査情報等も送付可能とされており、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像と比較検討するため、ネットワーク６０を介して送付されてきた画像信号や検査情報等を画像表示部５２で表示したり画像出力部５３から出力させることも行われる。また、送付されてきた画像信号や検査情報等を画像保存部５４に保存させることもできる。また、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像の画像信号等を外部画像保存装置６４に保存させるものとしたり、外部画像表示装置６５の画面上に、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像を表示することも行われる。
【００３４】
このように構成されたＸ線画像撮像システムで、Ｘ線画像を撮影する場合、位相コントラスト画像を得ることを目的とせず、むしろラチチュードの広いＸ線画像を撮影するときには、被写体並びに被写体で観察したい部分に応じてＸ線管１０の管電圧を設定する。例えば乳房Ｘ線画像撮影の場合はモリブデンをターゲットに用いたＸ線管で管電圧を２８ｋＶp、人骨の場合はタングステンをターゲットに用いたＸ線管（以下「タングステン管」という）で管電圧を６０ｋＶp、人体胸部ではタングステン管で管電圧を９０ｋＶp〜１５０ｋＶpとする。また非破壊検査では、タングステン管で管電圧を８０ｋＶp〜２５０ｋＶpに設定して撮影を行う。この通常撮影での焦点サイズについては、特に制限されることはないが、画像濃度が充分得られ、撮影時間が必要な短い時間となるように、焦点サイズはできるだけ小さい値に設定することが好ましい。そして医用画像においては、Ｘ線画像検出器２０は被写体に密着して撮影することが多く、拡大撮影の場合は１．２〜３倍程度の拡大率で撮影される。非破壊検査の拡大撮影の場合は２〜１０倍程度の拡大撮影が行われる。
【００３５】
次に、位相コントラストを生じさせる場合、通常撮影でのＸ線管の管電圧が５０ｋＶpより高いときには、通常撮影よりも低い管電圧で撮影することが好ましい。この位相コントラスト撮影では、位相コントラストによる画像の輪郭さえ撮影されればよいので、見やすい画像濃度とする撮影条件に合わす必要はない。したがって通常撮影時に対して約１／２あるいはそれより低い管電圧で撮影することが好ましい。また、通常撮影での管電圧が５０ｋＶpより低いときは、通常撮影と位相コントラスト撮影は同じ管電圧で差し支えないが、焦点サイズについては、位相コントラスト撮影での焦点サイズを通常撮影のときの焦点サイズよりも小さくして撮影することが好ましい。この位相コントラスト撮影の場合における焦点サイズは、０．００１〜２ｍｍの範囲で設定される。医用画像の場合は０．０３〜０．３ｍｍが好ましく、非破壊検査の場合は０．００１〜０．０５ｍｍが好ましい範囲である。
【００３６】
さらに、位相コントラスト画像を得るために、式（２）と式（３）の両者を満足するように、管電圧、被写体の大きさ、焦点サイズなどを決めると、距離「Ｒ1」及び距離「Ｒ2」を導き出すことができる。距離「Ｒ1」及び距離「Ｒ2」は大きいほど位相コントラスト画像が得られやすいので、この場合、最低許容距離が計算で得られることとなる。位相コントラストを生じたＸ線画像を得るには、拡大画像撮影となり、通常のＸ線画像撮影においても拡大率を合わせて撮影すれば、通常のＸ線画像の画像信号に位相コントラスト画像の画像信号を重ね合わせるだけで、エッジ強調された鮮明でかつラチチュードの広いＸ線画像を出力できるの画像信号を簡単に生成できる。
【００３７】
拡大撮影を容易に実現するためには、図４に示すようにＸ線管１０とＸ線画像検出器２０の間の所定の距離に被写体を固定するための被写体保持具７０を設けて、被写体の動きによるＸ線画像のブレをできるだけ少ないものとする。この被写体保持具７０は、Ｘ線の透過性のよい素材、例えば一定厚さのプラスチック樹脂製による板状若しくは枠状のものが支え棒に固着されて、地面若しくは支柱で支持される。
【００３８】
被写体保持具７０はＸ線管１０とＸ線画像検出器２０の間で可動であると共に、Ｘ線画像撮影時には任意の位置で固定できるものとする。あるいは、被写体保持具７０の位置を固定してＸ線管１０やＸ線画像検出器２０の位置を移動可能とすると共に、Ｘ線画像撮影時には任意の位置で固定できるものとする。このように、Ｘ線管１０と被写体１５とＸ線画像検出器２０との距離を調整できる構成とすることで、Ｘ線管１０から被写体１５までの距離Ｒ1と被写体１５からＸ線画像検出器２０までの距離Ｒ2を調整して、位相コントラスト画像を得ることが容易に可能となる。また、距離Ｒ1と距離Ｒ2がそれぞれ明示されるようにすれば、距離Ｒ1と距離Ｒ2の設定を容易に行うこともできる。
【００３９】
また、被写体保持具７０には、鉛やアルミニウムのような金属片あるいは樹脂や木片等に一定の間隔で刻みをつけた拡大率測定スケールを設けるものとしても良い。この拡大率測定スケールは、撮影被写体の邪魔にならない位置、例えば画像の４辺の一つに設置することが好ましい。部分的に拡大するときは、拡大画像にその拡大率測定スケールが写り込むように移動させることができる仕組みも好ましい態様である。このように拡大率測定スケールを設けてＸ線画像に写り込むようにすれば、撮影されたＸ線画像上での拡大率測定スケールのサイズから、拡大率を判別することができる。
【００４０】
Ｘ線画像検出器２０の位置を密着撮影位置としたＸ線画像の通常撮影時と、Ｘ線画像検出器２０の位置を拡大撮影位置とした位相コントラスト撮影時では、図５Ａに示すように、被写体に入射するＸ線の角度、すなわち画角が等しいことが好ましい。なぜならば、図５Ｂに示す通常撮影時のＸ線画像と図５Ｃに示す位相コントラスト撮影でのＸ線画像は、画角を等しくすることで画像内における被写体の各要素の相対的位置関係が等しくなり、Ｘ線画像を拡大あるいは縮小して画像サイズを合わせてから画像信号の加算等を行うだけで、通常のＸ線画像と位相コントラスト画像を正しく容易に重ね合わせられるからである。
【００４１】
ここで、例えば胸部Ｘ線画像撮影の場合、管電圧を１２０ｋＶpに設定してＸ線画像の撮影を行い、次に管電圧を３０ｋＶpに設定して位相コントラスト撮影を同様に行う。これらの二つの画像信号を画像処理部５１で重ね合わせると、１２０ｋＶpで得た画像に対してエッジ強調効果が上乗せされることから、エッジが明瞭に描写される胸部Ｘ線画像信号を得ることができる。同様に非破壊検査の場合は２００ｋＶpに設定して撮影したＸ線画像に５０ｋＶpで撮影したＸ線画像を画像処理によって重ねあわすと、エッジが強調された鮮明でかつラチチュードの広い画像を得ることができる。また１２０ｋＶpで得た画像信号から位相コントラスト撮影での画像信号を差し引くことで、両方のＸ線画像に現れている部位の画像例えば肋骨などの画像が取り除かれたいわゆるエネルギーサブストラクション画像を得られるが、このエネルギーサブストラクション画像においてもエッジ強調効果を保持できる。この場合には、１２０ｋＶpで得た画像信号から位相コントラスト撮影での画像信号を差し引いていることから、エッジ強調の濃度関係が反転する。
【００４２】
また、診断画像においては、実際の大きさを知ることは重要なことであり、
通常撮影のＸ線画像と位相コントラスト撮影のＸ線画像の画像信号はディジタル信号であることから、通常撮影のＸ線画像やエッジ強調された鮮明でかつラチチュードの広いＸ線画像を、診断等に適したサイズとして簡単に出力できる。
【００４３】
【実施例】
第１の実施例
回転陽極がタングステンであるのＸ線管（浜松ホトニクス製：Ｌ６６２２−０２）を用いて、胸部ファントム（京都科学社製）のＸ線画像の撮影を行った。Ｘ線画像検出器は、シンチレータ部がタリウムをドープした沃化セシウム柱状結晶からなる３００μｍ厚さで４０ｃｍ四方の大きさとされており、これをアモルファスシリコンからなる光半導体素子と薄膜半導体から構成される平面素子アレイ上に蒸着する。この検出器の画素サイズは１２０μｍであって、画像出力はディジタル変換後に１４ビットである。
【００４４】
まず、比較画像の撮影を行った。比較画像の撮影では、管電圧を１２０ｋＶp、焦点サイズを１ｍｍに設定して、格子比が１２：１のＸ線グリッドを用いた。また、Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝２ｍ、Ｒ2＝０ｍとし、照射量は２ｍＡｓである。
【００４５】
次に、管電圧を１２０ｋＶp、焦点サイズを１ｍｍに設定してＸ線グリッドを除去した撮影を行う。ここで、Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝１ｍ、Ｒ2＝１ｍとし、照射量は０．２ｍＡｓである。（通常２倍撮影）
位相コントラスト画像撮影では、管電圧を６０ｋＶp、焦点サイズを０．１ｍｍに設定して、Ｘ線グリッドを用いず撮影を行う。Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係をＲ1＝１ｍ、Ｒ2＝１ｍとし、照射量は０．２ｍＡｓである。
【００４６】
この二つの画像を加算して足し合わせ、画像サイズを比較画像と同じ大きさにしてプリントして第１の撮影画像を得た。
また、通常２倍撮影での画像信号値を１．５倍とすると共に、位相コントラスト画像信号を０．５倍として差し引き、エネルギーサブストラクション画像を得た。この画像も比較画像と同じ大きさでプリントを行い、第２の撮影画像を得た。
【００４７】
ここで得られた画像信号を画像出力装置（コニカ製：ＤｒｙＰｒｏ）で銀塩画像として出力し、得られた銀塩画像を８０００ルクスのシャウカステン上にて裸眼で観察することにより画像の評価を行った。第１の撮影画像は比較画像に比べて非常にシャープであり、第２の撮影画像は比較画像に比べて非常にシャープであり、かつ肋骨陰影が殆どみられず、肺野画像が明瞭に観察された。
【００４８】
第２の実施例
回転陽極のＸ線管（東芝製：回転陽極Ｘ線管ロータノードＤＲＸ−Ｂ１１４６−Ｍｏ）を用いて、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１ｃｍの円柱状の樹脂を取り付けたものを被写体として撮影を行った。Ｘ線画像検出器は輝尽性プレート（コニカ製：ＲＥＧＩＵＳプレートＲＰ‐１Ｍ）を用いた。
【００４９】
通常撮影では、管電圧を２８ｋＶp、焦点サイズを０．３ｍｍとして、０．０３ｍｍモリブデンフィルタを用いて撮影を行った。ここで、Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝０．６ｍ，Ｒ2＝０ｍとし、照射量は１ｍＡｓである。
【００５０】
位相コントラスト撮影の場合、管電圧を２８ｋＶp、焦点サイズを０．１ｍｍとして、０．０３ｍｍモリブデンフィルタを用いて撮影を行った。Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝０．６ｍ，Ｒ2＝０．６ｍとし、照射量は１ｍＡｓである。
【００５１】
それぞれの撮影後の輝尽性プレートを画像読取装置（コニカ製：ＲＥＧＩＵＳ１５０）を用いて画像情報を読み取った。このときの読取レーザスポットサイズは０．０８７５ｍｍである。読み取った画像データは、通常撮影での画像信号を０．５、位相コントラスト撮影での画像信号を０．５の割合で加算した。このとき位相コントラスト画像は通常撮影画像の大きさに合わせた。画像処理後に、画像形成装置（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。比較のために通常撮影の画像も同様にプリントした。得られたＸ線画像は比較画像に比べて鮮鋭性が非常に良好であった。
【００５２】
【発明の効果】
この発明によれば、Ｘ線管の管電圧設定をＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行うことにより得られた第１の画像信号と、Ｘ線管の管電圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）に設定して、位相コントラスト撮影条件で被写体のＸ線撮影を行うことにより得られた第２の画像信号を用いて被写体のＸ線画像の画像信号が生成される。このため、第１の画像信号に基づくラチチュードの広いＸ線画像に、第２の画像信号に基づくエッジ強調効果を生じたＸ線画像を重ね合わせて、エッジ強調された鮮明でかつラチチュードの広いＸ線画像を出力できる。
【００５３】
また、位相コントラストを生じさせる撮影条件は、Ｘ線画像の半影によるボケ幅ＢとＸ線位相コントラストによるエッジ強調半値幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすものとされる。このため、視認可能なエッジ強調効果を生じさせることができると共に、幾何学的不鋭に起因するボケが生じてもエッジ強調効果が現れるようにすることができる。
【００５４】
また、第１と第２の画像信号を得るディジタルＸ線画像検出器では、画素サイズが０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下とされる。このため、Ｘ線画像検出器の製造コストの増大や画像処理時間の長時間化を招くことなく良好なＸ線画像を得ることができる。さらに、第２の画像信号を得る際のＸ線管の焦点サイズは０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下とされるので、幾何学的不鋭に起因するボケが少ないものとされて、エッジ強調効果を明瞭なものにできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】被写体を透過したときのＸ線の軌跡を示す図である。
【図２】エッジ強調効果を説明するための図である。
【図３】Ｘ線画像のボケを説明するための図である。
【図４】Ｘ線画像撮像システムの構成を示す図である。
【図５】通常撮影と位相コントラスト撮影を示す図である。
【符号の説明】
１０  Ｘ線管
１５  被写体
２０  Ｘ線画像検出器
５１  画像処理部
５２  画像表示部
５３  画像出力部
５４  画像保存部
５５  ＣＡＤ
５６  制御部
５７  情報入力部
７０  被写体保持具
【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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