JP2007097610A - X-ray imaging system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、X線画像撮影システムにかかり、特に、電界放出型電子源を備えるX線源を用いるX線画像撮影システムに関する。 The present invention relates to an X-ray imaging system, and more particularly to an X-ray imaging system using an X-ray source including a field emission electron source.
従来、X線画像撮影では、X線が被写体を透過するとX線が吸収もしくは散乱され、強度が変化するようになっている。そして、このようなX線の強度変化に基づいて画像信号に変換し、その画像信号を検出して得られる画像を吸収コントラストX線画像と呼ぶ。一方、X線は電磁波であることから、可視光線同様に屈折や回折が生ずる。この性質によって得られる画像コントラストは位相コントラストと呼ばれており、この現象を利用することにより高画質なX線画像が得られることが知られている。 Conventionally, in X-ray imaging, X-rays are absorbed or scattered when the X-rays pass through a subject, and the intensity changes. An image obtained by converting an image signal based on such an X-ray intensity change and detecting the image signal is referred to as an absorption contrast X-ray image. On the other hand, since X-rays are electromagnetic waves, refraction and diffraction occur as in the case of visible light. The image contrast obtained by this property is called phase contrast, and it is known that a high-quality X-ray image can be obtained by utilizing this phenomenon.
X線位相コントラスト画像を得るためのX線画像撮影システムとしては、特許文献1に示すような、熱電子放出型X線源を用いるものが知られている。熱電子放出型X線源は、所定の大きさの開口部から放射状に発散するX線を放出するようになっている。そして、放出されるX線を用いて拡大撮影を行い、位相コントラスト画像を得るようになっている。 As an X-ray imaging system for obtaining an X-ray phase contrast image, a system using a thermionic emission X-ray source as shown in Patent Document 1 is known. The thermionic emission type X-ray source emits X-rays that radiate radially from an opening of a predetermined size. A magnified image is taken using the emitted X-rays to obtain a phase contrast image.
また、特許文献2に示すように、X線位相コントラスト撮影を可能とする***画像撮影装置が知られている。特許文献2に記載の***画像撮影装置は、被写体にX線を放射するX線源を有し、被写体をX線源に対峙するように固定する被写体台及び前記被写体を透過したX線を検出するX線画像検出器が配設されている。
Also, as shown in
ここで、従来のX線画像撮影装置で用いられているX線源は、陰極として熱電子放出型電子源を備えるものであり、陰極を加熱させて熱電子を放出させ、陰極−陽極間の電界に導かれて熱電子が陽極に衝突することによりX線が発生するものである。従って、陰極の加熱手段と、陰極−陽極間の電界発生手段と、をともに備える必要があり、装置が大型化してしまい、X線画像撮影装置自体が大掛かりなものになってしまうという問題があった。また、加熱手段としてフィラメント電源を用いるので、耐久性の向上が困難であるという問題があった。 Here, the X-ray source used in the conventional X-ray imaging apparatus is provided with a thermionic emission type electron source as a cathode, and the cathode is heated to emit thermoelectrons, between the cathode and the anode. X-rays are generated when the thermionic electrons are guided to the electric field and collide with the anode. Therefore, it is necessary to provide both the cathode heating means and the cathode-anode electric field generating means, which increases the size of the apparatus and makes the X-ray imaging apparatus itself large. It was. Further, since a filament power source is used as a heating means, there is a problem that it is difficult to improve durability.
そこで、n型シリコンからなる支持基板の上に、薄膜積層技術を利用して導電性膜のシリコン膜と絶縁性膜のシリコン酸化膜とを交互に多数積層させた面状の電界放出型電子源が開発されている(例えば、特許文献3参照)。このような電界放出型電子源によれば、陰極に電界を印加させて電子を弾道電子放出現象の原理に基づいて放出させるので、陰極に加熱手段を備える必要が無くフィラメントの消耗に伴う問題が発生しないという利点がある。
しかしながら、このようなX線画像撮影装置において、高画質のX線画像を得るためには、高出力のX線を照射し、被写体が動くことによる画像のボケが発生しないように短時間で撮影する必要がある。特に、拡大撮影であるX線位相コントラスト撮影においては、X線源の焦点径が大きいと幾何学的不鋭が大きくなりX線画像がボケてしまうため、焦点径の小さいX線源を用いつつ高出力のX線照射が必要とされる。一方、被写体の動きによりボケた画像は診断では使用できない。そのため、再撮影の必要が生じ、被写体の被曝量も大きくなってしまい、医療現場などの被写体が患者である場合に被曝による弊害が問題となる。 However, in such an X-ray imaging apparatus, in order to obtain a high-quality X-ray image, imaging is performed in a short period of time so that high-output X-rays are irradiated and the image is not blurred due to movement of the subject. There is a need to. In particular, in X-ray phase contrast imaging, which is enlargement imaging, if the focal spot diameter of the X-ray source is large, geometrical sharpness becomes large and the X-ray image is blurred. Therefore, an X-ray source having a small focal spot diameter is used. High power X-ray irradiation is required. On the other hand, an image blurred due to the movement of the subject cannot be used for diagnosis. For this reason, it is necessary to re-photograph, the exposure amount of the subject increases, and the adverse effect of exposure becomes a problem when the subject such as a medical site is a patient.
このような電界放出型電子源において、電子放出能力を向上させるためには、前述のシリコン膜として、電子の平均自由工程が大きい結晶性の高いシリコン膜を成膜させることが必要になる。このような結晶性の高いシリコン膜を通常の成膜方法で成膜する場合、一般に支持基板の温度を1000℃程度に高める必要があり、成膜させる支持基板に非常に高い耐熱性が要求されるという問題があった。 In such a field emission type electron source, in order to improve the electron emission capability, it is necessary to form a silicon film with high crystallinity having a large electron mean free process as the above-described silicon film. When such a highly crystalline silicon film is formed by a normal film formation method, it is generally necessary to raise the temperature of the support substrate to about 1000 ° C., and the support substrate to be formed is required to have very high heat resistance. There was a problem that.
また、このような結晶性の高いシリコン膜を得る場合、このシリコン膜の成膜時とシリコン酸化膜の成膜時とにおいて、支持基板の温度が大きく異なるため、前述のように導電性膜のシリコン膜と絶縁性膜のシリコン酸化膜とを交互に多数積層させた場合、シリコン膜とシリコン酸化膜とにおける熱膨張係数の違いにより、シリコン膜とシリコン酸化膜との界面に歪みが生じたり、界面が破壊されたりして、電子放出効率が大きく低下するという問題があった。 In addition, when obtaining such a highly crystalline silicon film, the temperature of the support substrate differs greatly between the formation of the silicon film and the formation of the silicon oxide film. When a large number of silicon films and insulating silicon oxide films are alternately laminated, the interface between the silicon film and the silicon oxide film is distorted due to the difference in thermal expansion coefficient between the silicon film and the silicon oxide film, There has been a problem that the electron emission efficiency is greatly reduced due to the destruction of the interface.
一方、支持基板の温度を低くしてシリコン膜を成膜した場合には、このシリコン膜がアモルファス状態となり、前述の弾道電子放出現象において要求される重要な物性値である電子の平均自由工程が極端に短くなり、電子放出能力が著しく低下するとともに、熱伝導効率も低下して、この電界放出型電子源の温度が上昇し、耐久性が悪化するという問題があった。 On the other hand, when a silicon film is formed at a lower temperature of the support substrate, the silicon film becomes in an amorphous state, and there is an electron mean free process, which is an important physical property value required in the above-described ballistic electron emission phenomenon. There is a problem that the electron emission capability is remarkably lowered and the heat conduction efficiency is lowered, the temperature of the field emission electron source is increased, and the durability is deteriorated.
このように、前述のいずれの電子源を用いたX線源にせよ、電子放出効率及び耐久性に優れた電子源が存在せず、また、装置自体が大型化されたものであった。 As described above, the X-ray source using any of the above-described electron sources has no electron source excellent in electron emission efficiency and durability, and the apparatus itself has been enlarged.
本発明はこのような点に鑑みてなされたものであり、小型化されたX線源を用いるX線画像撮影システムを提供することを目的とするものである。 The present invention has been made in view of these points, and an object thereof is to provide an X-ray imaging system using a miniaturized X-ray source.
前記課題を解決するために、請求項1に記載の発明は、X線画像撮影システムにおいて、
真空外囲器内に配置され、電界をかけることで電子を出射する電界放出型電子源と、前記電子の入射によりX線を出射する陽極とを備えたX線源と、
前記X線が入射する位置に配置され、入射したX線の強度に応じてX線画像の画像信号を検出するX線画像検出器と、
を備えており、X線位相コントラスト画像を撮影するX線画像撮影システムにおいて、
前記電界放出型電子源は、支持基板と、金属酸化物からなる半導体層と絶縁体層とが交互に積層されてなるドリフト層と、を備えており、
前記X線源は、前記電界放出型電子源の電子出射方向に前記陽極を備え、前記陽極を透過させてX線を出射することを特徴とする。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to claim 1 is an X-ray imaging system.
An X-ray source disposed in a vacuum envelope and provided with a field emission electron source that emits electrons by applying an electric field; and an anode that emits X-rays upon incidence of the electrons;
An X-ray image detector disposed at a position where the X-rays are incident, and detecting an image signal of the X-ray image according to the intensity of the incident X-rays;
In an X-ray imaging system that captures an X-ray phase contrast image,
The field emission electron source includes a support substrate, and a drift layer in which semiconductor layers and insulator layers made of metal oxide are alternately stacked,
The X-ray source includes the anode in the electron emission direction of the field emission electron source, and transmits the X-ray through the anode.
請求項1に記載の発明によれば、X線源に備えられた電界放出型電子源は、支持基板と、半導体層と絶縁体層とが交互に積層されたドリフト層と、を備えており、当該ドリフト層においては、結晶性の金属酸化物で半導体層を形成させるようになっている。また、電界放出型電子源の電子出射方向には陽極が備えられ、電界放出型電子源からの電子の入射により陽極を透過させてX線を出射するようになっている。 According to the first aspect of the present invention, the field emission electron source provided in the X-ray source includes a support substrate and a drift layer in which semiconductor layers and insulator layers are alternately stacked. In the drift layer, a semiconductor layer is formed of a crystalline metal oxide. Further, an anode is provided in the electron emission direction of the field emission electron source, and X-rays are emitted through the anode by the incidence of electrons from the field emission electron source.
請求項2に記載の発明は、請求項1に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記電界放出型電子源は前記ドリフト層を挟んでその積層方向に電界を印加する一対の電極を備えており、
前記陽極の膜厚は、0.1〜100μmの範囲であることを特徴とする。
The invention described in
The field emission electron source includes a pair of electrodes for applying an electric field in the stacking direction across the drift layer,
The thickness of the anode is in the range of 0.1 to 100 μm.
請求項2に記載の発明によれば、電界放出型電子源はドリフト層の積層方向に電界を印加する一対の電極を備え、ドリフト層から電極を透過して電子が出射される。発生した電子は、電極の電子出射方向に備えられ膜厚が0.1〜100μmの陽極に入射して、発生したX線が陽極を透過して出射される。 According to the second aspect of the present invention, the field emission electron source includes a pair of electrodes for applying an electric field in the stacking direction of the drift layer, and electrons are emitted from the drift layer through the electrodes. The generated electrons enter an anode having a film thickness of 0.1 to 100 μm provided in the electron emission direction of the electrode, and the generated X-rays are transmitted through the anode and emitted.
請求項3に記載の発明は、請求項2に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記陽極の膜厚は、1〜10μmの範囲にあることを特徴とする。
The invention described in
The thickness of the anode is in the range of 1 to 10 μm.
請求項3に記載の発明によれば、電界放出型電子源はドリフト層の電子出射方向に表面電極を備え、ドリフト層から表面電極を透過して電子が出射される。出射した電子は、1〜10μmの膜厚の陽極に入射して高い発生効率及び透過効率でX線が出射される。 According to the third aspect of the present invention, the field emission electron source includes the surface electrode in the electron emission direction of the drift layer, and electrons are emitted from the drift layer through the surface electrode. The emitted electrons enter an anode having a thickness of 1 to 10 μm, and X-rays are emitted with high generation efficiency and transmission efficiency.
請求項4に記載の発明は、請求項1に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記X線源は前記ドリフト層を挟んでその積層方向に電界を印加する一対の電極を備えており、当該電極のうち前記ドリフト層の電子出射方向に備えられた電極は前記陽極を備えており、当該陽極の膜厚は1nm〜1μmの範囲であることを特徴とする。
According to a fourth aspect of the present invention, in the X-ray imaging system of the first aspect,
The X-ray source includes a pair of electrodes for applying an electric field in the stacking direction across the drift layer, and the electrode provided in the electron emission direction of the drift layer of the electrodes includes the anode. The film thickness of the anode is in the range of 1 nm to 1 μm.
請求項4に記載の発明によれば、電界放出型電子源は一対の電極により電界を印加することによりドリフト層から電子を出射させる。出射した電子は、ドリフト層の電子出射方向に備えられた1nm〜1μmの膜厚の陽極に入射してX線が出射される。 According to the fourth aspect of the present invention, the field emission electron source emits electrons from the drift layer by applying an electric field through a pair of electrodes. The emitted electrons are incident on an anode having a thickness of 1 nm to 1 μm provided in the electron emission direction of the drift layer, and X-rays are emitted.
請求項5に記載の発明は、請求項4に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記陽極の膜厚は、10〜100nmの範囲にあることを特徴とする。
The invention described in
The thickness of the anode is in the range of 10 to 100 nm.
請求項5に記載の発明によれば、電界放出型電子源はドリフト層から電子を出射させる。出射した電子は、10〜100nmの膜厚の陽極に入射して高い発生効率及び透過効率でX線が出射される。 According to the fifth aspect of the present invention, the field emission electron source emits electrons from the drift layer. The emitted electrons enter an anode having a thickness of 10 to 100 nm, and X-rays are emitted with high generation efficiency and transmission efficiency.
請求項6に記載の発明は、請求項1〜5のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記陽極と前記電界放出型電子源との間で電子を加速する高電圧を印加する高圧電源を備えることを特徴とする。
The invention described in
A high voltage power source for applying a high voltage for accelerating electrons between the anode and the field emission electron source is provided.
請求項6に記載の発明によれば、高電圧を印加して、陽極と電界放出型電子源との間で電子を加速することができる。
According to invention of
請求項7に記載の発明は、請求項1〜6のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記X線源と前記X線画像検出器との間には、被写体の位置決めを行う被写体台が配置されており、前記X線源から前記被写体台までの距離R1が0.25〜3mであり、前記被写体台から前記X線画像検出器までの距離R2が0.25〜3mであり、前記X線源の焦点サイズが1〜300μmであることを特徴とする。
The invention described in
A subject table for positioning a subject is disposed between the X-ray source and the X-ray image detector, and a distance R1 from the X-ray source to the subject table is 0.25 to 3 m. The distance R2 from the subject table to the X-ray image detector is 0.25 to 3 m, and the focal spot size of the X-ray source is 1 to 300 μm.
請求項7に記載の発明によれば、X線源の開口部の焦点サイズは1〜300μmであり、0.25≦R1≦3、0.25≦R2≦3となるようにX線源、被写体台及びX線画像検出器を配置するので、エッジ効果が大きく、また、焦点径による幾何学的不鋭による画像のボケを小さく抑えることができ、鮮明な位相コントラストが容易に得られる。 According to the seventh aspect of the present invention, the focal point size of the opening of the X-ray source is 1 to 300 μm, and the X-ray source is such that 0.25 ≦ R1 ≦ 3 and 0.25 ≦ R2 ≦ 3. Since the object table and the X-ray image detector are arranged, the edge effect is large, and the blurring of the image due to the geometrical sharpness due to the focal diameter can be suppressed to be small, and a clear phase contrast can be easily obtained.
請求項8に記載の発明は、請求項1〜7のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層の膜厚が、前記半導体層内における電子の平均自由工程の1/1000〜5/4の範囲にあり、この半導体層の比誘電率が、前記絶縁体層の比誘電率の1.5〜100倍の範囲であることを特徴とする。
The invention according to
The thickness of the semiconductor layer is in the range of 1/1000 to 5/4 of the mean free path of electrons in the semiconductor layer, and the relative dielectric constant of the semiconductor layer is 1 of the relative dielectric constant of the insulator layer. It is characterized by being in the range of 5 to 100 times.
請求項8に記載の発明によれば、前述のように半導体層と絶縁体層の比誘電率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加することにより、一方の電極から注入された電子が半導体層で散乱を受けることなく、また絶縁体層では十分な電界により加速されて電子を弾道化させることができる。
According to the invention described in
請求項9に記載の発明は、請求項1〜8のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層の熱伝導率が、0.05〜100W/cm・Kの範囲であることを特徴とする。
The invention according to
The semiconductor layer has a thermal conductivity in the range of 0.05 to 100 W / cm · K.
請求項9に記載の発明によれば、前述のように半導体層の熱伝導率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加して電子を放出させた場合には、十分な熱放射が行われ、電界放出型電子源の温度が上昇するのを抑制することができる。 According to the ninth aspect of the present invention, when electrons are emitted by applying a voltage to the pair of electrodes in a state where the thermal conductivity of the semiconductor layer is set as described above, sufficient thermal radiation is obtained. It is possible to suppress the temperature of the field emission electron source from rising.
請求項10に記載の発明は、請求項1〜9のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層が、酸化亜鉛で構成されていることを特徴とする。
The invention according to
The semiconductor layer is made of zinc oxide.
請求項10に記載の発明によれば、半導体層に酸化亜鉛を使用すると、より低温で結晶化されるとともに、各種の支持基板上において、c軸方向への配向性を高くさせ、電解放出型電子源の電子放出能力を向上させることができる。また、このような電子放出能力のよい電界放出型電子源をさらに安定して製造することができる。
According to the invention described in
請求項11に記載の発明は、請求項1〜10のいずれか一項に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記絶縁体層の主成分が、絶縁性の酸化物、窒化物及び酸窒化物から選択される少なくとも1種であることを特徴とする。
The invention according to
The main component of the insulator layer is at least one selected from insulating oxides, nitrides, and oxynitrides.
請求項11に記載の発明によれば、特に絶縁体層の主成分に前述の化合物を用いることで、絶縁体層の耐久性を向上させることができる。 According to the eleventh aspect of the invention, the durability of the insulator layer can be improved by using the above-mentioned compound as the main component of the insulator layer.
請求項12に記載の発明は、請求項11に記載のX線画像撮影システムにおいて、
前記絶縁体層の主成分が、酸化珪素、窒化珪素及び酸窒化珪素から選択される少なくとも1種であることを特徴とする。
The invention described in
The main component of the insulator layer is at least one selected from silicon oxide, silicon nitride, and silicon oxynitride.
請求12に記載の発明によれば、特に絶縁体層の主成分に前述の化合物を用いることで、絶縁体層を形成する際に、従来の半導体製造プロセスを利用することができ、電界放出型電子源を容易に製造することができる。
According to the invention described in
請求項1に記載の発明によれば、電界放出型電子源を備えているので、熱電子放出型電子源のようにフィラメント用の電源を配設させる必要もなく、装置全体が大型化するのを防止することができ、X線源の小型化を図ることができる。したがって、X線画像撮影システムに用いられる装置全体の小型化が可能である。また、電界放出型電子源から出射された電子は、その電子出射方向に備えられた陽極を透過するので、陽極−陰極間に電界を印加する必要が無く、X線源をより小型化させることが可能である。
また、電界放出型電子源は、シリコン膜を積層させる場合に比べて結晶化する温度を低くすることが可能であり、製造が容易である。
また、半導体層と絶縁体層とを交互に積層させる際の支持基板の温度差を小さくすることが可能であり、半導体層と絶縁体層との界面の歪みの発生や界面の破壊を防止して、電子放出効率の低下を防止することができる。
また、半導体層に用いる金属酸化物は、結晶格子内にイオン性結合を有するため、共有結合のシリコンに比べてフレキシブルであり、曲面化させる場合などに有利である。
According to the first aspect of the present invention, since the field emission type electron source is provided, it is not necessary to provide a power source for the filament as in the case of the thermionic emission type electron source, and the entire apparatus is enlarged. Can be prevented, and the size of the X-ray source can be reduced. Therefore, it is possible to reduce the size of the entire apparatus used in the X-ray imaging system. Further, since electrons emitted from the field emission electron source pass through the anode provided in the electron emission direction, it is not necessary to apply an electric field between the anode and the cathode, and the X-ray source can be further downsized. Is possible.
In addition, the field emission electron source can be manufactured at a lower temperature for crystallization compared to the case of stacking silicon films, and is easy to manufacture.
In addition, it is possible to reduce the temperature difference of the support substrate when alternately laminating the semiconductor layer and the insulator layer, preventing the occurrence of distortion at the interface between the semiconductor layer and the insulator layer and the destruction of the interface. Thus, a decrease in electron emission efficiency can be prevented.
In addition, since the metal oxide used for the semiconductor layer has ionic bonds in the crystal lattice, it is more flexible than covalently bonded silicon, and is advantageous when it is curved.
請求項2又は3に記載の発明によれば、所定の膜厚の陽極を備えるので、入射電子に対する出力X線の発生効率が高く、かつ出力X線の透過効率も高いので、高い強度のX線を出射することが可能である。また、陽極で二次電子が発生しても放出されるので、陽極と二次電子の衝突による陽極内での発熱が回避され、陽極の発熱を抑えることが可能である。 According to the second or third aspect of the invention, since the anode having a predetermined film thickness is provided, the generation efficiency of the output X-rays with respect to the incident electrons is high and the transmission efficiency of the output X-rays is also high. It is possible to emit a line. Further, since secondary electrons are emitted even if they are generated at the anode, heat generation in the anode due to collision between the anode and the secondary electrons is avoided, and heat generation at the anode can be suppressed.
請求項4又は5に記載の発明によれば、所定の膜厚の陽極を備えるので、入射電子に対する出力X線の発生効率が高く、かつ出力X線の透過効率も高いので、高い強度のX線を出射することが可能である。また、陽極で二次電子が発生しても放出されるので、陽極の発熱を抑えることが可能である。また、陽極に電界を印加させて電極として機能させることもできる。さらに、電界放出型電子源に電界を印加する一対の電極のうち一方には陽極としての機能が備えられているので、より簡易な構成で、電子の放出と陽極に向けての電子の加速とを行わせることができる。
According to the invention described in
請求項6に記載の発明によれば、高エネルギーに電子を加速させて、電子を陽極に衝突させることにより、電界放出型電子源の電子放出効率を向上させることができ、X線源のX線出力効率を向上させることができる。また、高エネルギーのX線が得られる。 According to the sixth aspect of the present invention, the electron emission efficiency of the field emission electron source can be improved by accelerating the electrons with high energy and causing the electrons to collide with the anode. Line output efficiency can be improved. Also, high energy X-rays can be obtained.
請求項7に記載の発明によれば、容易に鮮明な位相コントラスト画像を得ることが可能である。 According to the seventh aspect of the present invention, a clear phase contrast image can be easily obtained.
請求項8に記載の発明によれば、X線源の電子放出効率を向上させることができる。 According to the eighth aspect of the present invention, the electron emission efficiency of the X-ray source can be improved.
請求項9に記載の発明によれば、電界放出型電子源の耐久性を向上させることができるとともに、電界放出型電子源が発生する熱によりX線源を構成する他の部材への影響を防ぐことができ、X線源自体の耐久性を向上させることができる。 According to the ninth aspect of the present invention, the durability of the field emission electron source can be improved and the influence of the heat generated by the field emission electron source on other members constituting the X-ray source can be reduced. The durability of the X-ray source itself can be improved.
請求項10に記載の発明によれば、X線源の電子放出効率を向上させることができる。
According to the invention described in
請求項11に記載の発明によれば、X線源の耐久性を向上させることができる。
According to the invention described in
請求項12に記載の発明によれば、電界放出型電子源を容易に製造でき、X線源を容易に製造できる。
According to invention of
以下に、本発明に係るX線画像撮影システムの一実施形態について、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲を図示例に限定するものではない。 An embodiment of an X-ray imaging system according to the present invention will be described below with reference to the drawings. However, the scope of the invention is not limited to the illustrated examples.
[第一の実施形態]
図1に示すように、本発明の第一の実施形態におけるX線画像撮影装置1は、いわゆる一般撮影においてX線の屈折を利用するX線位相コントラスト画像を撮影するものであり、X線を所定の方向に放射させるX線源2が備えられている。X線の放射方向には、被写体Hを位置決めする被写体台3と、被写体Hを透過したX線に基づいてX線画像を検出するX線画像検出器4と、が順に配設されている。ここで、X線源2と被写体台3との距離をR1、被写体台3とX線画像検出器4との距離をR2とする。
[First embodiment]
As shown in FIG. 1, an X-ray image capturing apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention captures an X-ray phase contrast image using refraction of X-rays in so-called general imaging. An
まず、X線源2の構成について説明する。
First, the configuration of the
図2に示すように、本実施形態のX線源2には、絶縁物あるいは一部に金属部分を有する絶縁物で構成されている真空外囲器5が備えられている。真空外囲器5の内部は真空度が高い状態に保たれており、その内部には、電界を印加することで電子を出射する電界放出型電子源6と、前記電子の入射によりX線を出射する陽極7と、が備えられている。また、真空外囲器5のX線の出射される方向には、X線が通過する開口部としてのX線出力窓8が設けられている。
As shown in FIG. 2, the
ここで、X線出力窓8の大きさ、すなわち焦点サイズDは1〜300μmであり、好ましくは10〜250μm、さらに好ましくは50〜200μmである。一般に、X線出力窓8の形状は正方形であり、その一辺の長さが焦点サイズDとなる。X線出力窓8の形状が円である場合はその直径、長方形である場合はその短辺をさす。この焦点サイズDの測定方法はピンホールカメラによる方法とマイクロテストチャートを用いる方法などがJIS Z 4704に記載されている。通常、焦点サイズはX線メーカーの測定に基づく値が製品仕様で示されているが、この焦点サイズは「名目焦点サイズ」であり、この発明でいう焦点サイズDとは異なるものである。この名目焦点サイズの大きさは±50%程度の許容幅である。従って、JIS Z 4704記載の方法で測定した実効の焦点サイズDを規定する。
Here, the size of the
図3に示すように、電界放出型電子源6には、平板状の支持基板61が備えられている。支持基板61の上面には、電界放出型電子源6に電圧Veを印加する電源の負極に接続された下面電極62が備えられている。電圧Veは、通常10〜100Vである。下面電極62の上面には、半導体層63aと絶縁体層63bとが交互に繰り返されて所定の層数になるように積層されたドリフト層63が形成されている。なお、ドリフト層63の所定の層数とは、通常10〜100層である。ドリフト層63の上面には、電源の正極に接続された平板状の表面電極64が設けられている。
As shown in FIG. 3, the field
支持基板61としては、例えば、ソーダライムガラス、無アルカリガラス、石英、シリコンウェハ等の従来から電子デバイスに使用されている硬質の材料で構成されたものを用いることができ、またフレキシブルなプラスチックで構成されたものを用いることも可能である。また、前述のプラスチック材料としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート(PET)、トリアセチルセルロース(TAC)、セルロースアセテートプロピオネート(CAP)、ポリカーボネート(PC)、ポリエーテルスルホン(PES)、ポリエチレンナフタレート(PEN)、ポリイミド(PI)等を用いることができ、またこれらのプラスチック材料で構成された基板の特性を高めるために、その表面に公知の表面コートや表面処理を行ったものを用いることが好ましい。
As the
下面電極62の材料としては、例えば、Al、Cr、Ta、Au、Ag、Cu、Pt等の低抵抗の金属を用いることが好ましく、また支持基板61にシリコンウェハを用いる場合には、シリコンに高濃度のドーピング処理を行って低抵抗化したものを用いることもできる。さらに支持基板61に光学的に透明な材料を用い、支持基板61側においても光学的な特性を持つようにする場合には、下面電極62の材料として錫ドープ酸化インジウム(ITO)やSnO2等の透明電極材料や、ポリスチレンスルホン酸ポリエチレンジオキシチオフェン(PEDOT:PSS)のような導電性高分子材料を用いることができる。なお、下面電極62の厚みについては特に制限はなく、透明性を要求しない場合には、電極抵抗や膜強度や加工性を考慮して適宜設定することができ、また透明性が必要とされる場合には、前述の他に光透過率を考慮して適宜設定することができる。
As a material of the
また、下面電極62を支持基板61の上に形成するにあたっては、真空蒸着法やスパッタリング法等の物理的気相成長法の他に、スピンコート法やロールコート法等の塗布法を用いることができる。
In forming the
表面電極64の材料としては、例えば、Au、Pt、W、Ru、Ir等の金属が有効であるが、Al、Ti、Cr、Mn、Ni、Cu、Ag、Mo、Zr、Ta、Zn、In、Sn等を用いることも可能であり、またこれらの合金であってもよい。さらに、導電性を示すものであれば、前述の金属材料の酸化物、例えば、SnO2、In2O3、ZnO等の透明性の高い導電性材料や、これらの複合酸化物や、ポリスチレンスルホン酸ポリエチレンジオキシチオフェン(PEDOT:PSS)のような導電性高分子材料を用いることもできる。そして、下面電極62及び表面電極64に光学的に透明な材料を用いると、光透過率の高い電界放出型電子源が得られるようになる。
As the material of the
表面電極64から電子を効率よく放出させるためには、表面電極64の材料として仕事関数が小さいものを用いることが好ましく、またその厚みは薄いほどよく、安定性の面からAu、Pt、Ag、Cu若しくはこれら金属の合金などが挙げられる。また、表面電極64の厚みは薄いほど電子の発生効率が高く、その厚みを1〜50nmの範囲にすることが好ましい。
In order to efficiently emit electrons from the
また、表面電極64をドリフト層63の上面に形成するにあたっては、従来から用いられている薄膜形成方法を用いることができるが、ドリフト層63にダメージを与えないようにして形成することが好ましく、ダメージの少ないスパッタリング法である対向ターゲット式のスパッタ法や、スプレーコーティング法、プラズマCVD法を用いることができる。
In forming the
半導体層63aの材料としては、酸化物半導体である酸化亜鉛ZnO、酸化チタンTiO2、酸化インジウムIn2O3、酸化錫SnO2、酸化カドミウムCdO、酸化タングステンW2O5、酸化ニオブNb2O5、酸化ニッケルNiO、チタン酸ストロンチウムSrTiO3等を用いることができ、特に室温付近で容易にc軸配向結晶が得られると共に、大気圧下でのプラズマ処理によって欠陥の少ない良質な薄膜が形成される酸化亜鉛ZnOを用いることが好ましい。
As a material of the
半導体層63aの厚みについては、その厚みが厚くなりすぎると、半導体層63aに注入された電子が半導体層63a内において衝突して散乱し、電子放出効率が低下する一方、その厚みが薄くなりすぎると、欠陥がないようにして均一な膜厚の半導体層63aを形成することが困難になるため、半導体層63aの厚みを、半導体層63a内における電子の平均自由工程の1/1000〜5/4の範囲にすることが好ましい。
As for the thickness of the
絶縁体層63bの材料としては、種々の絶縁物を用いることができ、特に比誘電率の低い無機の酸化物や窒化物や酸窒化物を用いることが好ましい。ここで、前述の酸化物としては、例えば、酸化珪素、酸化アルミニウム、酸化タンタル、酸化バナジウム等を用いることができる。特に、低誘電率であり、一般に広く用いられている半導体製造技術で製造できる酸化珪素、フッ素化酸化シリコン、カーボン含有酸化シリコンSiOCを用いることが好ましく、また同様の理由で、窒化物として窒化珪素を、酸窒化物としては酸窒化シリコンを用いることが好ましい。
As the material of the
絶縁体層63bの厚みについては、半導体層63aを通過した電子がトンネリングできる程度に薄く設定するようにし、一般的に0.5〜10nmの範囲内になるようにする。
The thickness of the
ドリフト層63を形成するにあたっては、大気圧若しくは大気圧近傍の圧力下において放電を開始し、プラズマ中に導入された反応性ガスを励起(解離、再結合若しくはイオン化)させた後、これを基板上において化学反応させて成膜させるようにする。なお、大気圧若しくはその近傍の圧力とは20〜110kPa程度であり、好ましくは93〜104kPa程度である。
In forming the
電界放出型電子源6の上面側には、入射した電子に応じてX線を出射する陽極7が備えられている。ここで、電界放出型電子源6と陽極7は、図4に示すように接触した状態で配置されても良く、図3に示すように間隙を設けて配置させても良い。
On the upper surface side of the field
本実施形態における陽極7は、電子の入射によりX線を発生させるターゲット層71である。ターゲット層71は、主成分として、例えば、モリブデン、ロジウム、タングステン、銀、銅等の金属元素の中から適宜選択して形成されており、必要に応じてこれら金属元素に他の金属元素が含有されている。中でも、モリブデン、ロジウム、タングステンが好ましく、一般撮影という観点からタングステンがより好ましい。ターゲット層71は、これらの金属元素が混在してなる層として形成されているが、各金属元素からなる層が積層してなる層として形成されていてもよい。また、ターゲット層71の膜厚は、X線の出力効率や透過効率の観点から0.1〜100μmが好ましく、1〜10μmがより好ましい。
The
次に、X線源2によるX線放射について説明する。
Next, X-ray radiation from the
まず、真空外囲器5の内部を真空度が高い状態にし、電源により電圧Veを印加させる。すると、下面電極62からドリフト層63に電子が注入され、下面電極62と表面電極64との間に作用する電圧Veにより当該電子がドリフトされる。当該電子が表面電極64に到達すると、表面電極64の上面に備えられた陽極7に入射される。
First, the inside of the
ここで、発生した電子はドリフト層63において電圧Veを印加され、表面電極64に向けて加速される。本実施形態においては、表面電極64のすぐ上方に陽極7が設けられているので、電界放出型電子源6で発生された電子は電圧Veにより加速され、その勢いで陽極7のターゲット層71に衝突する。電子がターゲット層71の金属に衝突するとX線が発生し、発生したX線は陽極7を透過して上方に向けて放射される。放射されたX線は真空外囲器5のX線出力窓8を通過して、外部に向けて出射される。
Here, the generated electrons are applied with a voltage Ve in the
このようにターゲット層71は通常の陽極より薄い所定の膜厚で形成されており、かつ電界放出型電子源6の上面側に備えられているので、ターゲット層71で発生したX線は陽極7を透過して上方に向けて放射される。従って、図4に示すように電界放出型電子源6と陽極7を接触した状態で配置させた場合、電界放出型電子源6で発生した電子が効率良く陽極7であるターゲット層71に入射するので、X線の出力効率を向上させることができる。
Thus, since the
ここで、本実施形態においては、電界放出型電子源6と陽極7の間には電界を印加させずに、電界放出型電子源6で発生した電子はドリフト層63で加速され、その勢いで陽極7に衝突させるものとするが、図5に示すように電界放出型電子源6と陽極7の間に電界を印加させることとしてもよい。電界放出型電子源6と陽極7に電圧Vcを印加する電源を接続させ、電界放出型電子源6と陽極7の間に電界を印加させることにより、電界放出型電子源6で発生した電子にエネルギーが付与され、陽極7に衝突することにより高エネルギーのX線が容易に放射される。
このように、電界放出型電子源6と陽極7との間に電界を印加させることにより、X線源2は高エネルギーのX線を容易に放射するので、人体撮影などに必要な高エネルギーのX線放射が可能である。従来のX線源では、高エネルギーのX線を放射させるためには多量の電子を高速で陽極に衝突させる必要があったため、陽極の発熱による弊害が発生したり装置が複雑化していたが、本実施形態のX線源2によれば、このような弊害を引き起こすことなく高エネルギーのX線を放射することができる。
Here, in the present embodiment, an electric field is not applied between the field
As described above, by applying an electric field between the field
また、本実施形態においては、表面電極64の上面側に陽極7を備えることとしたが、図6に示すように、表面電極64を備えずに陽極7をドリフト層63の上面に備えることとしても良い。その場合、陽極7に電圧Veを印加する電源の正極が接続され、当該電源の負極は下面電極62に接続される。そして、陽極7と下面電極62の間に挟まれたドリフト層63に電圧Veが印加されると、ドリフト層63から陽極7に向けて電子が加速して出射される。従って、図6に示すように電圧Veを印加することにより、ドリフト層63での電子の発生と、ドリフト層63から陽極7に向けての電子の加速と、を行わせることができる。このように電圧Veの電極として機能させるためには、陽極7の膜厚は、X線の出力効率や透過効率の観点から1nm〜1μmが好ましく、10〜100nmがより好ましい。
In the present embodiment, the
次に、X線画像検出器4について説明する。
Next, the
X線画像検出器4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4には、いわゆるアナログX線画像撮影システムであるスクリーン・フィルム(SF)システムや、コンピューテッド・ラジオグラフィ(CR)やフラットパネルX線ディテクタ(FPD)などのいわゆるデジタルX線画像撮影システムを用いることができる。
The
デジタルX線画像撮影システムには、CRやFPDが用いられる。この特徴は、画像情報をデジタル化した電気信号に変換するために、画像処理が容易に行えることである。またアナログX線画像撮影システムでは、X線画像検出とX線画像表示が同一のハロゲン化銀フィルムで行うために、画像検出機能を設計するとき、X線画像表示の機能からの制限が生ずるので、その能力を100%発揮できない。しかし、デジタルX線画像撮影システムでは、X線画像検出器4と画像表示が機能的に切り離されているために、X線画像検出器4として十分に能力を引き出すことができる。たとえば、CR及びFPDともに、画像検出のダイナミックレンジがSFシステムよりも広く4桁程度ある。
CR and FPD are used for the digital X-ray imaging system. This feature is that image processing can be easily performed to convert image information into digitized electrical signals. In the analog X-ray imaging system, since X-ray image detection and X-ray image display are performed by the same silver halide film, there is a limitation from the X-ray image display function when designing the image detection function. , 100% of that ability cannot be demonstrated. However, in the digital X-ray imaging system, since the
ここで、デジタルX線画像撮影システムにおける画像処理について説明する。
デジタルX線画像撮影システムを位相コントラスト画像撮影に使用するとき、得られた画像信号を処理して見やすい画像を形成することは、本発明において重要である。
Here, image processing in the digital X-ray imaging system will be described.
When the digital X-ray imaging system is used for phase contrast imaging, it is important in the present invention to process the obtained image signal to form an easy-to-view image.
位相コントラスト画像撮影は1.2〜3倍拡大で撮影することが効果が大きく好ましい条件であることから、従来の密着画像サイズに戻すことで、過去画像と違和感なく診断することができる。また、画像を縮小するとき、イメージャなどの出力器の最小画素サイズあるいは標準画素サイズにあわせることは好ましい。あるいは最小画素サイズの整数倍の画素サイズに縮小することは好ましい。この出力画素サイズの整数倍画素サイズに縮小するときに、従来の密着画像サイズに等しいあるいは近いサイズの拡大率で位相コントラスト撮影を行うことは好ましい。 Since it is a preferable condition that the phase contrast image shooting is performed with an enlargement of 1.2 to 3 times and is preferable, it can be diagnosed without a sense of incongruity with the past image by returning to the conventional contact image size. Further, when reducing the image, it is preferable to match the minimum pixel size or standard pixel size of an output device such as an imager. Alternatively, it is preferable to reduce the pixel size to an integer multiple of the minimum pixel size. When the pixel size is reduced to an integer multiple of the output pixel size, it is preferable to perform phase contrast imaging with an enlargement factor equal to or close to the conventional contact image size.
得られた画像信号を用いて出力画像を形成するとき、画像信号に対して直線的な画像濃度で出力画像を形成することは基本的なことである。従来のSFシステムにならってS字曲線に変換して画像出力画像を描出することができる。また、信号値が大きい部分や小さい部分を、とくに選んで緩やかなコントラストで画像出力画像を形成することも可能である。また一定以下の画像信号領域以上について、画像出力器あるいは画像出力フィルムの最大画像濃度で出力することは好ましい。従来のSFシステム画像では濃度1付近で最大画像濃度コントラストで描写する。デジタル画像コントラストは1〜3が好ましいが、とくに***画像の場合、2.5〜5迄の範囲で描写することは好ましい。また、画像領域範囲での画像信号を出力画像の最低濃度と最高濃度領域に70〜100%の範囲内に入るように出力することは好ましい。 When forming an output image using the obtained image signal, it is fundamental to form an output image with a linear image density with respect to the image signal. An image output image can be drawn by converting into an S-shaped curve in accordance with a conventional SF system. It is also possible to select a portion having a large signal value or a portion having a small signal value and form an image output image with a moderate contrast. In addition, it is preferable to output the image signal area above a certain level at the maximum image density of the image output device or image output film. In a conventional SF system image, a maximum image density contrast is depicted near density 1. The digital image contrast is preferably 1 to 3, but in the case of a breast image, it is preferable to draw in the range of 2.5 to 5. Further, it is preferable to output the image signal in the image area range so that it falls within the range of 70 to 100% in the minimum density and maximum density areas of the output image.
位相コントラスト画像では、被写体Hの辺縁が強調される。さらにいわゆるボケマスク処理により、さらに辺縁部を強調処理することは好ましい。この辺縁部の画像強調を行なうとき、画像信号強度変化が大きいものほど強調を強め、画像信号強度変化の少ないものほど強調を少なくすることで、画像ノイズの上昇を抑えることができる。また、得られた画像信号を空間周波数に分解し、診断部位ごとに適した画像にするために、その空間周波数によって強調処理を行なうことは好ましい。 In the phase contrast image, the edge of the subject H is emphasized. Furthermore, it is preferable to further enhance the edge portion by so-called blur mask processing. When this edge image enhancement is performed, it is possible to suppress an increase in image noise by increasing the enhancement as the image signal intensity change is larger and reducing the enhancement as the image signal intensity change is smaller. In addition, in order to decompose the obtained image signal into spatial frequencies and obtain an image suitable for each diagnostic region, it is preferable to perform enhancement processing with the spatial frequency.
得られた位相コントラスト画像を過去の撮影画像と重ねて病状変化を強調する、いわゆる経時差分処理や、予め病変情報をコンピュータに入力しておき、得られた画像情報と比較して病変の可能性を画像上に表示する、いわゆるCAD(ComputedAssisted Diagnosis)を使用することは好ましい。 The obtained phase contrast image is superimposed on past captured images to emphasize pathological changes, so-called time-difference processing, or lesion information is input to a computer in advance, and the possibility of lesions compared with the obtained image information It is preferable to use so-called CAD (Computed Assisted Diagnosis) that displays the image on the image.
位相コントラストX線画像出力については、デジタルX線画像撮影システムではアナログX線画像撮影システムと異なり、X線画像検出器とX線画像表示装置とが分離しており、容易に様々な方式で画像を表示することが可能である。すなわち、従来のようなSFシステムに類似した画像として表示する透明画像のハードコピー、参照用などに主に用いられる反射型ハードコピー、また陰極管(CRT)や液晶などのようないわゆるソフトコピーなどに出力される。これらの画像の表示の濃度深さは8ビット以上さらに10ビット以上がこのましい。また画像の最高濃度は2.5〜5が好ましい。とくに***画像を表示するときは、画像濃度を3以上、さらに3.8以上であることが好ましい。 Regarding the output of the phase contrast X-ray image, unlike the analog X-ray image capturing system in the digital X-ray image capturing system, the X-ray image detector and the X-ray image display device are separated from each other. Can be displayed. That is, a hard copy of a transparent image displayed as an image similar to a conventional SF system, a reflective hard copy mainly used for reference, or a so-called soft copy such as a cathode ray tube (CRT) or a liquid crystal Is output. The density of display of these images is preferably 8 bits or more, more preferably 10 bits or more. The maximum image density is preferably 2.5-5. In particular, when displaying a breast image, the image density is preferably 3 or more, and more preferably 3.8 or more.
次に、X線画像撮影システムについて説明する。 Next, an X-ray imaging system will be described.
図1に示すように、X線画像撮影装置1は、X線源2とX線画像検出器4との間に、被写体Hを位置決めする被写体台3を配置する。また、X線源2とX線画像検出器4との間には、X線源2とX線画像検出器4との距離が刻印された距離刻印レール12が設置されている。X線源2の設置台としては、被写体台3との距離R1を測定する赤外光位置検出器9と、距離刻印レール12上でX線源2又はX縁画像検出器4の少なくとも一方を移動させる駆動源となる駆動モータ10と、が備えられている。X線源2及びX線画像検出器4には、操作装置11が接続されている。操作装置11には、画像表示モニタ11a、キーボード11b、コントロール装置11c及びX線源コントロール装置11dが備えられ、検出されたX線画像がイメージャ13に出力されるようになっている。
As shown in FIG. 1, the X-ray imaging apparatus 1 arranges a subject table 3 that positions a subject H between an
本実施形態は患者が立位で撮影する場合であるが、寝た状態、すなわち臥位での撮影の場合は、X線源2と被写体台3そしてX線画像検出器4は上下方向に設置され、X線源2が上方または下方に配置されるようになっている。また、X線源2、被写体台3そしてX線画像検出器4を、一つの装置に組み込んで固定して配置することも可能である。一方、別個に配置される場合、X線画像検出器4は50cm以上の辺長のものを使用することができ、このような大型の場合、振動などを防ぐために、X線画像検出器4を支える支柱の本数は複数であることが好ましい。位相コントラスト撮影では被写体台3に固定される被写体HとX線画像検出器4との間の距離R2を0.25m以上とすることから、従来密着撮影で使用していたX線グリッドが不要であり、装置の簡略化が可能である。
In this embodiment, the patient is imaged in a standing position. However, in the case of imaging in a lying state, that is, in a lying position, the
X線位相コントラスト画像撮影では、被写体HとX線画像検出器4との間に距離R2を置くので、X線照射経路に不必要なものが侵入しないように治具を設けることが好ましい。また、X線源2、被写体台3、X線画像検出器4のそれぞれの距離を自動的に測定することは好ましい。その距離データにもとづき、拡大率を算出し、さらにX線画像撮影条件の決定に使用することは好ましい。X線画像検出器4や被写体台3に、X線強度を測定する端末を設置し、その値にもとづいて撮影条件を決定することができる。また、X線位相コントラスト画像撮影と従来の密着撮影を区別するために、X線位相コントラスト画像撮影をおこなう距離関係であるとき、撮影条件を密着撮影に設定するとX線が発射しないなどの装置をX線源2に装備することは好ましい。
In X-ray phase contrast imaging, since a distance R2 is placed between the subject H and the
アナログX線画像撮影システムで撮影されるときは、銀塩フィルムとX線スクリーンを装着したカセッテをX線画像検出器4として使用する。X線画像の撮影後に、カセッテから銀塩フィルムを取り出し、自動現像機などで現像処理が行なわれる。得られた処理済のフィルムには画像が描かれ、蛍光灯などを装備したライトボックス(シャウカステン)上で画像が観察される。画像の観察後は、そのまま所定の場所に一定期間は保管され、適宜必要に応じて取り出して観察される場合もある。また、フィルムデジタイザで画像情報をデジタル化して、画像処理して画像を別途表示することも可能で、その場合デジタル情報として画像情報が保存される。
When photographing with an analog X-ray image photographing system, a cassette equipped with a silver salt film and an X-ray screen is used as the
デジタルX線画像撮影システムで撮影されるときは、CRの場合は輝尽性蛍光体プレートをいれたカセッテをX線画像検出器4として使用する場合と、輝尽性プレート読取装置一体型のCR装置をX線画像検出器4として使用する場合がある。カセッテを使用するときは、撮影後にカセッテを画像読取装置にセットすることで、X線画像が読み取られる。FPDを使用するときは、X線源2と被写体台3とX線画像検出器4としてのFPDとを一体化させる場合と、それぞれ独立して配置する場合がある。このときFPDは、自動X線露出装置として使用することができる。
When photographing with a digital X-ray imaging system, in the case of CR, a cassette containing a stimulable phosphor plate is used as the
図7に示すように、X線画像撮影装置1のデジタルX線画像検出器で得られたX線画像情報は、画像処理が施され、必要によってはCAD処理され、そして画像プリント出力、画像表示、画像信号保存等のソフトコピーあるいはハードコピーに出力されて画像診断に供せられる。画像情報は病院施設内の局所的ネットワークや他の医療施設や研究施設とネットワーク回線、あるいはインターネット回線を通じて送付することができ、送付された遠隔地で画像診断することが可能である。このような画像情報をデジタル画像情報として送るときはDICOM規格などのプロトコルに準拠することが好ましい。 As shown in FIG. 7, the X-ray image information obtained by the digital X-ray image detector of the X-ray imaging apparatus 1 is subjected to image processing and, if necessary, CAD processing, and image print output and image display Then, it is output to a soft copy or hard copy for image signal storage, etc. and used for image diagnosis. Image information can be sent to a local network in a hospital facility, another medical facility or research facility through a network line, or an Internet line, and image diagnosis can be performed at the sent remote location. When sending such image information as digital image information, it is preferable to comply with a protocol such as the DICOM standard.
デジタル画像情報をソフトコピーもしくはハードコピーで表示するとき、患者データや既往症など診断に必要な医学情報、距離R1,R2、拡大率、使用するX線画像検出器4の種類や名前などの撮影条件、そして投薬や住所、名前などの医用事務に必要な情報とともに出力することは好ましい。また、X線位相コントラスト画像のみでなく、過去のX線画像や密着撮影画像、またX線CT画像、MRI画像、内視鏡画像、眼底写真画像など、あらゆる医用画像と並べて出力することは好ましい。とくにソフトコピーで表示されるときは、複数の画面を使用して、診断に必要なあらゆる画像情報等を表示することは好ましい。診断が終了した後は、それをハードコピーとして出力して保存したり、また必要な部署にハードコピーを提供することができる。また、電気信号として光磁気記録材料などに画像信号を保管し、適宜必要なときに読み出したい画像を再生することができる。
When digital image information is displayed in soft copy or hard copy, medical conditions such as patient data and medical history necessary for diagnosis, distance R1, R2, magnification, and
次に、本実施形態のX線画像撮影システムによるX線画像の撮影方法について説明する。 Next, an X-ray image capturing method by the X-ray image capturing system of the present embodiment will be described.
まず、被写体Hが被写体台3に固定されると、赤外光位置検出器9によりX線源2と被写体台3の距離R1が検出されて表示される。また、距離R1の検出結果と距離刻印レール12とから被写体台3とX線画像検出器4との距離R2が確認される。ユーザは距離R1,R2を確認しながら所定の範囲内になるように、X線源2、被写体台3及びX線画像検出器4の位置を調整する。それぞれを配置させると、X線源2から所定方向にX線を照射させる。照射されたX線は被写体Hを透過して、X線画像検出器4に到達する。そして、X線画像検出器4に到達したX線の強度に応じて得られた画像信号が操作装置11に出力され、操作装置11を介した指示に基づいて画像処理を施してX線画像が得られ、イメージャ13に出力される。
First, when the subject H is fixed on the subject table 3, the distance R1 between the
次に、X線画像の撮影条件について説明する。 Next, X-ray image imaging conditions will be described.
本発明は位相コントラストを利用してX線画像を向上させるものである。具体的には、焦点サイズDが1〜300μmのX線源2を用いて、X線源2から被写体台3までの距離R1が0.25〜3m、被写体台3からX線画像検出器4までの距離R2が0.25〜3m、であるX線撮影条件及びそれを実現するX線画像撮影システムである。
The present invention uses phase contrast to improve X-ray images. Specifically, using the
この発明による位相コントラスト画像を撮影する条件、あるいはエッジコントラストが得られやすい条件を以下に記載する。
X線源2の焦点サイズDは1〜300μmであり、焦点サイズDは小さいほどエッジ効果が大きく、また、焦点サイズによる幾何学的不鋭による画像のボケを小さく抑えることができるので、鮮明な位相コントラストが得られやすいという利点がある。その半面、焦点サイズDが小さすぎると得られるエッジ幅が狭くなり、特にデジタル検出器において検出しづらくなるため、10〜250μm、さらに50〜200μmが好ましい。被写体Hの厚さや撮影部位に応じて、位相コントラストの発現を考慮して電圧Veが設定される。モリブデンを主成分とするターゲット層71を用いると、特性X線が強く制動放射成分が少ないほど位相コントラストが得やすい。また、距離R1,R2それぞれがともに大きいほど位相コントラストが得やすく、拡大率は(R1+R2)/R1で表せられる。ここで、距離R1,R2はともに0.25〜1.5mが好ましく、距離(R1+R2)は0.5〜3mが好ましい。この拡大率と被写体Hの厚さや部位により、撮影条件が設定される。なお、ここで開示する位相コントラストが得やすい条件は全て、幾何光学によるX線の屈折理論によって説明可能である。
Conditions for photographing a phase contrast image according to the present invention or conditions for easily obtaining edge contrast are described below.
The focus size D of the
以上のように、本実施形態のX線画像撮影システムによれば、X線源2は、前述のような電子放出能力及び耐久性が高い電界放出型電子源6を備えているので、高出力で耐久性に優れたX線源を得ることができる。これにより、医療現場などにおいては、短時間の撮影が可能となり、被照射物が動くことで生じる画像のボケの発生を防いで、診断性能を向上させることができる。また、画像のボケによる再撮影をなくすことができるので、患者への不要な被曝を確実に防ぐことができる。
As described above, according to the X-ray imaging system of the present embodiment, the
また、X線源2は、電界放出型電子源6を備えているので、熱電子放出型電子源のようにフィラメント用の電源を配設させる必要もなく、熱電子放出型電子源をX線源に用いた場合に比べ、X線源2が大型化するのを防止することができる。さらに、所定の膜厚のターゲット層71を電界放出型電子源6の一面側に配置させるので、ターゲット層71で発生したX線が陽極7を透過して放出されるので、陰極−陽極間に電圧を印加させる必要が無く、X線源2の小型化が可能である。またさらに、ターゲット層71の膜厚を従来より薄く形成することにより、発生したX線を透過させることができるうえに、電子と金属との衝突により発生した二次電子をターゲット層71の外部に放出させることにより、陽極7と二次電子の衝突による陽極内の発熱を抑えることができる。そのため、陽極7を冷却する必要が無く装置のX線源2の簡略化が可能である。そして、X線画像撮影システムに用いられるX線画像撮影装置の小型化を図ることができる。また、陽極7はその位置を固定されており、従来の回転陽極を備えるX線源のように陽極の回転機構を備える必要が無く、X線源2の小型化及び簡略化が可能である。
Further, since the
なお、本発明は、X線源2又はX線画像検出器4がその位置を変化させるいわゆるCアームを用いるX線画像撮影システムやトモシンセシス・システムにも適応可能である。
Note that the present invention can also be applied to an X-ray imaging system or a tomosynthesis system using a so-called C-arm whose
図8に示すように、Cアームを用いるX線画像撮影装置15には、被写体台3と、被写体台3を中心位置としながら回動自在なCアーム16と、Cアーム16の一端に取付けられたX線源2と、Cアーム16の他端に取付けられたX線画像検出器4と、が備えられている。Cアーム16は被写体台3を中心位置としながら回転自在であるので、X線源2と被写体台3との距離R1及び被写体台3とX線画像検出器4との距離R2は一定のまま、X線の被写体Hへの照射角度を自由に調節できるようになっている。
As shown in FIG. 8, an
図9に示すように、トモシンセシス・システムにおいて用いられるX線画像撮影装置17には、X線源2と、X線照射方向に配設された被写体台3及びX線画像検出器4とが備えられている。X線源2は所定の方向(図中矢印方向)に移動自在であり、X線源2を移動させて様々な方向から被写体Hに対してX線を照射するので、X線画像検出器4により複数のX線画像情報が検出されるようになっている。そして、得られた複数のX線画像情報から被写体内部の三次元画像を撮影するようになっている。
As shown in FIG. 9, the
このようなCアームを用いるX線画像撮影システムやトモシンセシス・システムにおいて、良好な断層画像又は三次元画像のX線位相コントラスト画像を得るには、X線源2の焦点サイズDが1〜300μm、X線源2から被写体台3までの距離R1が0.25〜3m、被写体台3からX線画像検出器4までの距離R2が0.25〜3mであるのが好ましい。
In such an X-ray imaging system or tomosynthesis system using the C-arm, in order to obtain a good tomographic image or a three-dimensional X-ray phase contrast image, the focus size D of the
さらに、距離R1は長い方が位相コントラスト効果が大きくなり画像が鮮明になるため好ましいが、長すぎると装置自体が大型化してしまうため、0.5m≦R1≦1mとなるのが好ましい。距離R2は長い方が被写体を透過することにより屈折したX線の位相コントラスト効果を大きくすることができ好ましいが、距離R1と同様に長すぎると装置が大型化してしまうため、0.5m≦R2≦1mとなるのが好ましい。焦点サイズDは大きいほどX線出力が大きくなる(単位時間あたりの照射X線量が多くなる)が、大きすぎると幾何学的不鋭により画像がボケてしまうため、50μm≦D≦200μm、さらには70μm≦D≦120μmが好ましい。 Furthermore, a longer distance R1 is preferable because the phase contrast effect becomes larger and the image becomes clearer. However, if the distance R1 is too long, the apparatus itself is increased in size. Therefore, it is preferable that 0.5m ≦ R1 ≦ 1m. A longer distance R2 is preferable because it can increase the phase contrast effect of the refracted X-rays by transmitting through the subject. However, if the distance R2 is too long like the distance R1, the apparatus becomes larger, so that 0.5 m ≦ R2 ≦ 1 m is preferable. The larger the focal spot size D, the larger the X-ray output (the irradiation X-ray dose per unit time increases). However, if the focal spot size D is too large, the image will be blurred due to geometrical sharpness, so 50 μm ≦ D ≦ 200 μm. 70 μm ≦ D ≦ 120 μm is preferable.
[第二の実施形態]
本実施形態のX線画像撮影システムは、***画像撮影を行うものである。本実施形態の***画像撮影装置18には、X線源2、被写体台3及びX線画像検出器4が上下方向に沿って配置されており、患者の撮影部位としての被写体Hに向けて上方からX線を照射してX線画像を撮影するようになっている点が第一の実施形態と異なっている。
[Second Embodiment]
The X-ray imaging system of this embodiment performs breast imaging. In the
図10に示すように、***画像撮影装置18には、下方に向けてX線を照射するX線源2と、入射するX線に基づいてX線画像を検出するX線画像検出器4と、が上下方向に沿って配置されている。ここで、本実施形態のX線源2及びX線画像検出器4は、第一の実施形態と同様のものである。X線源2とX線画像検出器4との間には、被写体Hを位置決めする被写体台3が備えられている。被写体台3の上方には、被写体Hを上部から圧迫して固定するための圧迫板19が昇降自在に配設されている。
As shown in FIG. 10, the
本実施形態におけるX線源2においては、陽極7のターゲット層71の主成分としてモリブデン、ロジウム、タングステンが好ましく、***画像撮影という観点からモリブデンまたはロジウムがより好ましい。
In the
ここで、X線源2と被写体台3との距離をR1、被写体台3とX線画像検出器4との距離をR2、X線源2とX線画像検出器4との距離をR3とする。被写体Hを透過するときに生じるX線の位相のずれによって、被写体Hの境界部分のコントラストが高いX線位相コントラスト画像を得るためには、X線源2とX線画像検出器4との距離R3が0.75m以上であり、被写体台3とX線画像検出器4との距離R2が0.25m以上であることが好ましい。
Here, the distance between the
なお、距離R2が大きい方が位相コントラストによるエッジ効果が大きくなるが、距離R2が距離R1に対してあまりに大きいと半影のボケの影響で鮮鋭性が低下する。したがって、距離R2及び距離R1がともに大きいことが画質向上の面から望まれる。一方、これらの距離を大きくしすぎると、***画像撮影装置18全体が大きくなるため、撮影室の大きさや***画像撮影装置18の取扱いの便宜上問題となる。
Note that the edge effect due to the phase contrast becomes larger when the distance R2 is larger. However, when the distance R2 is too large with respect to the distance R1, the sharpness is deteriorated due to the influence of the blur of the penumbra. Therefore, it is desired from the aspect of image quality improvement that both the distance R2 and the distance R1 are large. On the other hand, if these distances are too large, the whole breast
以上の観点から、***画像撮影においてX線位相コントラスト画像を得る上では、X線源2とX線画像検出器4との距離R3が0.85m以上とすることが好ましい。一方、装置の取扱いの便宜上からは、X線源2とX線画像検出器4との距離R3が2m以下とすることが好ましい。このとき、被写体台3は、X線源2との距離R1が0.5〜1mとなり、X線画像検出器4との距離R2が0.25〜1mとなるように設けることが、良好な画質を得る上で好ましい。なお、X線源2とX線画像検出器4との距離R3を0.9〜1.65mとなるようにし、X線源2と被写体台3との距離R1が0.6〜0.75mであり、被写体台3とX線画像検出器4との距離R2が0.3〜0.9mであることがより好ましい。
From the above viewpoint, it is preferable that the distance R3 between the
また、位相コントラストを半影のボケをしのいで実現して高鮮鋭な画像を得るために距離R1、距離R2又は放射線物理特性などから、X線源2の焦点サイズDの上限が決まってしまう。他方で、一定以上の放射線量を得るためには、ある程度の焦点サイズDが必要であることからその下限値が決まる。このため、通常の医療施設でX線位相コントラスト画像撮影を行うためには、焦点サイズDは1〜300μmであることが必要であり、好ましくは10〜250μm、さらに好ましくは50〜200μmである。
In addition, in order to achieve phase contrast over penumbra blur and obtain a sharp image, the upper limit of the focus size D of the
次に、本実施形態における***撮影の方法について説明する。
まず、被写体台3に被写体Hが載せられると、圧迫板19が下がって被写体Hを圧迫する。その後、X線が照射されて第一の実施形態と同様にX線画像が撮影される。本実施形態においては、X線源2、被写体台3及びX線画像検出器4が上下方向に沿って配置されているので、X線源2から下方に向けて照射されたX線は、被写体Hを透過してX線画像検出器4に到達し、その強度に応じた画像が検出されるようになっている。
Next, a mammography method in this embodiment will be described.
First, when the subject H is placed on the subject table 3, the
以上のように、本実施形態の***画像撮影装置18によれば、第一の実施形態と同様に、高出力で耐久性に優れたX線源2を得ることができる。また、電界放出型電子源を陰極としてX線源2に用いることにより、X線源2の小型化及び耐久性の向上が可能であり、X線画像撮影システムに用いられる***画像撮影装置18の小型化を図ることができる。
As described above, according to the
なお、本実施形態における***画像撮影装置18は、X線源2及びX線画像検出器4の位置が固定されているが、***撮影においても第一の実施形態のようにCアームを用いるシステムやトモシンセシス・システムの利用が可能であり、適宜変更可能である。
In the
1,15,17X線画像撮影装置
2 X線源
3 被写体台
4 X線画像検出器
5 真空外囲器
6 電界放出型電子源
7 陽極
8 X線出力窓
18 ***画像撮影装置
61 支持基板
62 下面電極
63 ドリフト層
63a 半導体層
63b 絶縁体層
64 表面電極
71 ターゲット層
H 被写体
1, 15, 17
Claims (12)
前記X線が入射する位置に配置され、入射したX線の強度に応じてX線画像の画像信号を検出するX線画像検出器と、
を備えており、X線位相コントラスト画像を撮影するX線画像撮影システムにおいて、
前記電界放出型電子源は、支持基板と、金属酸化物からなる半導体層と絶縁体層とが交互に積層されてなるドリフト層と、を備えており、
前記X線源は、前記電界放出型電子源の電子出射方向に前記陽極を備え、前記陽極を透過させてX線を出射することを特徴とするX線画像撮影システム。 An X-ray source disposed in a vacuum envelope and provided with a field emission electron source that emits electrons by applying an electric field; and an anode that emits X-rays upon incidence of the electrons;
An X-ray image detector which is disposed at a position where the X-ray is incident and detects an image signal of the X-ray image according to the intensity of the incident X-ray;
In an X-ray imaging system that captures an X-ray phase contrast image,
The field emission electron source includes a support substrate, and a drift layer in which semiconductor layers and insulator layers made of metal oxide are alternately stacked,
The X-ray imaging system, wherein the X-ray source includes the anode in an electron emission direction of the field emission electron source, and transmits the X-ray through the anode.
前記陽極の膜厚は、0.1〜100μmの範囲であることを特徴とする請求項1に記載のX線画像撮影システム。 The field emission electron source includes a pair of electrodes for applying an electric field in the stacking direction across the drift layer,
The X-ray imaging system according to claim 1, wherein a film thickness of the anode is in a range of 0.1 to 100 μm.
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