JP2004209152A

JP2004209152A - X-ray image radiographing apparatus

Info

Publication number: JP2004209152A
Application number: JP2003002458A
Authority: JP
Inventors: Koji Amitani; 幸二網谷
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2003-01-08
Filing date: 2003-01-08
Publication date: 2004-07-29

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To be capable of easily radiographing a phase contrast image with a high picture quality with a proper X-ray exposure dose without failure. <P>SOLUTION: This X-ray image radiographing apparatus 1 is equipped with an X-ray tube 2 for applying radiation to a subject 7, an X-ray detector 3 of which the distance from the subject 7 is 0.30-5.00 m, a measuring means 4 for measuring the thickness of the subject 7, a parameter setting means 5 for setting beforehand respective parameters of the measured thickness of the subject 7, a set-up tube voltage of the X-ray tube 2, the distance from the focal point of the X-ray tube 2 to an X-ray detector 3, the sensitivity of the X-ray detector 3, an X-ray attenuation coefficient of the subject 7, and an image photographing condition setting means 6 for automatically setting the image photographing condition of the tube current of the X-ray tube 2 and the exposure time after setting parameters. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、非破壊検査や医用画像診断に用いるＸ線画像撮影装置であって、鮮鋭性のよい高画質のＸ線画像が得られるＸ線画像撮影装置に関し、さらに特に高画質***Ｘ線画像撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線は物質を透過する。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、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、例えば特許文献１、そしてクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管）を用いるものは特許文献２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、特許文献３や特許文献４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許文献５に開示されている。
【０００５】
Ｘ線の屈折によって、被写体のＸ線画像のエッジ強調が生ずる原理を図２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、Ｘ線検出器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。被写体の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、被写体の辺縁近傍では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。
【０００６】
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線画像撮影装置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１０μ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。
【０００７】
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。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。
【０００８】
医用診断用Ｘ線画像撮影のとき、良好な画質のＸ線写真を適切なＸ線量曝射で撮影するために、Ｘ線検出器の背後あるいは近傍にＸ線検出器を設置して、一定のＸ線量が曝射量に到達すると、Ｘ線曝射を自動的に停止する装置が広く用いられている。このＸ線検出器は自動露光セルと呼ばれることがある。これは、とくに撮影の難しい***撮影装置には不可欠な装置である（たとえば、特許文献６、特許文献７、特許文献８、特許文献９）。
【０００９】
【特許文献１】
Ｎ．Ｙａｇｉ等による雑誌ＭｅｄｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ第２６巻１０号２１９０頁（１９９９年）
【００１０】
【特許文献２】
Ａ．Ｉｓｈｉｓａｋａ等による雑誌ＯｐｔｉｃａｌＲｅｖｉｅｗ第７巻６号５６６頁（２０００年）
【００１１】
【特許文献３】
Ｓ．Ｗ．Ｗｉｌｋｉｎｓ等によって雑誌Ｎａｔｕｒｅ第３８４巻３３５頁（１９９６年）
【００１２】
【特許文献４】
ＷＯ９６／３１０９８特許公報（第１−２８頁、第１−５図）
【００１３】
【特許文献５】
特開平９−１８７４５５号公報（第１−７頁、第１−６図）
【００１４】
【特許文献６】
特開２０００−１９７６２４号公報（第１−５頁、第１−３図）
【００１５】
【特許文献７】
実開平７−４４１２９号公報（第１−２頁、第１図）
【００１６】
【特許文献８】
特開２０００−２０９５０１号公報（第１−７頁、第１−８図）
【００１７】
【特許文献９】
実開平６−４８２００号公報（第１−２頁、第１図）
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
Ｘ線に屈折によるエッジ強調を得るには、図２で示すように被写体とＸ線検出器との間の距離を置かねばならない。いわゆるＸ線画像拡大撮影にあたり、Ｘ線検出器に到達する単位面積あたりのＸ線量は少なくなる。さらに、エッジ強調を十分な強度で得るためには、従来の拡大撮影よりＸ線検出器は被写体からより大きい距離を取らねばならず、従って、Ｘ線源からＸ線検出器までの距離が、被写体直後にＸ線検出器を配置する密着撮影に比較して極めて長くなる。
【００１９】
ここでＸ線曝射量をコントロールするためにＸ線強度検出器をＸ線検出器の背後（Ｘ線検出器に対してＸ線源と反対側）に配置する場合には、位相コントラスト画像撮影におけるＸ線源からＸ線検出器までの距離が、密着撮影の場合よりも長くなるためにＸ線の強度が弱くなり、Ｘ線強度検出器で正確に測定できる範囲を越えてしまい、Ｘ線曝射量のコントロールが正確に行えなくなる。
【００２０】
以上より、従来技術を、位相コントラスト撮影の自動Ｘ線露光機構技術として適用することができない。
【００２１】
この発明は、かかる点に鑑みてなされたもので、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようにすることができ、すなわち、Ｘ線の屈折を利用したエッジ効果を利用して鮮鋭性の良いＸ線画像を、失敗なく簡便に撮影するＸ線画像撮影装置を提供するものである。とくに、Ｘ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影で、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるＸ線画像撮影装置を提供するものである。
【００２２】
この発明においては、簡便に位相コントラストＸ線画像のＸ線画像を得ることができるＸ線画像撮影装置を提供するものである。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線検出器（ＦＰＤ）などを用いて、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Ｘ線撮影装置を提供し、特に高画質が要求される***画像診断画像撮影に適する。
【００２３】
【課題を解決するための手段】
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。
【００２４】
請求項１に記載の発明は、『被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の厚さを測定する測定手段と、
前記測定した被写体の厚さ、前記Ｘ線管の設定管電圧、前記Ｘ線管の焦点から前記Ｘ線検出器までの距離、前記Ｘ線検出器の感度、前記被写体のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定するパラメータ設定手段と、
前記パラメータを設定した後に、前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。』である。
【００２５】
この請求項１に記載の発明によれば、被写体の厚さ、Ｘ線管の設定管電圧、Ｘ線管の焦点からＸ線検出器までの距離、Ｘ線検出器の感度、被写体のＸ線減弱係数の各種組み合わせに応じて、Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００２６】
請求項２に記載の発明は、『被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の横の位置に設置されＸ線の強度を測定するＸ線強度測定器と、
前記測定したＸ線強度と、前記Ｘ線管の焦点と前記Ｘ線検出器までの距離から前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。』である。
【００２７】
この請求項２記載の発明によれば、被写体の横の位置に設置したＸ線強度測定器からの出力値と、Ｘ線管の焦点とＸ線検出器までの距離からＸ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができるので、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００２８】
請求項３に記載の発明は、『被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の厚さを測定する測定手段と、
前記被写体の横の位置に設置されるＸ線の強度を測定するＸ線強度測定器と、
前記測定した被写体の厚さ、前記Ｘ線管の設定管電圧、前記Ｘ線管の焦点から前記Ｘ線検出器までの距離、前記Ｘ線検出器の感度、前記被写体のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定するパラメータ設定手段と、
前記パラメータを設定した後に、前記測定したＸ線強度を１つの指数として前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。』である。
【００２９】
この請求項３記載の発明によれば、被写体の横の位置に設置したＸ線強度測定器からの出力値も利用することにより、更に精度良く、Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００３０】
請求項４に記載の発明は、『前記Ｘ線画像撮影の拡大率が１．５倍から１０倍である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Ｘ線画像撮影装置。』である。
【００３１】
この請求項４に記載の発明によれば、位相コントラスト撮影によるエッジ効果は、一般に拡大率が大きいほど明確に現れて病変の検出能が向上するので、Ｘ線画像撮影の拡大率を１．５倍から１０倍であることが好適である。
【００３２】
請求項５に記載の発明は、『前記Ｘ線管の輝線スペクトルのＸ線のエネルギーが１０ｋｅＶ以上であり６０ｋｅＶ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影装置。』である。
【００３３】
この請求項５に記載の発明によれば、位相コントラスト撮影によるエッジ効果は、一般にＸ線のエネルギーが小さいほど起こりやすいので、輝線スペクトルのＸ線のエネルギーが、医用としては低エネルギーの１０ｋｅＶ以上であり６０ｋｅＶ以下であることが好適である。
【００３４】
請求項６に記載の発明は、『前記Ｘ線管の陽極にモリブデンもしくはロジウムを有す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線画像撮影装置。』である。
【００３５】
この請求項６に記載の発明によれば、Ｘ線管の陽極にモリブデンもしくはロジウムを有することで、医用としては低エネルギーのＸ線を効率良く発生し得るので、好適である。
【００３６】
請求項７に記載の発明は、『前記Ｘ線管の焦点サイズが５０μｍ以上で５００μｍ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線画像撮影装置。』である。
【００３７】
この請求項７に記載の発明によれば、Ｘ線管の焦点サイズが大きすぎると、位相コントラスト撮影では焦点径ボケ（幾何学的不鋭の一種）による画質低下が顕著になるので、焦点径を現実的な範囲で小さめにすることは有効であり、Ｘ線管の焦点サイズが５０μｍ以上で５００μｍ以下であることが好適である。
【００３８】
請求項８に記載の発明は、『画像診断に供する出力Ｘ線画像サイズが、前記Ｘ線検出器で検出される画像サイズと同じもしくは小さい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線画像撮影装置。』である。
【００３９】
この請求項８に記載の発明によれば、位相コントラスト撮影は一種の拡大撮影であるが、撮影する際には違和感が少なく、解剖学的な対応が取りやすい実寸サイズ、或いはそれに近いサイズで出力されることが望ましく、この点で好適である。
【００４０】
請求項９に記載の発明は、『***診断画像を撮影することを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影装置。』である。
【００４１】
この請求項９に記載の発明によれば、***診断画像は特に高画質が要求されることから、高画質化を実現でき、***撮影に適用することで好適である。
【００４２】
【発明の実施の形態】
以下、この発明のＸ線画像撮影装置の実施形態を示すが、この発明はこれに限定するものではない。
【００４３】
図１はＸ線画像撮影装置の概略構成図、図２はＸ線の屈折によって被写体のＸ線画像のエッジ強調が生ずる原理を示す図である。
【００４４】
この実施の形態のＸ線画像撮影装置１は、Ｘ線管２と、Ｘ線検出器３と、測定手段４と、パラメータ設定手段５と、画像撮影条件設定手段６とを備えている。
【００４５】
Ｘ線管２は、被写体７に放射線を照射する。
【００４６】
Ｘ線検出器３は、被写体７との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下である。
【００４７】
測定手段４は、被写体７の厚さを測定する。
【００４８】
パラメータ設定手段５は、測定した被写体７の厚さ、Ｘ線管２の設定管電圧、Ｘ線管２の焦点からＸ線検出器３までの距離、Ｘ線検出器３の感度、被写体７のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定する。
【００４９】
画像撮影条件設定手段６は、パラメータ設定手段５でパラメータを設定した後に、Ｘ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する。
【００５０】
このＸ線画像撮影装置１では、図２に示すように、Ｘ線の屈折によって、被写体７のＸ線画像のエッジ強調が生ずる。すなわち、Ｘ線の屈折率は１より小さいために、被写体７を透過すると、その被写体７は凹レンズのように作用し、被写体７の辺縁を通過したＸ線は、Ｘ線検出器３上で被写体７の横を通過したＸ線と重なり、Ｘ線強度が強くなる。被写体７の辺縁を通過して被写体７の外側にＸ線がはみ出すために、被写体７の辺縁近傍ではＸ線強度は弱くなる。このようにして、Ｘ線強度が被写体７の辺縁を境にして、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り、このようにしてＸ線の屈折による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。
【００５１】
このように、この実施の形態のＸ線画像撮影装置１によれば、被写体７の厚さ、Ｘ線管２の設定管電圧、Ｘ線管２の焦点からＸ線検出器３までの距離、Ｘ線検出器３の感度、被写体７のＸ線減弱係数の各種組み合わせに応じて、Ｘ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００５２】
図３はＸ線画像撮影装置の他の実施の形態の概略構成図である。
【００５３】
この実施の形態のＸ線画像撮影装置１は、Ｘ線管２と、Ｘ線検出器３と、Ｘ線強度測定器１０と、画像撮影条件設定手段６とを備えている。
【００５４】
Ｘ線管２は、被写体７に放射線を照射する。
【００５５】
Ｘ線検出器３は、被写体７との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下である。
【００５６】
Ｘ線強度測定器１０は、被写体７の横の位置に設置され、Ｘ線の強度を測定する。
【００５７】
画像撮影条件設定手段６は、Ｘ線強度測定器１０で測定したＸ線強度と、Ｘ線管２の焦点とＸ線検出器３までの距離からＸ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する。
【００５８】
この実施の形態のＸ線画像撮影装置１によれば、被写体７の横の位置に設置したＸ線強度測定器１０からの出力値と、Ｘ線管２の焦点とＸ線検出器３までの距離からＸ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができるので、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００５９】
図４はＸ線画像撮影装置の他の実施の形態の概略構成図である。
【００６０】
この実施の形態のＸ線画像撮影装置１は、Ｘ線管２と、Ｘ線検出器３と、測定手段４と、Ｘ線強度測定器１０と、パラメータ設定手段５と、画像撮影条件設定手段６とを備えている。
【００６１】
Ｘ線管２は、被写体７に放射線を照射する。
【００６２】
Ｘ線検出器３は、被写体７との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下である。
【００６３】
測定手段４は、被写体７の厚さを測定する。
【００６４】
Ｘ線強度測定器１０は、被写体７の横の位置に設置され、Ｘ線の強度を測定する。
【００６５】
パラメータ設定手段５は、測定した被写体７の厚さ、Ｘ線管２の設定管電圧、Ｘ線管２の焦点からＸ線検出器３までの距離、Ｘ線検出器３の感度、被写体７のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定する。
【００６６】
画像撮影条件設定手段６は、パラメータ設定手段５でパラメータを設定した後に、Ｘ線強度測定器１０で測定したＸ線強度を１つの指数としてＸ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する。
【００６７】
この実施の形態のＸ線画像撮影装置１によれば、図１及び図２の実施の形態に加え、被写体７の横の位置に設置したＸ線強度測定器１０からの出力値も利用することにより、更に精度良く、Ｘ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【００６８】
この図１乃至図４の実施の形態のＸ線画像撮影装置１では、Ｘ線管２としては放射光Ｘ線源や熱電子Ｘ線管などのＸ線源が用いられ、そしてＸ線検出器３としてはＣＲやＦＰＤなどのＸ線画像の２次元平面画像検出器が用いられ、さらにＸ線検出器３で得られたＸ線画像情報は、図５に示すように、画像処理部２０、ＣＡＤ２１等で処理し、陰極管や液晶モニターなどのＸ線画像表示する画像表示部３０で表示し、またメモリの画像信号保存部３１に保存し、あるいはレーザーイメージャなどの画像プリント出力部３２で透過画像Ｘ線フィルムとしてプリントされるものである。
【００６９】
特に、Ｘ線源、２次元平面画像検出器、Ｘ線画像処理機構とＸ線画像表示機構は必須であり、Ｘ線フィルムのプリント機構は含まない場合もある。また、この実施の形態のＸ線画像撮影装置１で得られた画像情報はインターネット３３などを利用して、遠隔地へ画像転送を容易に行なうことができ、そして電気信号のままで画像信号保存部３１で画像保存をすることができる。
【００７０】
熱電子Ｘ線管は、クーリッジＸ線管とも呼ばれる。これは、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。
【００７１】
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。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。特に、医用画像診断では２０ｋＶから１５０ｋＶが好ましい。また、***画像撮影には１５ｋＶから５０ｋＶが好ましい。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、Ｘ線管の管電圧として示される。
【００７２】
熱電子Ｘ線管で得られるＸ線は、図６に示すように、いわゆる制動放射で連続スペクトルである。例えば陽極の金属たモリブデンの場合には１７ｋＶに強い特性Ｘ線が得られ、これは輝線スペクトルである。輝線スペクトルのＸ線を用いると、そのＸ線の単色性が強まり、鮮明な画像が得られる。とくにＸ線の屈折率はＸ線波長に依存するため、Ｘ線の屈折を利用してエッジ効果を得るには、強い輝線スペクトルのＸ線が得られる熱電子Ｘ線管を用いることは、好ましい実施態様である。とくに微小な被写体を観察する***Ｘ線画像撮影にはより好ましい。
【００７３】
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、その一辺の長さを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。
【００７４】
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、小さ過ぎると人体などを透過するのに充分な量のＸ線が得られない。また、焦点サイズが大き過ぎると、幾何学的不鋭が大きくなり、エッジ効果は消滅する。
【００７５】
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、その放射角がかわる。の放射光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。たとえば、１７ｋｅＶや５０ｋｅＶなど、人体を充分に透過できるエネルギーの単色のＸ線を得ることができ、医用の画像診断に用いることのできる屈折による強いエッジ強調の鮮明な画像を得ることができる。
【００７６】
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。
【００７７】
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１０ｃｍから２ｍ程度である。好ましくは３０ｃｍから１ｍ程度である。被写体からＸ線検出器までの距離（Ｒ２）については、放射光Ｘ線を用いるときは０．３ｍ〜５．００ｍが好ましい。近すぎると充分なエッジ強調効果が得られない。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線管を用いるときも同様に、被写体からＸ線検出器までの距離（Ｒ２）は３０ｃｍ以上で５．００ｍ以下が好ましい。この範囲を取る理由は上記同様である。
【００７８】
Ｘ線画像撮影を行なうとき、適切なＸ曝射量が決められる。まず、医用画像の場合は、被写体が人体であるので、Ｘ線の侵襲性から過大な量の曝射は禁物であり、おのずから上限が決まる。一方Ｘ線検出器で検知しうるＸ線量範囲があり、その範囲のＸ線曝射でないと画像の撮影ができない。銀塩フィルムとＸ線増感紙を使用するＸ線検出器の場合、適切なＸ線量範囲は対数値で２桁程度であり、デジタル画像撮影のＣＲやＦＰＤの場合は４桁とより広くなっている。従ってデジタル画像撮影の場合の方が、Ｘ線曝射量の許容範囲が広い。
【００７９】
Ｘ線画像の撮影条件は、Ｘ線波長、Ｘ線の量、Ｘ線源からＸ線検出器までの距離、そして被写体のＸ線吸収量、すなわち人体の部位とその厚さ、そしてＸ線検出器の感度に依存する。熱電子Ｘ線管を用いるときはその焦点サイズも決定因子となる。
【００８０】
熱電子Ｘ線管を用いる場合はＸ線波長はＸ線管電圧で決まり、Ｘ線量はＸ線管の管電流と露光時間で決定される。すなわち、一定感度のＸ線検出器を用いてＸ線画像撮影を行なうとき、一定の焦点サイズであれば、Ｘ線管電圧、管電流、そして曝射時間が、Ｘ線管とＸ線検出器との距離から決定される。管電圧と管電流そして曝射時間については一定の関係があるため、例えばアメリカ法、網川法、対数点数法、ビットシステム法そして指数関数的撮影法などが広く知られ、これら方法を用いてＸ線撮影条件を算出することが可能である。
【００８１】
ここで、Ｘ線画像形成に関わるＸ線エネルギーをＥとすると、
Ｅ＝Ｋ・（Ｖｎ・ｉｔ・Ｓ・ｒ２）・ｅｘｐ（−μｄ）
で表すことができる。
【００８２】
ここでＫは撮影装置起因の因子、Ｖは管電圧、ｎは管電圧指数、ｉは管電流、ｔは曝射時間、ＳはＸ線検出器の感度、ｒは焦点からＸ線検出器までの距離、μは被写体のＸ線減弱係数、そしてｄは被写体の厚さである。Ｋについては、Ｘ線管陽極物質の原子番号ほか装置に関わる指数が関与して決まる指数である。
【００８３】
このようにして、Ｘ線撮影条件、すなわちＸ線管電流と曝射時間とを決定する因子として、被写体の厚さがかかわる。特に、コントラストの高い画像が要求される***画像においては、特にこの影響が大きい。この被写体の厚さを測定すれば、その他のパラメータを用いれば、適切なＸ線画像撮影条件を決定できる。
【００８４】
Ｘ線画像撮影装置として、図７及び図８に***画像撮影装置を示す。図７は***画像撮影装置の概略構成図、図８は被写体保持具を示す図である。
【００８５】
この実施の形態の***画像撮影装置５０は、被写体保持具５１を挟んでＸ線源であるＸ線管２とＸ線検出器３が配置されているタイプであり、それぞれは、アーム５４上をスライドして移動することが可能となっていて、距離Ｒ１及び距離Ｒ２を変更することができる。
【００８６】
アーム５４は、紙面に対して垂直な回転軸５５を支点として、図７に示すように回転可能であり、被写体保持具５１上に固定した被写体の***５６を、横方向から撮影したり、真上方向から撮影したり、斜め方向から撮影したりすることが可能となる。また、***画像撮影装置５０には、放射線の防御板５９が備えられている。
【００８７】
アーム５４には、電気抵抗器５７が設けられ、制御装置６０では、被写体保持具５１、Ｘ線管２、Ｘ線検出器３の位置が変更されると、電気抵抗が変わるため距離Ｒ１及び距離Ｒ２を算出できる。距離Ｒ１及び距離Ｒ２の距離情報より、放射条件を制御することになる。制御装置６０は、得られた距離情報から放射線画像撮影時の拡大率を計算し、画像表示手段による表示時または画像出力手段による出力時に、当該拡大率を自由に変更して（好ましくは被写体と等倍）表示もしくは出力することができる。
【００８８】
また、***５６を固定する圧迫板５８が備えられ、この圧迫板５８も移動によって位置が変更されると、電気抵抗が変わるため、制御装置６０で被写体である***５６の厚さを測定することができ、測定手段を構成する。
【００８９】
また、被写体保持具５１には、Ｘ線強度測定器１０が設けられ、このＸ線強度測定器１０は、被写体の***５６の横の位置に設置されてＸ線の強度を測定する。
【００９０】
制御装置６０には、設定条件を入力する入力手段であるキーボード６０ａ及び設定条件を表示する設定条件表示パネル６０ｂが設けられ、測定した被写体の***５６の厚さ、Ｘ線管２の設定管電圧、Ｘ線管２の焦点からＸ線検出器３までの距離、Ｘ線検出器３の感度、被写体の***５６のＸ線減弱係数の各パラメータをパラメータ設定手段であるキーボード６０ａで予め設定する。
【００９１】
このパラメータを設定した後に、測定したＸ線強度を１つの指数として、制御装置６０で構成される画像撮影条件設定手段でＸ線管２の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する。
【００９２】
***Ｘ線撮影装置の場合、一般に***５６を圧迫板５８で抑えて撮影を行なう。例えば特許公報である特開２００２−２１９１２４号報や実開平５−７６４０９などで開示されている方法である。このとき、圧迫板５８をあまり強く患者***に押し付けると、患者に苦痛を与えるため、特許公報である特開平６−２６１８９６号報で開示されている方法によって、自動的に圧迫する力を調整することができる。
【００９３】
このとき、圧迫板５８による圧迫後の静止位置と被写体保持具５１との距離から被写体の厚さを計測することができる。このとき、例えば特許公報である特開２０００−２０９５０１で開示されている方法により、被写体の厚さをパラメータとしてＸ線曝射条件を計算することができる。とくに圧迫強さを自動で調整するときには、その機構を利用して被写体の厚さを計測することができる。
【００９４】
より適切な撮影を行なうために撮影条件の厳密さを追求するならば、被験者の年齢、過去のデータなどから、その被写体厚さデータと合わせて、さらに適切な曝射条件を計算で得ることができる。例えば特許公報である特開２０００−１９７６２４号報で開示されている方法で自動的に適切なＸ線曝射条件を得ることができる。
【００９５】
また、被検体である***の横で、そのＸ線画像にかさならない位置にＸ線強度測定器１０を設置し、その測定値及び被写体とＸ線強度測定器１０までの距離をパラメータとして適切な撮影条件を得ることができる。このＸ線強度測定器１０については、例えば実用新案である実開平７−４４１２９号報で開示されている方法を用いることができる。また、被写体厚さのパラメータと合わせて使用することで、Ｘ線管の経年劣化によるＸ線撮影条件を自動的に補正することが可能である。
【００９６】
この発明に使用するＸ線検出器３は、２次元平面Ｘ線検出器として、ＣＲやＦＰＤが好ましい。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、２５μｍ以上、３００μｍ以下が好ましい。２５μｍ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２５μｍ以上３００μｍが、同様に好ましい範囲である。
【００９７】
ＣＲの場合は、輝尽性蛍光体プレートの素材がＲｂ、Ｃｓ、Ｂａのハロゲン化合物などが好ましい態様である。
【００９８】
ＦＰＤの場合は、ａ−ＳｅとＴＦＴとを用いた、いわゆる直接型のものや、シンチレータと光変換素子とＴＦＴとを用いた間接型のものを使用することは好ましい態様である。特に***撮影の直接型の場合は、特許公報である特開平７−３７０７５号公報、特開２０００−１３９８９０号報そして特開２０００−２３９６１号公報の技術を適用することは好ましい態様である。また間接型での***Ｘ線画像撮影においては、特許公報である特開平１１−１６０４４３号公報そして特開２００１−６１８２４号公報の技術を採用することは好ましい態様である。
【００９９】
基板の素材が樹脂の場合は衝撃に強くなり、軽量化にも有利で、また、Ｘ線透過性が増すので、Ｓ／Ｆシステムから類推されるようなＸ線源側にＴＦＴを含んだ検出器を配置する構成に好適である。また、ＴＦＴや光センサを有機素材で作製すると、製造方法の簡素化や製造コスト低減の点で有利であり、特に好ましい態様である。
【０１００】
得られた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に表示されたり、またプリンタ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。
【０１０１】
この発明におけるＸ線画像撮影装置は、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。
【０１０２】
この発明については、特に***Ｘ線画像撮影において、その***画像撮影装置については、例えば特許公報である特開平５−１７３２６６号公報、特開平６−２８５０５１号公報、特開平６−２９２０８３や特開２０００−３０６４６２号公報で開示されているマンモグラフィ撮影装置の技術を適用することは好ましい態様である。
【０１０３】
また***画像撮影のとき、定位検査検査中の位置決定については特許公報である特表２０００−５１４２２３号公報の技術を適用することは好ましい態様である。またスポット撮影時の撮影条件決定には特許公報である特表平９−５０２９１８号公報の技術を使用することは好ましい態様である。また、異なる視線方向から撮影するデジタルマンモグラフィの撮影条件決定には特許公報である特表平９−５０９８７８号公報の技術を適用することは好ましい態様である。
【０１０４】
また、この発明においては、***生体試料検査、いわゆるバイオプシを行なうとき、特許公報である特開平７−１６３５５１号公報、特表２００２−５２８２２０号公報、特表２００１−５０４００２号公報、特表２００１−５０６７６５号公報、特開２００２−７１８２０号公報、特表２００１−５０２５６６号公報などで開示されている技術を適用することは好ましい態様である。
【０１０５】
この発明においては、***画像処理において皮膚ラインや乳頭ライン検出には特開平８−５０７２４９号公報や特表平９−５０９８７９号公報などに開示される技術を適用することは好ましい態様である。また、特許公報である特開平９−１３４４３４号公報に開示されている癌領域自動検出方法の技術を適用することは好ましい実施態様である。
【０１０６】
この発明の位相コントラストの***画像撮影装置に自動露出制御技術として、例えば特許公報である特開平６−１５４１９４号公報、特開平７−３２７９６６号公報、特開平８−８０２９５号公報、特開平８−２３８２３７号公報、特開平８−３３６２１号公報などの技術を適用することは好ましい態様である。
【０１０７】
この発明の位相コントラストの***画像撮影装置の回転陽極Ｘ線管においては特許公報である特開平１１−１３５０４４号公報や特開２００１−１４３６４７号公報などに開示される方法を適用することは好ましい態様である。またコリメターについては、特許公報である特開平８−１４０９６６号公報、特開平８−７１０６６号公報、特開２００２−３５５２４２号公報などに開示されている技術を適用することは好ましい態様である。
【０１０８】
【発明の効果】
前記したように、請求項１に記載の発明では、被写体の厚さ、Ｘ線管の設定管電圧、Ｘ線管の焦点からＸ線検出器までの距離、Ｘ線検出器の感度、被写体のＸ線減弱係数の各種組み合わせに応じて、Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【０１０９】
請求項２に記載の発明では、被写体の横の位置に設置したＸ線強度測定器からの出力値と、Ｘ線管の焦点とＸ線検出器までの距離からＸ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができるので、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【０１１０】
請求項３に記載の発明では、被写体の横の位置に設置したＸ線強度測定器からの出力値も利用することにより、更に精度良く、Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定することができ、高画質な位相コントラスト画像を、失敗なく適切なＸ線曝射量で、簡便に撮影できるようになり、特にＸ線曝射量の決定が困難は位相コントラスト***Ｘ線画像撮影に好適である。
【０１１１】
請求項４に記載の発明では、位相コントラスト撮影によるエッジ効果は、一般に拡大率が大きいほど明確に現れて病変の検出能が向上するので、Ｘ線画像撮影の拡大率を１．５倍から１０倍であることが好適である。
【０１１２】
請求項５に記載の発明では、位相コントラスト撮影によるエッジ効果は、一般にＸ線のエネルギーが小さいほど起こりやすいので、輝線スペクトルのＸ線のエネルギーが、医用としては低エネルギーの１０ｋｅＶ以上であり６０ｋｅＶ以下であることが好適である。
【０１１３】
請求項６に記載の発明では、Ｘ線管の陽極にモリブデンもしくはロジウムを有することで、医用としては低エネルギーのＸ線を効率良く発生し得るので、好適である。
【０１１４】
請求項７に記載の発明では、Ｘ線管の焦点サイズが大きすぎると、位相コントラスト撮影では焦点径ボケ（幾何学的不鋭の一種）による画質低下が顕著になるので、焦点径を現実的な範囲で小さめにすることは有効であり、Ｘ線管の焦点サイズが５０μｍ以上で５００μｍ以下であることが好適である。
【０１１５】
請求項８に記載の発明では、位相コントラスト撮影は一種の拡大撮影であるが、撮影する際には違和感が少なく、解剖学的な対応が取りやすい実寸サイズ、或いはそれに近いサイズで出力されることが望ましく、この点で好適である。
【０１１６】
請求項９に記載の発明では、***診断画像は特に高画質が要求されることから、高画質化を実現でき、***撮影に適用することで好適である。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線画像撮影装置の概略構成図である。
【図２】Ｘ線の屈折によって被写体のＸ線画像のエッジ強調が生ずる原理を示す図である。
【図３】Ｘ線画像撮影装置の他の実施の形態の概略構成図である。
【図４】Ｘ線画像撮影装置の他の実施の形態の概略構成図である。
【図５】Ｘ線画像撮影装置の出力の実施の形態の概略構成図である。
【図６】熱電子Ｘ線管で得られるＸ線を示す図である。
【図７】***画像撮影装置の概略構成図である。
【図８】被写体保持具を示す図である。
【符号の説明】
１Ｘ線画像撮影装置
２Ｘ線管
３Ｘ線検出器
４測定手段
５パラメータ設定手段
６画像撮影条件設定手段
７被写体
１０Ｘ線強度測定器
２０画像処理部
２１ＣＡＤ
３０画像表示部
３１画像信号保存部
３２画像プリント出力部
５０ ***画像撮影装置
５１被写体保持具
５４アーム
５６ ***
５７電気抵抗器
５８圧迫板
６０制御装置[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray imaging apparatus used for non-destructive inspection and medical image diagnosis, and more particularly to an X-ray imaging apparatus capable of obtaining a high-quality X-ray image with high sharpness, and more particularly to a high-quality breast X-ray image The present invention relates to an imaging device.
[0002]
[Prior art]
X-rays penetrate the material. When transmitting through a substance, X-rays are absorbed by the photoelectric effect and Compton scattering by atoms constituting the substance. The amount of X-ray absorption depends on the atomic weight. Therefore, an X-ray image can be obtained by obtaining an X-ray intensity distribution two-dimensionally according to the distribution of atoms after the X-ray has transmitted through the object. The X-ray intensity difference generated as the image density obtained here is generally called density contrast, and is a principle that has been used as an X-ray image since Dr. Roentgen discovered X-rays in 1895.
[0003]
On the other hand, in the 1990s, research on phase contrast X-ray images began to be widely conducted. Since X-rays are electromagnetic waves, they have properties similar to light. That is, refraction and interference occur. The X-ray intensity difference obtained by this property is called phase contrast. It has been found that the edges of conventional absorption contrast images are sharply depicted by the phase contrast. However, since the refractive index of X-rays is extremely small as compared with visible light, a phase contrast image was not observed in the conventional X-ray imaging method. Since the wavelength of X-rays is about three orders of magnitude smaller than that of visible light, it is very difficult to obtain a phase-contrast image by controlling the interference, and this is a research stage at present and not a stage that can be widely used in hospitals and the like.
[0004]
There has been reported a method of obtaining a sharp X-ray image by obtaining a so-called edge-enhanced image that enhances the edge of the image by utilizing the refraction property of X-ray. That is, Patent Literature 1 uses a synchrotron radiation X-ray, and Patent Literature 2 uses a Coolidge X-ray tube (thermo-electron X-ray tube). Regarding a method for obtaining an edge-enhanced phase contrast image by using X-ray interference, a method using a special Coolidge X-ray tube having a small focal spot size is disclosed in Patent Document 3 or Patent Document 4, An application of the principle of an interferometer using a line is disclosed in Patent Document 5.
[0005]
FIG. 2 shows the principle that the X-ray refraction causes edge enhancement of the X-ray image of the subject. Since the X-ray has a refractive index of less than 1, when transmitted through a columnar or spherical object, the column or sphere acts like a concave lens. That is, the X-rays that have passed the edge of the object overlap the X-rays that have passed the side of the object on the X-ray detector, and the X-ray intensity increases. Since X-rays protrude to the outside of the object after passing through the object edge of the object, the X-ray intensity becomes weak near the object edge. In this manner, peaks are formed on the outside and valleys are formed on the inside, with the X-ray intensity bordering the object edge. Such an edge enhancement effect is sometimes called an edge effect. When the edge enhancement due to the refraction of the X-rays occurs in this way, an X-ray image with good sharpness in which the edges are clearly drawn can be obtained.
[0006]
The present invention relates to an X-ray image capturing apparatus that obtains an X-ray image having excellent sharpness by using refraction of X-rays. In order to capture clear X-ray images due to the refraction, non-screen X-ray films, those using X-ray intensifying screens and X-ray films, or very small CCD cameras with a pixel size of about 10 μm have been used. Was. This is because it has been considered that a very high resolution is required to image the edge enhancement due to the refraction of X-rays.
[0007]
Here, when a non-screen X-ray film or an X-ray intensifying screen and an X-ray film are used, their resolution is very high, but these are so-called analog X-ray detectors, and their image processing and output image processing are performed. You cannot freely enlarge or reduce. To obtain a digital X-ray image, an X-ray detector using a high-resolution CCD can be used. However, in order to maintain sufficient sensitivity, cooling of the CCD part and equipment become very expensive, and some It is used only for special research.
[0008]
At the time of X-ray imaging for medical diagnosis, an X-ray detector is installed behind or near the X-ray detector in order to take an X-ray image of good image quality with an appropriate X-ray exposure. A device that automatically stops X-ray irradiation when the X-ray dose reaches the irradiation amount is widely used. This X-ray detector is sometimes called an automatic exposure cell. This is an indispensable device for a mammography device that is particularly difficult to image (for example, Patent Document 6, Patent Document 7, Patent Document 8, Patent Document 9).
[0009]
[Patent Document 1]
N. Yagi et al., Medical Physics, Vol. 26, No. 10, pp. 2190 (1999)
[0010]
[Patent Document 2]
A. Optical Review, Vol. 7, No. 6, pp. 566 (2000) by Ishisaka et al.
[0011]
[Patent Document 3]
S. W. Wilkins et al., Magazine Nature, 384, 335 (1996).
[0012]
[Patent Document 4]
WO96 / 31098 Patent Publication (page 1-28, FIG. 1-5)
[0013]
[Patent Document 5]
JP-A-9-187455 (pages 1-7, FIG. 1-6)
[0014]
[Patent Document 6]
JP-A-2000-197624 (Pages 1-5, FIG. 1-3)
[0015]
[Patent Document 7]
JP-A-7-44129 (page 1-2, FIG. 1)
[0016]
[Patent Document 8]
JP-A-2000-209501 (pages 1-7, FIG. 1-8)
[0017]
[Patent Document 9]
JP-A-6-48200 (page 1-2, FIG. 1)
[0018]
[Problems to be solved by the invention]
In order to obtain edge enhancement by refraction of X-rays, a distance between the subject and the X-ray detector must be set as shown in FIG. In so-called magnified X-ray imaging, the X-ray dose per unit area reaching the X-ray detector is reduced. Furthermore, in order to obtain edge enhancement with sufficient intensity, the X-ray detector must take a greater distance from the subject than in conventional enlarged imaging, and therefore, the distance from the X-ray source to the X-ray detector must be This is extremely long compared to close contact imaging in which an X-ray detector is arranged immediately after the subject.
[0019]
Here, when the X-ray intensity detector is arranged behind the X-ray detector (on the side opposite to the X-ray source with respect to the X-ray detector) in order to control the X-ray exposure, a phase contrast image is taken. Since the distance from the X-ray source to the X-ray detector is longer than in the case of close contact imaging, the intensity of the X-rays becomes weaker, and the X-ray intensity detector exceeds the range that can be accurately measured. The exposure dose cannot be controlled accurately.
[0020]
As described above, the conventional technology cannot be applied as an automatic X-ray exposure mechanism technology for phase contrast imaging.
[0021]
The present invention has been made in view of the above points, and can easily capture a high-quality phase contrast image with an appropriate amount of X-ray irradiation without failure. An object of the present invention is to provide an X-ray image photographing apparatus which easily and simply captures an X-ray image with good sharpness by using an edge effect utilizing the method. In particular, it is an object of the present invention to provide an X-ray image capturing apparatus that can easily determine an X-ray exposure amount with an appropriate X-ray exposure amount without failure in phase contrast breast X-ray image capturing.
[0022]
An object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of easily obtaining an X-ray image of a phase contrast X-ray image. That is, a digital X-ray phase contrast image having excellent sharpness can be easily obtained by using a computed radiography (CR) or a flat X-ray detector (FPD) widely used in a medical field or a nondestructive inspection. Provided is an X-ray imaging apparatus, which is particularly suitable for mammography diagnostic imaging requiring high image quality.
[0023]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention is configured as follows.
[0024]
The invention according to claim 1 is based on “an X-ray tube that irradiates a subject with radiation,
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
Measuring means for measuring the thickness of the subject,
Each of the measured thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, and the X-ray attenuation coefficient of the subject Parameter setting means for setting parameters in advance;
An X-ray imaging apparatus comprising: an image-taking condition setting unit that automatically sets image-taking conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube after setting the parameters. ].
[0025]
According to the first aspect of the present invention, the thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, the X-ray of the subject According to various combinations of attenuation coefficients, the imaging conditions of the X-ray tube current and the exposure time can be automatically set, and a high-quality phase-contrast image can be obtained without an appropriate X-ray exposure. Therefore, imaging can be performed easily, and it is particularly suitable for phase contrast breast X-ray imaging when it is difficult to determine the amount of X-ray exposure.
[0026]
The invention according to claim 2 is based on the following: “an X-ray tube that irradiates a subject with radiation;
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
An X-ray intensity measuring device installed at a position next to the subject and measuring the intensity of X-rays;
Image photographing condition setting means for automatically setting image photographing conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube from the measured X-ray intensity and a distance from a focal point of the X-ray tube to the X-ray detector. An X-ray imaging apparatus characterized by comprising: ].
[0027]
According to the second aspect of the present invention, the tube current of the X-ray tube is determined based on the output value from the X-ray intensity measuring device installed at a position beside the subject and the distance between the focus of the X-ray tube and the X-ray detector. And the imaging conditions of the exposure time can be automatically set, so that a high-quality phase contrast image can be easily captured with an appropriate amount of X-ray exposure without failure. Difficulty in determining the dose is suitable for phase contrast breast X-ray imaging.
[0028]
According to a third aspect of the present invention, there is provided an X-ray tube for irradiating a subject with radiation,
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
Measuring means for measuring the thickness of the subject,
An X-ray intensity measuring device that measures the intensity of X-rays installed at a position beside the subject;
Each of the measured thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, and the X-ray attenuation coefficient of the subject Parameter setting means for setting parameters in advance;
After setting the parameters, the apparatus further includes an image capturing condition setting unit that automatically sets image capturing conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube using the measured X-ray intensity as one index. X-ray imaging apparatus. ].
[0029]
According to the third aspect of the present invention, by utilizing the output value from the X-ray intensity measuring instrument installed at a position beside the subject, the X-ray tube current and the exposure time can be more accurately imaged. The imaging conditions can be automatically set, and a high-quality phase contrast image can be easily captured with an appropriate amount of X-ray exposure without failure. In particular, it is difficult to determine the amount of X-ray exposure. It is suitable for phase contrast breast X-ray imaging.
[0030]
According to a fourth aspect of the present invention, there is provided the X-ray imaging apparatus according to any one of the first to third aspects, wherein a magnification of the X-ray imaging is 1.5 to 10 times. Image capturing device. ].
[0031]
According to the fourth aspect of the present invention, the edge effect by the phase contrast imaging generally appears more clearly as the enlargement ratio is larger, and the detectability of the lesion is improved. Preferably it is double to ten times.
[0032]
According to a fifth aspect of the present invention, there is provided a method as set forth in any one of the first to fourth aspects, wherein the energy of the X-rays in the emission line spectrum of the X-ray tube is 10 keV or more and 60 keV or less. X-ray imaging apparatus. ].
[0033]
According to the fifth aspect of the invention, the edge effect due to the phase contrast imaging is generally more likely to occur as the energy of the X-rays is smaller. Therefore, the energy of the X-rays in the emission line spectrum is 10 keV or more which is low energy for medical use. Preferably, it is 60 keV or less.
[0034]
According to a sixth aspect of the present invention, there is provided the X-ray imaging apparatus according to any one of the first to fifth aspects, wherein the anode of the X-ray tube has molybdenum or rhodium. ].
[0035]
According to the sixth aspect of the present invention, it is preferable that the anode of the X-ray tube has molybdenum or rhodium, because it can efficiently generate low-energy X-rays for medical use.
[0036]
According to a seventh aspect of the present invention, there is provided the X-ray imaging apparatus according to any one of the first to sixth aspects, wherein a focal size of the X-ray tube is 50 μm or more and 500 μm or less. . ].
[0037]
According to the seventh aspect of the invention, if the focal size of the X-ray tube is too large, image quality deterioration due to blurring of focal diameter (a kind of geometric instability) becomes remarkable in phase contrast imaging. Is effective in a practical range, and the focal size of the X-ray tube is preferably 50 μm or more and 500 μm or less.
[0038]
The invention according to claim 8 is characterized in that the output X-ray image size used for image diagnosis is the same as or smaller than the image size detected by the X-ray detector. The X-ray imaging apparatus according to claim 1. ].
[0039]
According to the invention described in claim 8, phase contrast imaging is a kind of magnified imaging, but when imaging, there is little sense of incongruity, and the image is output in an actual size or a size close to it, which is easy to take anatomical correspondence. It is desirable that this be done.
[0040]
According to a ninth aspect of the present invention, there is provided an X-ray image capturing apparatus according to any one of the first to eighth aspects, wherein a breast diagnostic image is captured. ].
[0041]
According to the ninth aspect of the present invention, since the breast diagnostic image is required to have particularly high image quality, high image quality can be realized, which is suitable for application to mammography.
[0042]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the X-ray imaging apparatus of the present invention will be described, but the present invention is not limited to this.
[0043]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an X-ray image photographing apparatus, and FIG. 2 is a diagram illustrating a principle that edge enhancement of an X-ray image of a subject is caused by refraction of X-rays.
[0044]
The X-ray image photographing apparatus 1 according to this embodiment includes an X-ray tube 2, an X-ray detector 3, a measuring unit 4, a parameter setting unit 5, and an image photographing condition setting unit 6.
[0045]
The X-ray tube 2 irradiates the subject 7 with radiation.
[0046]
The X-ray detector 3 has a distance from the subject 7 of 0.30 m or more and 5.00 m or less.
[0047]
The measuring means 4 measures the thickness of the subject 7.
[0048]
The parameter setting means 5 includes the measured thickness of the subject 7, the set tube voltage of the X-ray tube 2, the distance from the focal point of the X-ray tube 2 to the X-ray detector 3, the sensitivity of the X-ray detector 3, Each parameter of the X-ray attenuation coefficient is set in advance.
[0049]
After setting the parameters by the parameter setting means 5, the image shooting condition setting means 6 automatically sets the image shooting conditions of the tube current of the X-ray tube 2 and the irradiation time.
[0050]
In the X-ray imaging apparatus 1, as shown in FIG. 2, the edge of the X-ray image of the subject 7 is enhanced due to the refraction of the X-ray. That is, since the refractive index of the X-ray is smaller than 1, when the X-ray passes through the subject 7, the subject 7 acts like a concave lens. The X-rays overlap with the X-rays that have passed the side of the subject 7, and the X-ray intensity increases. Since the X-rays pass through the periphery of the subject 7 and protrude to the outside of the subject 7, the X-ray intensity becomes weak near the periphery of the subject 7. In this manner, peaks are formed on the outside and valleys are formed on the inside with respect to the edge of the subject 7 as the X-ray intensity. Such an edge enhancement effect is sometimes referred to as an edge effect. When edge enhancement occurs due to refraction of X-rays in this manner, an X-ray image with sharp edges with sharp edges can be obtained.
[0051]
As described above, according to the X-ray imaging apparatus 1 of this embodiment, the thickness of the subject 7, the set tube voltage of the X-ray tube 2, the distance from the focal point of the X-ray tube 2 to the X-ray detector 3, According to various combinations of the sensitivity of the X-ray detector 3 and the X-ray attenuation coefficient of the subject 7, the image capturing conditions of the tube current of the X-ray tube 2 and the exposure time can be automatically set, and high image quality can be obtained. A phase contrast image can be easily taken with an appropriate amount of X-ray exposure without failure, and it is particularly suitable for taking a phase contrast breast X-ray image when it is difficult to determine the amount of X-ray exposure.
[0052]
FIG. 3 is a schematic configuration diagram of another embodiment of the X-ray imaging apparatus.
[0053]
The X-ray image photographing apparatus 1 of this embodiment includes an X-ray tube 2, an X-ray detector 3, an X-ray intensity measuring device 10, and an image photographing condition setting means 6.
[0054]
The X-ray tube 2 irradiates the subject 7 with radiation.
[0055]
The X-ray detector 3 has a distance from the subject 7 of 0.30 m or more and 5.00 m or less.
[0056]
The X-ray intensity measuring device 10 is installed at a position beside the subject 7 and measures X-ray intensity.
[0057]
Based on the X-ray intensity measured by the X-ray intensity measuring device 10 and the distance between the focal point of the X-ray tube 2 and the X-ray detector 3, the image capturing condition setting means 6 determines the tube current and the irradiation time of the X-ray tube 2. Automatically set image shooting conditions.
[0058]
According to the X-ray imaging apparatus 1 of this embodiment, the output value from the X-ray intensity measuring device 10 installed at a position beside the subject 7 and the focal point of the X-ray tube 2 and the X-ray detector 3 Since the image capturing conditions of the tube current and the exposure time of the X-ray tube 2 can be automatically set based on the distance, a high-quality phase contrast image can be easily captured with an appropriate amount of X-ray exposure without failure. This makes it possible to determine the amount of X-ray exposure, which is particularly suitable for phase contrast breast X-ray imaging.
[0059]
FIG. 4 is a schematic configuration diagram of another embodiment of the X-ray imaging apparatus.
[0060]
The X-ray image photographing apparatus 1 of this embodiment includes an X-ray tube 2, an X-ray detector 3, a measuring unit 4, an X-ray intensity measuring unit 10, a parameter setting unit 5, and an image photographing condition setting unit. 6 is provided.
[0061]
The X-ray tube 2 irradiates the subject 7 with radiation.
[0062]
The X-ray detector 3 has a distance from the subject 7 of 0.30 m or more and 5.00 m or less.
[0063]
The measuring means 4 measures the thickness of the subject 7.
[0064]
The X-ray intensity measuring device 10 is installed at a position beside the subject 7 and measures X-ray intensity.
[0065]
The parameter setting means 5 includes the measured thickness of the subject 7, the set tube voltage of the X-ray tube 2, the distance from the focal point of the X-ray tube 2 to the X-ray detector 3, the sensitivity of the X-ray detector 3, Each parameter of the X-ray attenuation coefficient is set in advance.
[0066]
After setting the parameters by the parameter setting means 5, the image capturing condition setting means 6 uses the X-ray intensity measured by the X-ray intensity measuring device 10 as one index to obtain an image of the tube current and the irradiation time of the X-ray tube 2. Set conditions automatically.
[0067]
According to the X-ray imaging apparatus 1 of this embodiment, in addition to the embodiments of FIGS. 1 and 2, an output value from an X-ray intensity measuring instrument 10 installed at a position beside the subject 7 is also used. Thereby, the image capturing conditions of the tube current and the irradiation time of the X-ray tube 2 can be automatically set with higher accuracy, and a high-quality phase contrast image can be obtained without fail at an appropriate X-ray irradiation amount. The imaging can be performed easily, and in particular, the difficulty in determining the amount of X-ray exposure is suitable for phase contrast breast X-ray imaging.
[0068]
In the X-ray imaging apparatus 1 according to the embodiment shown in FIGS. 1 to 4, an X-ray source such as a radiation X-ray source or a thermionic X-ray tube is used as the X-ray tube 2, and an X-ray detector is used. As 3, a two-dimensional planar image detector for an X-ray image such as CR or FPD is used, and the X-ray image information obtained by the X-ray detector 3 is, as shown in FIG. The image is processed by the CAD 21 or the like, displayed on an image display unit 30 for displaying an X-ray image such as a cathode ray tube or a liquid crystal monitor, and stored in an image signal storage unit 31 of a memory, or transmitted through an image print output unit 32 such as a laser imager. The image is printed as an X-ray film.
[0069]
In particular, an X-ray source, a two-dimensional planar image detector, an X-ray image processing mechanism and an X-ray image display mechanism are essential, and the X-ray film printing mechanism may not be included. Further, the image information obtained by the X-ray imaging apparatus 1 of this embodiment can be easily transferred to a remote place by using the Internet 33 or the like, and the image signal can be stored as an electric signal. The image can be stored in the unit 31.
[0070]
Thermionic X-ray tubes are also called Coolidge X-ray tubes. This is an X-ray generation mechanism that emits thermoelectrons from a heated filament and collides with a metal anode to generate X-rays having energy equivalent to an acceleration voltage. As the metal anode, molybdenum, rhodium, tungsten, copper, silver, or the like is used. The rotary electron thermoelectron X-ray tube, which rotates a disk-shaped anode, is widely used in medical settings, etc. to eliminate inconveniences such as melting of the anode metal by generating high heat due to severe collision of thermoelectrons. Have been.
[0071]
In the present invention, a fixed anode X-ray tube, a rotating anode X-ray tube, or the like can be used. In general, an anode such as molybdenum, rhodium, or tungsten is used for nondestructive inspection or medical diagnostic imaging. The voltage for accelerating thermoelectrons is preferably in a range of 10 kV to 200 kV. In particular, in medical image diagnosis, 20 kV to 150 kV is preferable. In addition, 15 kV to 50 kV is preferable for breast image photographing. Since the set voltage is the highest kinetic energy component of the X-ray, the X-ray of the set voltage is called an X-ray of 20 kVp (kilovolt peak) or 150 kVp, and is indicated as a tube voltage of the X-ray tube.
[0072]
X-rays obtained with a thermionic X-ray tube are continuous spectra with so-called bremsstrahlung as shown in FIG. For example, in the case of molybdenum as the metal of the anode, characteristic X-rays with a strong intensity of 17 kV are obtained, which is a bright line spectrum. The use of X-rays in the emission line spectrum enhances the monochromaticity of the X-rays, and provides a clear image. In particular, since the refractive index of X-rays depends on the X-ray wavelength, it is preferable to use a thermionic X-ray tube capable of obtaining X-rays having a strong emission line spectrum in order to obtain an edge effect using refraction of X-rays. It is an embodiment. It is particularly preferable for mammography to observe a minute subject.
[0073]
When using a thermionic X-ray tube, the window through which the X-rays are emitted is called the focus. This is almost square, and the length of one side is called a focal size. Methods of measuring the focal size include a pinhole camera method, a slit camera method, and a resolving power method, which are described in JIS 4704-1994. In general commercially available thermionic X-ray tubes, it is common for manufacturers to measure by each method and increase the focal size as product specifications. This accuracy is about ± 15%, and it can be understood that this focal size is understood as the actual focal size of the X-ray tube.
[0074]
The focal size of the X-ray tube used in the present invention is preferably from 10 μm to 500 μm, and more preferably from 50 μm to 200 μm. The smaller the focal size, the sharper the smaller components of the subject can be drawn. However, if the focal size is too small, it is not possible to obtain a sufficient amount of X-rays for transmission through a human body or the like. On the other hand, if the focal size is too large, the geometric sharpness increases, and the edge effect disappears.
[0075]
Synchrotron radiation X-rays are obtained with a so-called synchrotron. This means that when electrons are accelerated to near the speed of light and the electrons are made to move in an arc shape, strong X-rays having an extremely small radiation angle in the tangential direction can be obtained. For example, the radiation angle is less than 100 μm radian, and the radiation angle changes depending on the speed of the accelerated electrons, such as 10 μm radian or several μm radian. The characteristics of synchrotron radiation X-rays are that the emission angle is small, that is, the parallelism is high, and because of the high intensity, monochromatic X-rays of sufficient intensity can be extracted using the Bragg reflection of the silicon crystal. It is. For example, monochromatic X-rays having an energy such as 17 keV or 50 keV that can sufficiently penetrate the human body can be obtained, and a clear image with strong edge emphasis due to refraction, which can be used for medical image diagnosis, can be obtained.
[0076]
The synchrotron radiation X-ray is, for example, a synchrotron of the High Energy Research Institute in Tsukuba, Ibaraki, SPring-8 of Harima, Hyogo, and a microtron disclosed in Japanese Patent Application No. 2000-366836.
[0077]
When using a thermionic X-ray tube, the distance (R1) between the X-ray tube and the subject is about 10 cm to 2 m. Preferably it is about 30 cm to 1 m. The distance (R2) from the subject to the X-ray detector is preferably 0.3 m to 5.00 m when using synchrotron radiation X-rays. If it is too close, a sufficient edge enhancement effect cannot be obtained. Also, if it is too far, physical limitations on the room where the image is taken will be imposed. Similarly, when using a thermionic X-ray tube, the distance (R2) from the subject to the X-ray detector is preferably 30 cm or more and 5.00 m or less. The reason for taking this range is the same as above.
[0078]
When performing X-ray imaging, an appropriate X-ray exposure amount is determined. First, in the case of a medical image, since the subject is a human body, an excessive amount of radiation is prohibited from the invasiveness of X-rays, and the upper limit is naturally determined. On the other hand, there is an X-ray dose range that can be detected by the X-ray detector, and an image cannot be captured unless X-ray irradiation is performed within that range. In the case of X-ray detectors using silver halide film and X-ray intensifying screen, the appropriate X-ray dose range is about 2 digits in logarithmic value, and in the case of CR and FPD for digital imaging, it is wider to 4 digits. ing. Therefore, in the case of digital image capturing, the allowable range of the X-ray exposure amount is wider.
[0079]
The X-ray imaging conditions include the X-ray wavelength, the amount of X-rays, the distance from the X-ray source to the X-ray detector, and the amount of X-ray absorption of the subject, that is, the body part and its thickness, and the X-ray detection. Depends on the sensitivity of the vessel. When a thermionic X-ray tube is used, its focal size is also a deciding factor.
[0080]
When a thermionic X-ray tube is used, the X-ray wavelength is determined by the X-ray tube voltage, and the X-ray dose is determined by the tube current of the X-ray tube and the exposure time. That is, when performing X-ray imaging using a fixed sensitivity X-ray detector, if the focus size is fixed, the X-ray tube voltage, the tube current, and the exposure time are equal to the X-ray tube and the X-ray detector. Is determined from the distance. Since there is a certain relationship between tube voltage, tube current, and exposure time, for example, the U.S.A. method, the Amikawa method, the logarithmic point method, the bit system method, and the exponential imaging method are widely known. X-ray imaging conditions can be calculated.
[0081]
Here, assuming that X-ray energy related to X-ray image formation is E,
E = K · (Vn · it · S · r2) · exp (−μd)
Can be represented by
[0082]
Where K is a factor due to the imaging device, V is the tube voltage, n is the tube voltage index, i is the tube current, t is the exposure time, S is the sensitivity of the X-ray detector, and r is the focus to the X-ray detector. Is the X-ray attenuation coefficient of the subject, and d is the thickness of the subject. K is an index determined by the atomic number of the X-ray tube anode material and other indices related to the apparatus.
[0083]
Thus, the thickness of the subject is involved as a factor in determining the X-ray imaging conditions, that is, the X-ray tube current and the exposure time. In particular, this effect is particularly large in a breast image requiring a high-contrast image. If the thickness of the subject is measured and other parameters are used, appropriate X-ray image capturing conditions can be determined.
[0084]
7 and 8 show a breast imaging apparatus as an X-ray imaging apparatus. FIG. 7 is a schematic configuration diagram of a breast image photographing apparatus, and FIG. 8 is a diagram illustrating a subject holder.
[0085]
The breast image photographing apparatus 50 of this embodiment is of a type in which an X-ray tube 2 and an X-ray detector 3 as X-ray sources are arranged with a subject holder 51 interposed therebetween. It is possible to slide and move, and the distance R1 and the distance R2 can be changed.
[0086]
The arm 54 is rotatable, as shown in FIG. 7, with a rotation axis 55 perpendicular to the paper surface as a fulcrum. It is possible to take a picture from above or from a diagonal direction. Further, the breast image capturing device 50 includes a radiation protection plate 59.
[0087]
The arm 54 is provided with an electric resistor 57. In the control device 60, when the positions of the object holder 51, the X-ray tube 2, and the X-ray detector 3 are changed, the electric resistance changes. R2 can be calculated. The radiation condition is controlled based on the distance information of the distance R1 and the distance R2. The control device 60 calculates the magnification at the time of radiographic imaging from the obtained distance information, and freely changes the magnification at the time of display by the image display means or at the time of output by the image output means (preferably, the subject (1: 1) display or output.
[0088]
Further, a compression plate 58 for fixing the breast 56 is provided, and when the position of the compression plate 58 is also changed by the movement, the electric resistance changes. Therefore, the thickness of the breast 56 as a subject is measured by the control device 60. And constitute the measuring means.
[0089]
The subject holder 51 is provided with an X-ray intensity measuring device 10, which is installed at a position beside the breast 56 of the subject to measure the intensity of X-rays.
[0090]
The control device 60 is provided with a keyboard 60a as input means for inputting the setting conditions and a setting condition display panel 60b for displaying the setting conditions. The measured thickness of the breast 56 of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube 2 are measured. Each parameter of the distance from the focal point of the X-ray tube 2 to the X-ray detector 3, the sensitivity of the X-ray detector 3, and the X-ray attenuation coefficient of the breast 56 of the subject is set in advance by a keyboard 60a as parameter setting means.
[0091]
After setting these parameters, the measured X-ray intensity is used as one index, and the image shooting conditions of the X-ray tube 2 and the exposure time are automatically set by the image shooting condition setting means configured by the control device 60. Set.
[0092]
In the case of a breast X-ray imaging apparatus, imaging is generally performed with the breast 56 held down by a compression plate 58. For example, the method is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-219124 and Japanese Utility Model Laid-Open No. 5-76409. At this time, if the compression plate 58 is pressed too strongly against the patient's breast, the patient will suffer pain. Therefore, the force for automatically compressing is adjusted by the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-261896. be able to.
[0093]
At this time, the thickness of the subject can be measured from the distance between the stationary position after compression by the compression plate 58 and the subject holder 51. At this time, the X-ray irradiation condition can be calculated using the thickness of the subject as a parameter, for example, by a method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-209501. In particular, when the compression strength is automatically adjusted, the thickness of the subject can be measured using the mechanism.
[0094]
If the strictness of the imaging conditions is pursued in order to perform more appropriate imaging, it is possible to obtain more appropriate exposure conditions by calculation from the age of the subject, past data, etc., together with the subject thickness data. it can. For example, appropriate X-ray irradiation conditions can be automatically obtained by the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-197624.
[0095]
In addition, an X-ray intensity measuring device 10 is installed at a position next to the subject's breast and does not overlap the X-ray image, and the measured value and the distance between the subject and the X-ray intensity measuring device 10 are used as appropriate parameters. The photographing conditions can be obtained. As the X-ray intensity measuring device 10, for example, a method disclosed in Japanese Utility Model Application Laid-Open No. 7-44129, which is a utility model, can be used. Further, by using the parameter together with the parameter of the subject thickness, it is possible to automatically correct the X-ray imaging conditions due to the aging of the X-ray tube.
[0096]
The X-ray detector 3 used in the present invention is preferably a CR or FPD as a two-dimensional planar X-ray detector. In the case of CR, the minimum readout size of the imaging plate is the pixel size of the digital image, and is preferably 25 μm or more and 300 μm or less. If it is smaller than 25 μm, the number of pixels becomes enormous, which hinders rapid image processing and image display. Preferably it is 50 μm to 200 μm. In the case of FPD, the minimum size for X-ray image detection is the pixel size, and a range of 25 μm or more and 300 μm is the same as CR.
[0097]
In the case of CR, a preferred embodiment is that the material of the stimulable phosphor plate is a halogen compound of Rb, Cs or Ba.
[0098]
In the case of the FPD, it is a preferable embodiment to use a so-called direct type using a-Se and a TFT or an indirect type using a scintillator, a light conversion element, and a TFT. In particular, in the case of a direct type of mammography, it is a preferable embodiment to apply the techniques disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 7-37075, 2000-139890 and 2000-23961. In addition, in indirect breast X-ray imaging, it is a preferable embodiment to employ the techniques disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 11-160443 and 2001-61824.
[0099]
When the substrate is made of resin, it is strong against impact, is advantageous for weight reduction, and has an increased X-ray permeability, so detection including TFTs on the X-ray source side as analogized from the S / F system. It is suitable for a configuration in which a vessel is arranged. In addition, when the TFT and the optical sensor are manufactured using an organic material, it is advantageous in terms of simplification of the manufacturing method and reduction of the manufacturing cost, which is a particularly preferable embodiment.
[0100]
The digital image signal of the obtained edge-enhanced image can be displayed on a monitor after appropriate image processing, or a hard copy can be obtained with a printer. It is very important to observe the actual size of the object to be observed, for example, for medical use. Therefore, it is preferable to display the actual size on a monitor or a hard copy. On the other hand, it is also a preferable embodiment to enlarge the image to an arbitrary size in order to examine the image. In addition, it is a preferable mode to store an image as an electronic signal after using it for image diagnosis or the like.
[0101]
The X-ray imaging apparatus according to the present invention can be used for medical image diagnosis, medical sample image diagnosis, and industrial CI chip inspection.
[0102]
With respect to the present invention, particularly in the case of breast X-ray imaging, the breast image capturing apparatus is disclosed in, for example, JP-A-5-173266, JP-A-6-285051, JP-A-6-292083 and It is a preferable embodiment to apply the technology of the mammography photographing device disclosed in JP-A-2000-306462.
[0103]
In addition, when taking a breast image, it is a preferable embodiment to apply the technique of Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-514223 to determine the position during the stereotactic examination. It is a preferable embodiment to use the technique disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-502918, which is a patent publication, for determining the photography conditions at the time of spot photography. In addition, it is a preferable embodiment to apply the technique of Japanese Patent Publication No. 9-509878, which is a patent publication, for determining the photographing conditions of digital mammography in which photography is performed from different viewing directions.
[0104]
Further, in the present invention, when performing a breast biological sample test, so-called biopsy, Japanese Patent Application Laid-Open Nos. Hei 7-163551, 2002-528220, 2001-504002 and 2001-501 are patent publications. It is a preferable embodiment to apply the technology disclosed in 506765, JP-A-2002-71820, JP-T-2001-502566 and the like.
[0105]
In the present invention, it is a preferable embodiment to apply the techniques disclosed in JP-A-8-507249 and JP-T-9-509879 for detecting skin lines and nipple lines in breast image processing. Further, it is a preferred embodiment to apply the technology of the automatic detection method of cancer region disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. Hei 9-134434.
[0106]
As an automatic exposure control technique for the phase-contrast breast image capturing apparatus of the present invention, for example, Japanese Patent Application Laid-Open Nos. Hei 6-154194, Hei 7-327966, Hei 8-80295, Hei 8-80295, It is a preferred embodiment to apply techniques such as 238237 and JP-A-8-33621.
[0107]
In the rotating anode X-ray tube of the phase-contrast breast imaging apparatus of the present invention, it is preferable to apply the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 11-135044 and 2001-143647. It is. As for the collimator, it is a preferable embodiment to apply the technology disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 8-140966, 8-71066, and 2002-355242.
[0108]
【The invention's effect】
As described above, according to the first aspect of the invention, the thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, According to various combinations of the X-ray attenuation coefficients, the image capturing conditions of the tube current and the exposure time of the X-ray tube can be automatically set. It is possible to easily perform imaging by the amount of radiation, and it is particularly preferable to determine the amount of X-ray exposure when it is difficult to determine the amount of X-ray exposure for phase contrast breast X-ray imaging.
[0109]
According to the second aspect of the present invention, the tube current of the X-ray tube and the exposure current are determined based on the output value from the X-ray intensity measuring device installed at a position beside the subject and the distance between the focus of the X-ray tube and the X-ray detector. Since the image capturing condition of the emission time can be automatically set, a high-quality phase contrast image can be easily captured with an appropriate amount of X-ray exposure without failure. Is difficult to determine for a phase contrast mammogram.
[0110]
According to the third aspect of the present invention, the image capturing condition of the tube current of the X-ray tube and the irradiation time can be more accurately obtained by using the output value from the X-ray intensity measuring instrument installed at a position beside the subject. Can be set automatically, and a high-quality phase contrast image can be easily taken with an appropriate amount of X-ray exposure without failure. In particular, it is difficult to determine the amount of X-ray exposure. It is suitable for breast X-ray imaging.
[0111]
According to the fourth aspect of the present invention, the edge effect by the phase contrast imaging generally appears more clearly as the enlargement ratio increases, and the detectability of the lesion improves. Therefore, the enlargement ratio of the X-ray imaging is increased from 1.5 to 10 times. Preferably it is twice.
[0112]
According to the fifth aspect of the present invention, the edge effect due to the phase contrast imaging is generally more likely to occur as the energy of the X-ray is smaller. Therefore, the energy of the X-ray of the emission line spectrum is 10 keV or more and 60 keV or less which is low energy for medical use. It is preferred that
[0113]
According to the sixth aspect of the present invention, it is preferable that the anode of the X-ray tube contains molybdenum or rhodium because low-energy X-rays can be efficiently generated for medical use.
[0114]
According to the seventh aspect of the present invention, if the focal size of the X-ray tube is too large, image quality degradation due to focal-diameter blurring (a kind of geometric instability) becomes remarkable in phase contrast imaging. It is effective to make the X-ray tube smaller in an appropriate range, and it is preferable that the focal size of the X-ray tube be 50 μm or more and 500 μm or less.
[0115]
According to the invention described in claim 8, the phase contrast imaging is a kind of enlarged imaging, but when imaging, the image is output in an actual size or a size close to the actual size in which there is little discomfort and an anatomical correspondence can be easily taken. Is desirable and is preferable in this respect.
[0116]
According to the ninth aspect of the present invention, since the breast diagnostic image is particularly required to have high image quality, it is possible to realize high image quality, which is suitable for application to mammography.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an X-ray imaging apparatus.
FIG. 2 is a diagram illustrating a principle that edge enhancement of an X-ray image of a subject occurs due to refraction of X-rays.
FIG. 3 is a schematic configuration diagram of another embodiment of an X-ray imaging apparatus.
FIG. 4 is a schematic configuration diagram of another embodiment of the X-ray imaging apparatus.
FIG. 5 is a schematic configuration diagram of an embodiment of an output of the X-ray imaging apparatus.
FIG. 6 is a diagram showing X-rays obtained by a thermionic X-ray tube.
FIG. 7 is a schematic configuration diagram of a breast image photographing apparatus.
FIG. 8 is a diagram showing a subject holder.
[Explanation of symbols]
1 X-ray imaging equipment
2 X-ray tube
3 X-ray detector
4 Measurement means
5 Parameter setting means
6 Image shooting condition setting means
7 subject
10 X-ray intensity measuring instrument
20 Image processing unit
21 CAD
30 Image display section
31 Image signal storage
32 Image print output unit
50 Breast imaging device
51 subject holder
54 arm
56 breasts
57 Electric Resistor
58 compression plate
60 control device

Claims

被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の厚さを測定する測定手段と、
前記測定した被写体の厚さ、前記Ｘ線管の設定管電圧、前記Ｘ線管の焦点から前記Ｘ線検出器までの距離、前記Ｘ線検出器の感度、前記被写体のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定するパラメータ設定手段と、
前記パラメータを設定した後に、前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。An X-ray tube for irradiating a subject with radiation,
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
Measuring means for measuring the thickness of the subject,
Each of the measured thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, and the X-ray attenuation coefficient of the subject Parameter setting means for setting parameters in advance;
An X-ray imaging apparatus comprising: an image-taking condition setting unit that automatically sets image-taking conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube after setting the parameters.

被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の横の位置に設置されＸ線の強度を測定するＸ線強度測定器と、
前記測定したＸ線強度と、前記Ｘ線管の焦点と前記Ｘ線検出器までの距離から前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。An X-ray tube for irradiating a subject with radiation,
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
An X-ray intensity measuring device installed at a position next to the subject and measuring the intensity of X-rays;
Image photographing condition setting means for automatically setting image photographing conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube from the measured X-ray intensity and a distance from a focal point of the X-ray tube to the X-ray detector. An X-ray imaging apparatus characterized by comprising:

被写体に放射線を照射するＸ線管と、
前記被写体との距離が０．３０ｍ以上５．００ｍ以下であるＸ線検出器と、
前記被写体の厚さを測定する測定手段と、
前記被写体の横の位置に設置されるＸ線の強度を測定するＸ線強度測定器と、
前記測定した被写体の厚さ、前記Ｘ線管の設定管電圧、前記Ｘ線管の焦点から前記Ｘ線検出器までの距離、前記Ｘ線検出器の感度、前記被写体のＸ線減弱係数の各パラメータを予め設定するパラメータ設定手段と、
前記パラメータを設定した後に、前記測定したＸ線強度を１つの指数として前記Ｘ線管の管電流と曝射時間の画像撮影条件を自動的に設定する画像撮影条件設定手段とを備えることを特徴とするＸ線画像撮影装置。An X-ray tube for irradiating a subject with radiation,
An X-ray detector having a distance from the subject of not less than 0.30 m and not more than 5.00 m;
Measuring means for measuring the thickness of the subject,
An X-ray intensity measuring device that measures the intensity of X-rays installed at a position beside the subject;
Each of the measured thickness of the subject, the set tube voltage of the X-ray tube, the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector, the sensitivity of the X-ray detector, and the X-ray attenuation coefficient of the subject Parameter setting means for setting parameters in advance;
After setting the parameters, the apparatus further includes an image capturing condition setting unit that automatically sets image capturing conditions of a tube current and an exposure time of the X-ray tube using the measured X-ray intensity as one index. X-ray imaging apparatus.

前記Ｘ線画像撮影の拡大率が１．５倍から１０倍である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Ｘ線画像撮影装置。The X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein a magnification of the X-ray imaging is 1.5 to 10 times.

前記Ｘ線管の輝線スペクトルのＸ線のエネルギーが１０ｋｅＶ以上であり６０ｋｅＶ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影装置。The X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the energy of X-rays in the emission line spectrum of the X-ray tube is 10 keV or more and 60 keV or less.

前記Ｘ線管の陽極にモリブデンもしくはロジウムを有す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線画像撮影装置。The X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein the anode of the X-ray tube has molybdenum or rhodium.

前記Ｘ線管の焦点サイズが５０μｍ以上で５００μｍ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線画像撮影装置。The X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 6, wherein a focal size of the X-ray tube is 50 µm or more and 500 µm or less.

画像診断に供する出力Ｘ線画像サイズが、前記Ｘ線検出器で検出される画像サイズと同じもしくは小さい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線画像撮影装置。The X-ray imaging according to any one of claims 1 to 7, wherein an output X-ray image size used for image diagnosis is equal to or smaller than an image size detected by the X-ray detector. apparatus.

***診断画像を撮影することを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載のＸ線画像撮影装置。The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray imaging apparatus captures a breast diagnostic image.