JPH11285488A - Radiograph forming system - Google Patents
Radiograph forming systemInfo
- Publication number
- JPH11285488A JPH11285488A JP11028010A JP2801099A JPH11285488A JP H11285488 A JPH11285488 A JP H11285488A JP 11028010 A JP11028010 A JP 11028010A JP 2801099 A JP2801099 A JP 2801099A JP H11285488 A JPH11285488 A JP H11285488A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- image
- subject
- ray image
- image forming
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 40
- -1 silver halide Chemical class 0.000 claims description 33
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 32
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 claims description 31
- 239000004332 silver Substances 0.000 claims description 31
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 claims description 27
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 11
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 10
- 230000005684 electric field Effects 0.000 claims description 5
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 claims description 2
- 101100048473 Fowlpox virus (strain NVSL) UNG gene Proteins 0.000 abstract description 3
- 238000002601 radiography Methods 0.000 abstract 1
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 51
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 45
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 33
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 33
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 22
- 230000006870 function Effects 0.000 description 22
- 239000000975 dye Substances 0.000 description 20
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 17
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 12
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 11
- 238000011161 development Methods 0.000 description 10
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 9
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 9
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 9
- 238000000034 method Methods 0.000 description 9
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 7
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 7
- 239000003638 chemical reducing agent Substances 0.000 description 6
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 6
- 206010006187 Breast cancer Diseases 0.000 description 5
- 208000026310 Breast neoplasm Diseases 0.000 description 5
- 108010010803 Gelatin Proteins 0.000 description 5
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 229920000159 gelatin Polymers 0.000 description 5
- 239000008273 gelatin Substances 0.000 description 5
- 235000019322 gelatine Nutrition 0.000 description 5
- 235000011852 gelatine desserts Nutrition 0.000 description 5
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 5
- GGCZERPQGJTIQP-UHFFFAOYSA-N sodium;9,10-dioxoanthracene-2-sulfonic acid Chemical compound [Na+].C1=CC=C2C(=O)C3=CC(S(=O)(=O)O)=CC=C3C(=O)C2=C1 GGCZERPQGJTIQP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 201000009030 Carcinoma Diseases 0.000 description 4
- 239000002216 antistatic agent Substances 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 4
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 4
- 239000003112 inhibitor Substances 0.000 description 4
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 4
- 239000006224 matting agent Substances 0.000 description 4
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 4
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 4
- 229910001218 Gallium arsenide Inorganic materials 0.000 description 3
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 3
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000011976 chest X-ray Methods 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 3
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 3
- 210000005075 mammary gland Anatomy 0.000 description 3
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 description 3
- 239000011241 protective layer Substances 0.000 description 3
- 239000011669 selenium Substances 0.000 description 3
- 230000001235 sensitizing effect Effects 0.000 description 3
- ADZWSOLPGZMUMY-UHFFFAOYSA-M silver bromide Chemical compound [Ag]Br ADZWSOLPGZMUMY-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 3
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- BDDLHHRCDSJVKV-UHFFFAOYSA-N 7028-40-2 Chemical compound CC(O)=O.CC(O)=O.CC(O)=O.CC(O)=O BDDLHHRCDSJVKV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- CIWBSHSKHKDKBQ-JLAZNSOCSA-N Ascorbic acid Chemical compound OC[C@H](O)[C@H]1OC(=O)C(O)=C1O CIWBSHSKHKDKBQ-JLAZNSOCSA-N 0.000 description 2
- QIGBRXMKCJKVMJ-UHFFFAOYSA-N Hydroquinone Chemical compound OC1=CC=C(O)C=C1 QIGBRXMKCJKVMJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 2
- KAESVJOAVNADME-UHFFFAOYSA-N Pyrrole Chemical group C=1C=CNC=1 KAESVJOAVNADME-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N Selenium Chemical compound [Se] BUGBHKTXTAQXES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- SJOOOZPMQAWAOP-UHFFFAOYSA-N [Ag].BrCl Chemical compound [Ag].BrCl SJOOOZPMQAWAOP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000002679 ablation Methods 0.000 description 2
- 235000010323 ascorbic acid Nutrition 0.000 description 2
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- CJPQIRJHIZUAQP-MRXNPFEDSA-N benalaxyl-M Chemical compound CC=1C=CC=C(C)C=1N([C@H](C)C(=O)OC)C(=O)CC1=CC=CC=C1 CJPQIRJHIZUAQP-MRXNPFEDSA-N 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 239000002738 chelating agent Substances 0.000 description 2
- 238000000151 deposition Methods 0.000 description 2
- 150000005205 dihydroxybenzenes Chemical class 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 2
- 150000002344 gold compounds Chemical class 0.000 description 2
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 2
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 2
- XKJCHHZQLQNZHY-UHFFFAOYSA-N phthalimide Chemical compound C1=CC=C2C(=O)NC(=O)C2=C1 XKJCHHZQLQNZHY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920003207 poly(ethylene-2,6-naphthalate) Polymers 0.000 description 2
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 description 2
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 2
- 239000011112 polyethylene naphthalate Substances 0.000 description 2
- 239000004848 polyfunctional curative Substances 0.000 description 2
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 2
- IOLCXVTUBQKXJR-UHFFFAOYSA-M potassium bromide Chemical group [K+].[Br-] IOLCXVTUBQKXJR-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 239000010979 ruby Substances 0.000 description 2
- 229910001750 ruby Inorganic materials 0.000 description 2
- 229910052711 selenium Inorganic materials 0.000 description 2
- AQRYNYUOKMNDDV-UHFFFAOYSA-M silver behenate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCCCCCCCCCCCCCCCC([O-])=O AQRYNYUOKMNDDV-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- ZUNKMNLKJXRCDM-UHFFFAOYSA-N silver bromoiodide Chemical group [Ag].IBr ZUNKMNLKJXRCDM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- YRSQDSCQMOUOKO-KVVVOXFISA-M silver;(z)-octadec-9-enoate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCC\C=C/CCCCCCCC([O-])=O YRSQDSCQMOUOKO-KVVVOXFISA-M 0.000 description 2
- MNMYRUHURLPFQW-UHFFFAOYSA-M silver;dodecanoate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCCCCCC([O-])=O MNMYRUHURLPFQW-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- ORYURPRSXLUCSS-UHFFFAOYSA-M silver;octadecanoate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCCCCCCCCCCCC([O-])=O ORYURPRSXLUCSS-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 2
- KZNICNPSHKQLFF-UHFFFAOYSA-N succinimide Chemical compound O=C1CCC(=O)N1 KZNICNPSHKQLFF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 2
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- ZEQIWKHCJWRNTH-UHFFFAOYSA-N 1h-pyrimidine-2,4-dithione Chemical compound S=C1C=CNC(=S)N1 ZEQIWKHCJWRNTH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- KAJJUFUPJGVIFJ-UHFFFAOYSA-N 3-methylpyrrolidine-2,5-dione Chemical compound CC1CC(=O)NC1=O KAJJUFUPJGVIFJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910000980 Aluminium gallium arsenide Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- BKGOEKOJWMSNRX-UHFFFAOYSA-L C(C1(C)C(C)(C)C(C(=O)[O-])CC1)(=O)[O-].[Ag+2] Chemical compound C(C1(C)C(C)(C)C(C(=O)[O-])CC1)(=O)[O-].[Ag+2] BKGOEKOJWMSNRX-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 208000004434 Calcinosis Diseases 0.000 description 1
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- ZNZYKNKBJPZETN-WELNAUFTSA-N Dialdehyde 11678 Chemical compound N1C2=CC=CC=C2C2=C1[C@H](C[C@H](/C(=C/O)C(=O)OC)[C@@H](C=C)C=O)NCC2 ZNZYKNKBJPZETN-WELNAUFTSA-N 0.000 description 1
- 229910005542 GaSb Inorganic materials 0.000 description 1
- 229910000530 Gallium indium arsenide Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000000996 L-ascorbic acids Chemical class 0.000 description 1
- OYHQOLUKZRVURQ-HZJYTTRNSA-N Linoleic acid Chemical compound CCCCC\C=C/C\C=C/CCCCCCCC(O)=O OYHQOLUKZRVURQ-HZJYTTRNSA-N 0.000 description 1
- ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N Molybdenum Chemical compound [Mo] ZOKXTWBITQBERF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000004372 Polyvinyl alcohol Substances 0.000 description 1
- 229920001328 Polyvinylidene chloride Polymers 0.000 description 1
- 206010070834 Sensitisation Diseases 0.000 description 1
- 229910004298 SiO 2 Inorganic materials 0.000 description 1
- 229910021607 Silver chloride Inorganic materials 0.000 description 1
- 229920002125 Sokalan® Polymers 0.000 description 1
- 235000002595 Solanum tuberosum Nutrition 0.000 description 1
- 244000061456 Solanum tuberosum Species 0.000 description 1
- JXFDPVZHNNCRKT-TYYBGVCCSA-L [Ag+2].[O-]C(=O)\C=C\C([O-])=O Chemical compound [Ag+2].[O-]C(=O)\C=C\C([O-])=O JXFDPVZHNNCRKT-TYYBGVCCSA-L 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 235000001513 akia Nutrition 0.000 description 1
- 150000007933 aliphatic carboxylic acids Chemical class 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 229960005070 ascorbic acid Drugs 0.000 description 1
- 239000011668 ascorbic acid Substances 0.000 description 1
- 239000011230 binding agent Substances 0.000 description 1
- 201000008275 breast carcinoma Diseases 0.000 description 1
- 239000004566 building material Substances 0.000 description 1
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 1
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 201000011510 cancer Diseases 0.000 description 1
- 125000004432 carbon atom Chemical group C* 0.000 description 1
- 150000004649 carbonic acid derivatives Chemical class 0.000 description 1
- 150000007942 carboxylates Chemical class 0.000 description 1
- 150000001732 carboxylic acid derivatives Chemical class 0.000 description 1
- 229920002678 cellulose Polymers 0.000 description 1
- 239000001913 cellulose Substances 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 1
- ZUVOYUDQAUHLLG-OLXYHTOASA-L disilver;(2r,3r)-2,3-dihydroxybutanedioate Chemical compound [Ag+].[Ag+].[O-]C(=O)[C@H](O)[C@@H](O)C([O-])=O ZUVOYUDQAUHLLG-OLXYHTOASA-L 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 150000002019 disulfides Chemical class 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 239000010419 fine particle Substances 0.000 description 1
- 150000002334 glycols Chemical class 0.000 description 1
- 229910052736 halogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000002367 halogens Chemical class 0.000 description 1
- FUZZWVXGSFPDMH-UHFFFAOYSA-M hexanoate Chemical compound CCCCCC([O-])=O FUZZWVXGSFPDMH-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 150000004679 hydroxides Chemical class 0.000 description 1
- 150000002484 inorganic compounds Chemical class 0.000 description 1
- 229910010272 inorganic material Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000002504 iridium compounds Chemical class 0.000 description 1
- 239000012948 isocyanate Substances 0.000 description 1
- 229940049918 linoleate Drugs 0.000 description 1
- 230000007257 malfunction Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 210000001370 mediastinum Anatomy 0.000 description 1
- DZVCFNFOPIZQKX-LTHRDKTGSA-M merocyanine Chemical compound [Na+].O=C1N(CCCC)C(=O)N(CCCC)C(=O)C1=C\C=C\C=C/1N(CCCS([O-])(=O)=O)C2=CC=CC=C2O\1 DZVCFNFOPIZQKX-LTHRDKTGSA-M 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 229910052750 molybdenum Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011733 molybdenum Substances 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 229910000510 noble metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000002559 palpation Methods 0.000 description 1
- CMCWWLVWPDLCRM-UHFFFAOYSA-N phenidone Chemical compound N1C(=O)CCN1C1=CC=CC=C1 CMCWWLVWPDLCRM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920000636 poly(norbornene) polymer Polymers 0.000 description 1
- 239000004584 polyacrylic acid Substances 0.000 description 1
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 1
- 229920006254 polymer film Polymers 0.000 description 1
- 229920005672 polyolefin resin Polymers 0.000 description 1
- 229920002451 polyvinyl alcohol Polymers 0.000 description 1
- 239000004800 polyvinyl chloride Substances 0.000 description 1
- 229920000915 polyvinyl chloride Polymers 0.000 description 1
- 239000005033 polyvinylidene chloride Substances 0.000 description 1
- 239000003755 preservative agent Substances 0.000 description 1
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 1
- NDGRWYRVNANFNB-UHFFFAOYSA-N pyrazolidin-3-one Chemical class O=C1CCNN1 NDGRWYRVNANFNB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229940065287 selenium compound Drugs 0.000 description 1
- 150000003343 selenium compounds Chemical class 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000008313 sensitization Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 150000003378 silver Chemical class 0.000 description 1
- IZXSLAZMYLIILP-ODZAUARKSA-M silver (Z)-4-hydroxy-4-oxobut-2-enoate Chemical compound [Ag+].OC(=O)\C=C/C([O-])=O IZXSLAZMYLIILP-ODZAUARKSA-M 0.000 description 1
- HKZLPVFGJNLROG-UHFFFAOYSA-M silver monochloride Chemical compound [Cl-].[Ag+] HKZLPVFGJNLROG-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- JKOCEVIXVMBKJA-UHFFFAOYSA-M silver;butanoate Chemical compound [Ag+].CCCC([O-])=O JKOCEVIXVMBKJA-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- LTYHQUJGIQUHMS-UHFFFAOYSA-M silver;hexadecanoate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCCCCCCCCCC([O-])=O LTYHQUJGIQUHMS-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- OHGHHPYRRURLHR-UHFFFAOYSA-M silver;tetradecanoate Chemical compound [Ag+].CCCCCCCCCCCCCC([O-])=O OHGHHPYRRURLHR-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 239000010802 sludge Substances 0.000 description 1
- 238000000859 sublimation Methods 0.000 description 1
- 230000008022 sublimation Effects 0.000 description 1
- 229960002317 succinimide Drugs 0.000 description 1
- LSNNMFCWUKXFEE-UHFFFAOYSA-L sulfite Chemical class [O-]S([O-])=O LSNNMFCWUKXFEE-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 229910052717 sulfur Inorganic materials 0.000 description 1
- 125000004434 sulfur atom Chemical group 0.000 description 1
- 150000003498 tellurium compounds Chemical class 0.000 description 1
- 150000003568 thioethers Chemical class 0.000 description 1
- ANRHNWWPFJCPAZ-UHFFFAOYSA-M thionine Chemical compound [Cl-].C1=CC(N)=CC2=[S+]C3=CC(N)=CC=C3N=C21 ANRHNWWPFJCPAZ-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 150000003918 triazines Chemical class 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】この発明は被写体の局所的な
Ｘ線画像を取得するマンモグラフィ撮影システムなどに
適用して好適なＸ線画像形成システムに関する。詳しく
は、Ｘ線を平行Ｘ線ビームに成形するＸ線放射手段を設
け、この平行Ｘ線ビームを半導体検出系の受け面に対し
て垂直に当たるようにして、被写体を透過したＸ線光子
を半導体検出系内で効率良く電気信号に変換できるよう
にすると共に、スクリーンフィルム系のＸ線撮像システ
ムに比べてより鮮鋭性の高いＸ線画像を取得できるよう
にしたものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray image forming system suitable for a mammography system for acquiring a local X-ray image of a subject. More specifically, X-ray radiating means for shaping X-rays into parallel X-ray beams is provided, and the X-ray photons transmitted through the subject are irradiated onto the semiconductor so that the parallel X-ray beams impinge perpendicularly to the receiving surface of the semiconductor detection system. The present invention enables efficient conversion into an electric signal in a detection system, and enables acquisition of an X-ray image with higher sharpness as compared with a screen film type X-ray imaging system.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年、人体の胸部などの比較的に広い範
囲をＸ線撮影する医療用のＸ線画像形成システムを始
め、工業製品や建築材料などの骨材の精密検査を行う工
業用のＸ線画像形成システムが使用される場合が多くな
ってきた。その中でも医療用のＸ線画像形成システムに
おいては、女性の乳腺に発生し易い癌腫を早期発見する
ために、マンモグラフィ撮影システムと呼ばれる***造
影画像取得システムが利用されている。2. Description of the Related Art In recent years, a medical X-ray image forming system for radiographing a relatively large area such as the chest of a human body has been developed, and an industrial product for performing a precise inspection of aggregates such as industrial products and building materials. X-ray imaging systems are increasingly being used. Above all, in a medical X-ray image forming system, a mammography image acquisition system called a mammography imaging system is used in order to early detect a carcinoma which easily occurs in a female mammary gland.
【０００３】この種のマンモグラフィ撮影システムで
は、まず、ハロゲン化銀感光材料などのスクリーンフィ
ルムを被写体の患部に配置し、その後、被写体の患部に
Ｘ線を放射しその患部を透過したＸ線によってその感光
フィルムを露光した後に所定の現像液によって現像して
いる。これにより、現像後のＸ線画像から乳ガンを引き
起こす限局性の腫瘤を確認することができる。In this type of mammography imaging system, first, a screen film such as a silver halide photosensitive material is arranged on an affected part of a subject, and then X-rays are emitted to the affected part of the subject, and the X-rays transmitted through the affected part are used to emit X-rays. After exposing the photosensitive film, it is developed with a predetermined developing solution. Thereby, a localized tumor causing breast cancer can be confirmed from the developed X-ray image.
【０００４】ところで、従来方式のマンモグラフィ撮影
システムによれば、スクリーンフィルムに露光されたＸ
線画像がアナログ画像であることから、画質、鮮鋭性及
び粒状性が極めて良好である。しかし、露光されたスク
リーンフィルムを現像液に浸すなどの現像処理を施さな
ければならない。従って、Ｘ線撮影を行ってから被写体
のＸ線画像を実際に確認できるまで、ある程度の時間を
必要としている。By the way, according to a conventional mammography photographing system, X-rays exposed on a screen film are used.
Since the line image is an analog image, the image quality, sharpness and graininess are extremely good. However, development processing such as immersing the exposed screen film in a developer must be performed. Therefore, a certain amount of time is required from when the X-ray imaging is performed to when the X-ray image of the subject can be actually confirmed.
【０００５】そこで、近頃、被写体を透過したＸ線光子
を電気信号に変換する半導体検出手段を備えたキツメ，
コンパクトで、スクリ−ンシステムより鮮鋭性の優れた
Ｘ線画像形成システムが開発されるようになってきた。
従って、半導体検出手段を備えたＸ線画像形成システム
によれば装置全体を小型化することができる。Accordingly, recently, a kite provided with a semiconductor detecting means for converting an X-ray photon transmitted through a subject into an electric signal,
X-ray imaging systems that are compact and have better sharpness than screen systems have been developed.
Therefore, according to the X-ray image forming system provided with the semiconductor detecting means, the whole apparatus can be downsized.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
マンモグラフィＸ線撮影システムによれば、Ｘ線管と半
導体検出手段との間を近い距離に保つために、Ｘ線放射
手段から放射されたＸ線が被写体に対して放射状に照射
されてしまう。However, according to the conventional mammography X-ray imaging system, in order to keep the distance between the X-ray tube and the semiconductor detecting means at a short distance, the X-ray radiated from the X-ray emitting means is required. Is radiated radially to the subject.
【０００７】このため、被写体に対して斜めにＸ線が透
過される結果、被写体のＸ線画像のエッジ部分の画像に
歪みを生じる。As a result, X-rays are transmitted obliquely to the subject, resulting in distortion of the image of the edge portion of the X-ray image of the subject.
【０００８】そこで、この発明は上述した課題を解決し
たものであって、被写体を透過したＸ線光子を効率良く
電気信号に変換できるようにすると共に、スクリーンフ
ィルム系のＸ線撮像システムに比べてより鮮鋭性の高い
Ｘ線画像情報を取得できるようにしたＸ線画像形成シス
テムを提供することを目的とする。In view of the above, the present invention has been made to solve the above-mentioned problem, and enables efficient conversion of an X-ray photon transmitted through a subject into an electric signal, as well as a screen film type X-ray imaging system. An object of the present invention is to provide an X-ray image forming system capable of acquiring X-ray image information with higher sharpness.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】上記問題点を解決するた
めに、本発明に係るＸ線画像形成システムはＸ線を平行
Ｘ線ビームに成形して被写体に放射するＸ線放射手段
と、被写体を透過したＸ線光子を受けて電気信号に変換
するために平坦な受け面を有した半導体検出手段とを備
え、Ｘ線放射手段から放射された平行Ｘ線ビームが半導
体検出手段の受け面に対して垂直に当たるように、Ｘ線
放射手段を半導体検出手段を背にした被写体の前面に配
置するようになされたことを特徴とするものである。In order to solve the above-mentioned problems, an X-ray image forming system according to the present invention comprises: an X-ray radiating means for forming an X-ray into a parallel X-ray beam and radiating the parallel X-ray beam to a subject; Semiconductor detecting means having a flat receiving surface for receiving the X-ray photons transmitted through the X-ray and converting it into an electric signal, wherein the parallel X-ray beam emitted from the X-ray emitting means is applied to the receiving surface of the semiconductor detecting means. The X-ray radiating means is arranged on the front surface of the subject with the semiconductor detecting means as a back so that the X-ray radiating means is directed perpendicularly to the subject.
【００１０】本発明によれば、平行Ｘ線ビームが半導体
検出手段の受け面に対して垂直に当たるように、Ｘ線放
射手段を半導体検出手段の前面に配置したので、被写体
内部にもＸ線平行ビームを垂直に透過させることができ
る。According to the present invention, the X-ray radiating means is arranged on the front surface of the semiconductor detecting means so that the parallel X-ray beam impinges perpendicularly on the receiving surface of the semiconductor detecting means. The beam can be transmitted vertically.
【００１１】このため、被写体を透過したＸ線光子を半
導体検出手段内で効率良く電気信号に変換することがで
きる。これにより、スクリーンフィルム系のＸ線画像形
成システム（マンモグラフィ画像の例で３ｌｐ／ｍｍで
変調伝達関数ＭＦＴが８０％）に比べてより鮮鋭性の高
いＸ線画像情報（上記に相当）するＭＴＦが９０％以
上）を取得することができる。従って、上述した本発明
のＸ線画像形成システムを十分にマンモグラフィ撮影シ
ステムなどに応用することができる。Therefore, the X-ray photons transmitted through the subject can be efficiently converted into electric signals in the semiconductor detecting means. This makes it possible to obtain an MTF having higher sharpness of X-ray image information (corresponding to the above) as compared with a screen film type X-ray image forming system (modulation transfer function MFT is 80% at 3 lp / mm in the example of a mammography image). 90% or more). Therefore, the above-described X-ray image forming system of the present invention can be sufficiently applied to a mammography imaging system and the like.
【００１２】[0012]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら、この
発明の実施形態としてのＸ線画像形成システムについて
説明をする。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An X-ray image forming system according to an embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１３】図１は、本発明の実施形態としてのＸ線画
像形成システムの構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an X-ray image forming system as an embodiment of the present invention.
【００１４】本実施の形態では、Ｘ線を平行Ｘ線ビーム
にするＸ線放射手段を設け、この平行Ｘ線ビームを半導
体検出系の受け面に対して垂直に当たるようにして、被
写体を透過したＸ線光子を半導体検出系内で効率良く電
気信号に変換できるようにすると共に、スクリーンフィ
ルム系のＸ線撮像システムに比べてより鮮鋭性の高いＸ
線画像情報を取得できるようにしたものである。In this embodiment, X-ray radiating means for converting X-rays into a parallel X-ray beam is provided, and the parallel X-ray beam is transmitted perpendicularly to the receiving surface of the semiconductor detection system so as to transmit through the subject. X-ray photons can be efficiently converted into electric signals in a semiconductor detection system, and X-rays having higher sharpness than an X-ray imaging system of a screen film system can be obtained.
The line image information can be obtained.
【００１５】この例のＸ線画像形成システム１００は、
特に、女性の乳腺に発生し易い癌腫を発見するためのマ
ンモグラフィ撮影システムに適用するものである。この
画像形成システム１００には、Ｘ線放射手段としての図
１に示すＸ線管１、高電圧発生装置２、Ｘ線制御装置３
及びコリメータ１６を有している。[0015] The X-ray image forming system 100 of this example includes:
In particular, the present invention is applied to a mammography imaging system for detecting a carcinoma that easily occurs in the mammary gland of a woman. The image forming system 100 includes an X-ray tube 1, a high-voltage generator 2, and an X-ray controller 3 shown in FIG.
And a collimator 16.
【００１６】このコリメータ１６はＸ線管１と被写体２
０との間に配置され、Ｘ線管１からのＸ線１５が平行Ｘ
線ビームに成形される。この例では平行Ｘ線ビームＬ０
が被写体２０に照射される。コリメータ１６の内部構造
については図２で説明する。Ｘ線管１には高電圧発生装
置２が接続される。高電圧発生装置２にはコンデンサタ
イプあるいは、インバータタイプのものが使用され、Ｘ
線発生電圧については蓄電池または商用電源であるＡＣ
１００Ｖを１００ｋＶまたは１２０ｋＶに昇圧して得て
いる。高電圧発生装置２にはＸ線制御装置３が接続さ
れ、Ｘ線管１から被写体２０へ放射されるＸ線１５の照
射エネルギーが制御される。The collimator 16 includes the X-ray tube 1 and the subject 2
0 and the X-rays 15 from the X-ray tube 1
Formed into a line beam. In this example, the parallel X-ray beam L0
Is irradiated on the subject 20. The internal structure of the collimator 16 will be described with reference to FIG. A high voltage generator 2 is connected to the X-ray tube 1. As the high voltage generator 2, a capacitor type or an inverter type is used.
Regarding the line generation voltage, AC which is a storage battery or a commercial power supply
It is obtained by boosting 100 V to 100 kV or 120 kV. An X-ray controller 3 is connected to the high-voltage generator 2 to control the irradiation energy of X-rays 15 emitted from the X-ray tube 1 to the subject 20.
【００１７】また、被写体２０の背面には半導体検出手
段としてのフラットパネルディテクタ（Flat Panel Det
ector、以下ＦＰＤという）４が配置され、Ｘ線撮影の
際に、被写体２０を透過したＸ線光子が各画素毎に受け
られ、電気信号（以下オリジナル画像信号Ｓorgとい
う）に変換される。ＦＰＤの具体例が特開平６−３４２
０９８に開示されている。つまり、被写体を透過したＸ
線をａ−Ｓｅ層等の光導電層で吸収してＸ線強度に応じ
た電荷を発生させ、その電荷量を画素毎に検知するもの
である。他の方式のＦＰＤの例としては、特開平９−９
００４８に開示されているようにＸ線を増感紙等の蛍光
体層に吸収させて蛍光を発生させ、その蛍光の強度を画
素毎に設けたフォトダイオ−ド等の光検出器で検知する
ものがある。蛍光の検知手段としては他に、ＣＣＤやＣ
−ＭＯＳセンサを用いる方法もある。On the back of the subject 20, a flat panel detector (Flat Panel Det) as a semiconductor detecting means is provided.
An X-ray photon transmitted through the subject 20 is received for each pixel at the time of X-ray imaging, and is converted into an electric signal (hereinafter, referred to as an original image signal Sorg). A specific example of the FPD is disclosed in JP-A-6-342.
098. That is, X transmitted through the subject
The line is absorbed by a photoconductive layer such as an a-Se layer to generate a charge corresponding to the X-ray intensity, and the amount of the charge is detected for each pixel. An example of another type of FPD is disclosed in JP-A-9-9
X-rays are absorbed by a phosphor layer such as an intensifying screen to generate fluorescence, and the intensity of the fluorescence is detected by a photodetector such as a photodiode provided for each pixel, as disclosed in US Pat. There is something. Other means for detecting fluorescence include CCD and C
-There is also a method using a MOS sensor.
【００１８】特に上記の特開平６−３４２０９８に開示
された方式のＦＰＤでは、Ｘ線量を画素毎の電荷量に直
接変換するため、ＦＰＤでの鮮鋭性の劣化が少なく、鮮
鋭性の優れた画像が得られるので、本発明のＸ線撮影シ
ステムによる効果が大きく好適である。In particular, in the FPD of the method disclosed in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-342098, since the X-ray dose is directly converted into the electric charge for each pixel, the sharpness of the FPD is hardly deteriorated, and the image with excellent sharpness is obtained. Therefore, the effect of the X-ray imaging system of the present invention is large and suitable.
【００１９】被写体を透過したＸ線光子を効率良く受け
るために、この例では、ＦＰＤ４は平坦な受け面を有し
ている。このＦＰＤ４の内部構造については図４で説明
する。In order to efficiently receive the X-ray photons transmitted through the subject, in this example, the FPD 4 has a flat receiving surface. The internal structure of the FPD 4 will be described with reference to FIG.
【００２０】このＦＰＤ４の出力段には画像処理手段５
が接続され、ＦＰＤ４によるオリジナル画像信号Ｓorg
が画像処理されて、被写体２０のＸ線撮影画像が再生さ
れる。この例では被写体２０のＸ線撮影画像を再生する
際に、Ｘ線撮影画像の低濃度領域での変調伝達関数をそ
の高濃度領域での変調伝達関数よりも低くするようにな
される。The output stage of the FPD 4 has image processing means 5
Is connected, and the original image signal Sorg by the FPD4 is connected.
Is subjected to image processing, and an X-ray photographed image of the subject 20 is reproduced. In this example, when an X-ray image of the subject 20 is reproduced, the modulation transfer function in the low density region of the X-ray image is made lower than the modulation transfer function in the high density region.
【００２１】この画像処理手段５の出力段にはシステム
バス６が接続される。システムバス６にはメモリ７が接
続され、被写体２０のＸ線画像情報Ｓｒが記録される。
メモリ７には光磁気ディスクが使用される。システムバ
ス６には入力手段としての入力ツール８が接続され、被
写体２０のＸ線撮影画像に関して固体識別情報ＩＤが入
力される。固体識別情報ＩＤとしては、病院名、病棟名
などの撮影場所、撮影時間、受診者の名前、年齢や性別
などが記録される。The output stage of the image processing means 5 is connected to a system bus 6. A memory 7 is connected to the system bus 6, and X-ray image information Sr of the subject 20 is recorded.
A magneto-optical disk is used for the memory 7. An input tool 8 as input means is connected to the system bus 6, and an individual identification information ID is input with respect to an X-ray photographed image of the subject 20. As the individual identification information ID, an imaging location such as a hospital name, a ward name, an imaging time, a name of a patient, age, gender, and the like are recorded.
【００２２】上述した撮影場所が定まっている場合には
予めＲＯＭなどに登録されたデータが読み出されて自動
的にＸ線画像に書き込まれる。撮影場所が不定の場合に
は撮影者が入力する。撮影時間については、例えば、画
像処理手段５内に設けられたクロック機能を使用して、
撮影日時などをＸ線画像に自動的に記録する。これらの
固体識別情報ＩＤはＸ線画像情報Ｄｒと共にメモリ７に
書き込まれる。When the above-mentioned photographing place is determined, data registered in advance in a ROM or the like is read out and automatically written into an X-ray image. If the shooting location is undefined, the photographer inputs. For the photographing time, for example, using a clock function provided in the image processing means 5,
The photographing date and time are automatically recorded on the X-ray image. These individual identification information IDs are written in the memory 7 together with the X-ray image information Dr.
【００２３】更に、システムバス６には表示手段として
のモニタ９が接続され、被写体２０のＸ線画像情報Ｓｒ
に基づいてその被写体２０のＸ線撮影画像が表示され
る。モニタ９には陰極線管（ＣＲＴ）または液晶ディス
プレイが使用される。例えば上述のＸ線画像情報Ｓｒが
固体識別情報ＩＤと共にモニタ９に表示される。Further, a monitor 9 as a display means is connected to the system bus 6, and the X-ray image information Sr
, An X-ray image of the subject 20 is displayed. As the monitor 9, a cathode ray tube (CRT) or a liquid crystal display is used. For example, the above-mentioned X-ray image information Sr is displayed on the monitor 9 together with the individual identification information ID.
【００２４】その他に、システムバス６には画像形成手
段としてのプリンタ１０が接続され、被写体２０のＸ線
画像情報Ｄｒに基づいてその被写体２０のＸ線撮影画像
がプリントアウトされる。例えば、Ｘ線画像情報Ｓｒが
固体識別情報ＩＤと共にメモリ７から読み出され、受診
者のＸ線画像と共に氏名、性別などがハードコピーの状
態で転写紙に焼き付けられる。In addition, a printer 10 as image forming means is connected to the system bus 6, and an X-ray image of the subject 20 is printed out based on the X-ray image information Dr of the subject 20. For example, the X-ray image information Sr is read out from the memory 7 together with the individual identification information ID, and the name, gender, and the like are printed on the transfer paper in a hard copy state together with the X-ray image of the examinee.
【００２５】この例で、システムバス６には通信モデム
１１が接続され、この通信モデム１１には公衆電話回
線、有線回線もしくは無線設備が接続される。これらの
公衆電話回線、有線回線もしくは無線設備を使用して画
像処理手段５による被写体２０のＸ線画像情報Ｓｒが撮
影現場から他の場所へ伝送される。例えば、被写体２０
のＸ線画像情報Ｓｒが他の病院などに送信される。In this example, a communication modem 11 is connected to the system bus 6, and a public telephone line, a wired line, or wireless equipment is connected to the communication modem 11. The X-ray image information Sr of the subject 20 by the image processing means 5 is transmitted from the shooting site to another place by using these public telephone lines, wired lines, or wireless facilities. For example, the subject 20
Is transmitted to another hospital or the like.
【００２６】続いて、コリメータ１６の内部構造につい
て説明する。図２はこの発明で使用するコリメータ１６
の構造を示す斜視図である。図２において、コリメータ
１６はＸ線管１からのＸ線１５を平行Ｘ線ビームＬ０に
成形できるものであればどんな構造のものでもよい。こ
の例ではチャネルプレートコリメータ（ＣＰＣ）、キャ
ピラリプレートリコリメータ（ＣＰＣ）、マイクロチャ
ネルプレートコリメータ（ＭＣＰ）と呼ばれる微細管プ
レートコリメータが好ましい。Next, the internal structure of the collimator 16 will be described. FIG. 2 shows a collimator 16 used in the present invention.
It is a perspective view which shows the structure of. In FIG. 2, the collimator 16 may have any structure as long as it can form the X-ray 15 from the X-ray tube 1 into a parallel X-ray beam L0. In this example, a microtube plate collimator called a channel plate collimator (CPC), a capillary plate collimator (CPC), or a microchannel plate collimator (MCP) is preferable.
【００２７】このコリメータ１６は内径φが５０〜５０
０ｍｍで、厚さｔが３０〜４００ｍｍ程度の円筒状の枠
体１６Ａを有している。例えば、枠体１６Ａは鉛で形成
され、その肉厚は１〜２ｍｍ程度である。この枠体１６
Ａ内部にはＸ線伝送管となる微細径のガラスキャピラリ
１６Ｂが複数束ねて形成されている。ガラスキャピラリ
１６Ｂの内径は１０〜２０μｍ程度である。The collimator 16 has an inner diameter φ of 50 to 50.
It has a cylindrical frame 16A of 0 mm and a thickness t of about 30 to 400 mm. For example, the frame body 16A is formed of lead and has a thickness of about 1 to 2 mm. This frame 16
Inside A, a plurality of glass capillaries 16B having a small diameter serving as an X-ray transmission tube are bundled and formed. The inner diameter of the glass capillary 16B is about 10 to 20 μm.
【００２８】Ｘ線管１から放射されたＸ線１５は各々の
ガラスキャピラリ１６Ｂの一端に入射すると、このガラ
スキャピラリ１６Ｂ内で全反射を繰り返し、その他端に
おいては、ガラスキャピラリ１６Ｂの端面から鉛直方向
に出射するようになる。これにより、Ｘ線１５を平行Ｘ
線ビームＬ０に成形することができる。When the X-rays 15 radiated from the X-ray tube 1 are incident on one end of each glass capillary 16B, total reflection is repeated within the glass capillaries 16B, and on the other end, the X-rays 15 extend vertically from the end face of the glass capillary 16B. To be emitted. As a result, the X-rays 15
It can be shaped into a line beam L0.
【００２９】図３はコリメータ１６の有無について、そ
の機能を比較した図である。本実施の形態ではＸ線１と
ＦＰＤ４との間にコリメータ１６を配置し、しかも、図
３の破線に示す平行Ｘ線ビームＬ０がＦＰＤ４の受け面
に対して垂直に当たるようにした。この場合には、被写
体２０内部にもＸ線平行ビームＬ０を垂直に透過させる
ことができるので、被写体２０を透過したＸ線光子をＦ
ＰＤ４内で効率良く電気信号に変換することができる。FIG. 3 is a diagram comparing the functions of the collimator 16 with and without the collimator 16. In the present embodiment, the collimator 16 is arranged between the X-ray 1 and the FPD 4, and the parallel X-ray beam L0 shown by the broken line in FIG. In this case, since the X-ray parallel beam L0 can be transmitted vertically inside the subject 20, the X-ray photons transmitted through the subject 20 are
It can be efficiently converted into an electric signal in the PD 4.
【００３０】また、Ｘ線１とＦＰＤ４との間にコリメー
タ１６を配置しない場合には、図３の二点鎖線に示す拡
散Ｘ線ビームＬ０’がＦＰＤ４の受け面に対して斜めに
当たる。この場合には、被写体２０内部に拡散Ｘ線ビー
ムＬ０’が斜めに侵入するので、被写体２０を透過した
Ｘ線光子をＦＰＤ４内で位置ズレを発生し、効率良く電
気信号に変換することができない。When the collimator 16 is not arranged between the X-ray 1 and the FPD 4, the diffuse X-ray beam L0 'shown by the two-dot chain line in FIG. In this case, since the diffuse X-ray beam L0 'obliquely enters the inside of the subject 20, the X-ray photons transmitted through the subject 20 generate a positional shift in the FPD 4, and cannot be efficiently converted into an electric signal. .
【００３１】この例でコリメータ１６を配置した場合に
は、被写体２０の入射点ｐ１及びｐ２に関して、ＦＰＤ
４の受け面における入射位置はその入射点ｐ１及びｐ２
を投影（正射影）した点ｑ１及びｑ２とほぼ重なる。In the case where the collimator 16 is disposed in this example, the incident points p1 and p2 of the subject 20 are
4 are incident points p1 and p2 on the receiving surface.
Are substantially overlapped with the points q1 and q2 on which the is projected (orthogonal projection).
【００３２】コリメータ１６を配置しない場合には、被
写体２０の入射点ｐ１及びｐ２に関して、ＦＰＤ４の受
け面における入射位置は、入射点ｐ１及びｐ２を投影し
た位置からεだけづれた点ｒ１及びｒ２となる。従っ
て、コリメータ１６を配置しない場合には、εだけづれ
た点の画像を再生していることになり、正確な被写体２
０のＸ線画像を再生することができない。When the collimator 16 is not disposed, the incident positions on the receiving surface of the FPD 4 with respect to the incident points p1 and p2 of the subject 20 are points r1 and r2 deviated by ε from the positions where the incident points p1 and p2 are projected. Become. Therefore, when the collimator 16 is not disposed, an image at a point shifted by ε is reproduced, and an accurate
0 X-ray image cannot be reproduced.
【００３３】このようにコリメータ１６として微細管コ
リメータを使用すると、ピンホールコリメータに比べて
極めて大きな有効断面径Ｒの平行Ｘ線ビームＬ０を得る
ことができる。また、平行Ｘ線ビームがＦＰＤ４の受け
面に対して垂直に当たるように、コリメータ１６をＦＰ
Ｄ４の前面に配置すると、スクリーンフィルム系のＸ線
画像形成システムに比べてより鮮鋭性の高いＸ線画像情
報を取得することができる。When a fine tube collimator is used as the collimator 16 as described above, a parallel X-ray beam L0 having an effective sectional diameter R that is much larger than that of a pinhole collimator can be obtained. In addition, the collimator 16 is set to the FP so that the parallel X-ray beam hits the receiving surface of the FPD 4 perpendicularly.
When it is arranged in front of D4, X-ray image information with higher sharpness can be obtained as compared with a screen film type X-ray image forming system.
【００３４】マンモグラフィ画像の例で比較すると、コ
リメータ１６がない場合には変調伝達関数（ＭＦＴ）が
３ｌｐ／ｍｍで８０％である。この「ｌｐ／ｍｍ」は空
間周波数で１ｍｍの幅に何本の線が描画されているかを
示すもので、この数が多くなると、ＭＴＦが下がること
を意味している。これに対して、コリメータ１６がある
場合にはＭＴＦが９０％以上のＸ線画像情報を取得する
ことができる。In comparison with the example of the mammography image, when there is no collimator 16, the modulation transfer function (MFT) is 80% at 3 lp / mm. This “lp / mm” indicates how many lines are drawn in a width of 1 mm at a spatial frequency, and means that the MTF decreases as the number increases. On the other hand, when the collimator 16 is provided, X-ray image information having an MTF of 90% or more can be obtained.
【００３５】続いて、ＦＰＤ４の内部構造について説明
する。図４はこの発明で使用するＦＰＤ４のパネル構成
を示す回路図である。Next, the internal structure of the FPD 4 will be described. FIG. 4 is a circuit diagram showing a panel configuration of the FPD 4 used in the present invention.
【００３６】この例では、人体などの組織内を透過した
平行Ｘ線ビームＬ０がＦＰＤ４に投影され、このＦＰＤ
４内ではＸ線画像が直接電気信号（オリジナル画像信
号）Ｓorgに変換されて出力される。図４において、Ｆ
ＰＤ４は縦が３５ｃｍで、横が４３ｃｍで、厚さが４ｃ
ｍで、重さが１５ｋｇ程度の撮像部１２を有している。
撮像部１２はＸ線撮像パネル１３の他、垂直および水平
の各走査部３０、３２および信号処理回路３４などで構
成される。In this example, a parallel X-ray beam L0 transmitted through a tissue such as a human body is projected onto an FPD 4, and this FPD 4
In 4, an X-ray image is directly converted into an electric signal (original image signal) Sorg and output. In FIG. 4, F
PD4 is 35cm long, 43cm wide and 4c thick
m and an imaging unit 12 weighing about 15 kg.
The imaging unit 12 includes, in addition to the X-ray imaging panel 13, vertical and horizontal scanning units 30, 32, a signal processing circuit 34, and the like.
【００３７】Ｘ線撮像パネル１３自身の基本的な構成は
従来と同様であって、その基本単位である変換セル１４
は、電荷生成部２２の他に、生成電荷を蓄積するコンデ
ンサ２４および蓄積電荷を取り出すＴＦＴ構成のスイッ
チングトランジスタ２６を有する。電荷生成部２２は被
写体２０のＸ線画像に関して画素単位にＸ線光子を受け
るために画素電極が画定され、その画素電極が基板にｍ
行×ｎ列だけ設けられる。その断面構成は図５の通りで
ある。The basic configuration of the X-ray imaging panel 13 itself is the same as the conventional one, and the conversion cell 14 which is the basic unit thereof is used.
Has a capacitor 24 for storing the generated charge and a switching transistor 26 having a TFT configuration for extracting the stored charge, in addition to the charge generation unit 22. The charge generation unit 22 has a pixel electrode defined for receiving X-ray photons on a pixel-by-pixel basis with respect to the X-ray image of the subject 20, and the pixel electrode is arranged on the substrate.
Only rows × n columns are provided. The sectional configuration is as shown in FIG.
【００３８】この断面構成もその基本構成は従来と同様
であって、図５に示す基板、例えばガラス基板４０の上
にマトリックス状（ｍ×ｎ）に複数の変換セル１４が形
成される。そのため、ガラス基板４０上には基板電極４
２、画素電極４６および絶縁層｛（ＳｉＯ2）などの誘
電体層｝４４がそれぞれ被着形成されてコンデンサ（容
量：Ｃ）２４が構成される。このコンデンサ２４によっ
て画素電極４６で受けたＸ線光子による電荷が蓄積され
る。このために、コンデンサ２４も画素電極４６毎に設
けられている。The basic structure of this cross-sectional structure is the same as that of the prior art. A plurality of conversion cells 14 are formed in a matrix (m × n) on a substrate, for example, a glass substrate 40 shown in FIG. Therefore, the substrate electrode 4 is provided on the glass substrate 40.
2. A capacitor (capacitance: C) 24 is formed by depositing a pixel electrode 46 and a dielectric layer 44 such as an insulating layer (SiO 2 ). This capacitor 24 accumulates the electric charge due to the X-ray photons received by the pixel electrode 46. For this purpose, a capacitor 24 is also provided for each pixel electrode 46.
【００３９】また、コンデンサ２４に隣接してスイッチ
ングトランジスタ２６が設けられるのも従来と同じであ
る。コンデンサ２４に蓄積された電荷はスイッチングト
ランジスタ２６によって読み出し制御される。トランジ
スタ２６は図示するようにゲート電極５０、ドレイン電
極５４およびソース電極５６がそれぞれ被着形成されて
構成されるものであり、ソース電極５６はコンデンサ２
４の画素電極４６に接続される。Further, the switching transistor 26 is provided adjacent to the capacitor 24 as in the conventional case. The charge stored in the capacitor 24 is read and controlled by the switching transistor 26. As shown in the figure, the transistor 26 has a structure in which a gate electrode 50, a drain electrode 54, and a source electrode 56 are respectively formed and formed.
4 pixel electrodes 46.
【００４０】コンデンサ２４およびスイッチング用トラ
ンジスタ２６の上面には所定の厚みを有する電荷生成部
２２が設けられる。この電荷生成部２２を構成する光導
電層５７としてこの発明では、Ｘ線吸収率が高く、光導
電性を有する無機化合物が用いられる。この例では光導
電層５７としてアモルファスセレンなどが使用される。On the upper surfaces of the capacitor 24 and the switching transistor 26, a charge generation unit 22 having a predetermined thickness is provided. In the present invention, a photoconductive inorganic compound having a high X-ray absorptivity and a photoconductive property is used as the photoconductive layer 57 constituting the charge generation section 22. In this example, amorphous selenium or the like is used as the photoconductive layer 57.
【００４１】この光導電層５７の上面にはさらに従来と
同じく誘電体層５８と表面電極としての共通電極６０が
それぞれ被着形成されてＸ線撮像パネル１３が構成され
る。On the upper surface of the photoconductive layer 57, a dielectric layer 58 and a common electrode 60 serving as a surface electrode are further formed in the same manner as in the prior art to form the X-ray imaging panel 13.
【００４２】この例では、被写体２０を透過したＸ線光
子により光導電層５７内に生じた電子・ホールペアが共
通電極６０と基板電極４２との間の電界により分離さ
れ、この電界によってコンデンサ２４に蓄積された電荷
がスイッチングトランジスタ２６によって読み出し制御
される。この電界は電源２８から共通電極６０と基板電
極４２とに印加された所定電位によって生ずる。In this example, the electron-hole pairs generated in the photoconductive layer 57 by the X-ray photons transmitted through the subject 20 are separated by the electric field between the common electrode 60 and the substrate electrode 42, and the electric field between the common electrode 60 and the substrate electrode 42 is reduced. Is read out and controlled by the switching transistor 26. This electric field is generated by a predetermined potential applied from the power supply 28 to the common electrode 60 and the substrate electrode 42.
【００４３】上述のスイッチングトランジスタ２６は垂
直走査部３０によってゲート制御（オン・オフ制御）さ
れ、各々のトランジスタ２６が時系列的に選択される
と、その選択されたトランジスタのドレイン電極５４か
ら読み出された電荷が水平走査部３２を介して信号処理
回路３４に出力される。信号処理回路３４では電気信号
を増幅した後のオリジナル画像信号Ｓorgが画像処理手
段５に出力される。The above-described switching transistor 26 is gate-controlled (on / off-controlled) by the vertical scanning unit 30. When each transistor 26 is selected in time series, the switching transistor 26 is read out from the drain electrode 54 of the selected transistor. The generated charges are output to the signal processing circuit 34 via the horizontal scanning unit 32. The signal processing circuit 34 outputs the original image signal Sorg after amplifying the electric signal to the image processing means 5.
【００４４】次に、画像処理手段５におけるオリジナル
画像信号Ｓorgの画像処理例について、図６〜図１１を
参照しながら説明をする。この例では、人体の胸部組織
などのＸ線撮影画像を撮影する場合を想定している。人
体の胸部画像はもともとＸ線１５の照射線量が少ないの
で、低濃度領域での粒状性が悪い。また、胸部画像は高
濃度領域と低濃度領域との濃度差が激しいので、低濃度
領域の粒状性が目立ちやすい。Next, an example of image processing of the original image signal Sorg in the image processing means 5 will be described with reference to FIGS. In this example, it is assumed that an X-ray image of a chest tissue or the like of a human body is taken. Since a chest image of a human body originally has a small irradiation dose of X-rays 15, graininess in a low density region is poor. Further, in the chest image, since the density difference between the high density area and the low density area is large, the granularity of the low density area tends to be conspicuous.
【００４５】そこで、この例では図７に示す胸部正面Ｘ
線画像２１の関心領域２３の低濃度領域で粒状性を抑制
できるようにすると共に、その高濃度領域で鮮鋭性を向
上できるようにするために、その低濃度領域での変調伝
達関数をその高濃度領域での変調伝達関数よりも低くす
るようにオリジナル画像信号Ｓorgを補正するものであ
る。図７において、関心領域２３とは肺野と縦隔部を含
む長方形の領域をいう。図５に示すアルゴリズム（フロ
ーチャート）のステップＰ１では、まず、オリジナル画
像信号ＳorgをＦＰＤ４から画像処理手段５に入力す
る。このＦＰＤ４から得られるオリジナル画像信号Ｓor
gは、図１１Ａに示すような非常に鮮鋭性の高い信号で
ある。このようなオリジナル画像信号Ｓorgの周波数成
分は図１１Ａに示される。図１１Ａ〜図１１Ｄにおい
て、横軸は空間周波数（サイクル／ｍｍ）であり、縦軸
は変調伝達関数（ＭＴＦ）である。Therefore, in this example, the chest front X shown in FIG.
In order to suppress the graininess in the low density area of the region of interest 23 of the line image 21 and to improve the sharpness in the high density area, the modulation transfer function in the low density area is adjusted to the high level. This is for correcting the original image signal Sorg so as to be lower than the modulation transfer function in the density region. In FIG. 7, the region of interest 23 is a rectangular region including the lung field and the mediastinum. In step P1 of the algorithm (flowchart) shown in FIG. 5, first, the original image signal Sorg is input from the FPD 4 to the image processing means 5. Original image signal Sor obtained from this FPD4
g is a very sharp signal as shown in FIG. 11A. FIG. 11A shows the frequency components of such an original image signal Sorg. 11A to 11D, the horizontal axis is the spatial frequency (cycle / mm), and the vertical axis is the modulation transfer function (MTF).
【００４６】その後、ステップＰ２で被写体２０の胸部
正面Ｘ線画像２１から関心領域２３を抽出する。関心領
域２３として、ｍ’×ｎ’画素を抽出する。次に、ステ
ップＰ３で関心領域２３のオリジナル画像信号Ｓorgに
基づいてヒストグラム解析を行う。例えば図５に示した
胸部正面Ｘ線画像２１の関心領域２３に関して図８に示
すヒストグラムを得る。図８において、横軸はオリジナ
ル画像信号Ｓorgであり、縦軸は信号の出現度数であ
る。オリジナル画像信号Ｓorgの最大値はＳmaxであり、
その最小値はＳminである。この例では図８に示す信号
出現度数の変化点が３つ存在している。Thereafter, in step P2, a region of interest 23 is extracted from the chest X-ray image 21 of the subject 20. As the region of interest 23, m ′ × n ′ pixels are extracted. Next, in step P3, histogram analysis is performed based on the original image signal Sorg of the region of interest 23. For example, the histogram shown in FIG. 8 is obtained for the region of interest 23 of the front chest X-ray image 21 shown in FIG. In FIG. 8, the horizontal axis is the original image signal Sorg, and the vertical axis is the frequency of appearance of the signal. The maximum value of the original image signal Sorg is Smax,
The minimum value is Smin. In this example, there are three changing points of the signal appearance frequency shown in FIG.
【００４７】その後、ステップＰ４で信号出現度数の変
化点に応じた３つの閾値Ａ1，Ａ2，Ａ3を決定する。一
般に、被写体２０毎にＸ線の透過特性や撮影条件が異な
るので、Ｘ線画像毎に閾値Ａi（ｉ＝１，２，３）を求
めることが好ましい。ここで、オリジナル画像信号Ｓor
gの最大値をＳmaxとし、その最小値をＳminとし、定数
をｋi（ｉ＝１，２，３）としたとき、オリジナル画像
信号Ｓorgの３つの閾値Ａiを求める。この閾値Ａiは次
式（２）、すなわち、 Ａi＝ｋi・Ｓmax ＋（１−ｋi）・Ｓmin・・・・（２） により求める。この例では３つの閾値Ａ1，Ａ2，Ａ3に
関して、定数ｋiを例えば０．２，０．５，０．８のよ
うにそれぞれ異なる値にすればよい。閾値Ａ1，Ａ2，Ａ
3の例を（３）式に示す。Thereafter, in step P4, three thresholds A 1 , A 2 , and A 3 corresponding to the change points of the signal appearance frequency are determined. In general, the X-ray transmission characteristics and imaging conditions are different for each subject 20, so it is preferable to obtain the threshold value Ai (i = 1, 2, 3) for each X-ray image. Here, the original image signal Sor
When the maximum value of g is Smax, the minimum value is Smin, and the constant is ki (i = 1, 2, 3), three thresholds Ai of the original image signal Sorg are obtained. The threshold value Ai is obtained by the following equation (2): Ai = ki · Smax + (1−ki) · Smin (2) In this example, for the three thresholds A 1 , A 2 , and A 3 , the constant ki may be set to different values, for example, 0.2, 0.5, and 0.8. Thresholds A 1 , A 2 , A
3 of the example shown in (3) below.
【００４８】 Ａ1＝０．２・Ｓmax ＋０．８・Ｓmin Ａ2＝０．５・Ｓmax ＋０．５・Ｓmin Ａ3＝０．８・Ｓmax ＋０．２・Ｓmin・・・・・・（３） この閾値Ａiに関しては予め定めた値でもよいし、オリ
ジナル画像信号Ｓorgの最大値Ｓmax、最小値Ｓminの他
に中心値Ｓmedian、平均値Ｓaveなどを組み合わせて求
めてもよい。A 1 = 0.2 · Smax + 0.8 · Smin A 2 = 0.5 · Smax + 0.5 · Smin A 3 = 0.8 · Smax + 0.2 · Smin (3) The threshold value Ai may be a predetermined value, or may be obtained by combining a central value Smedian, an average value Save, and the like in addition to the maximum value Smax and the minimum value Smin of the original image signal Sorg.
【００４９】上述したステップＰ２〜Ｐ４に並行してス
テップＰ５でボケマスク処理を行うために、非鮮鋭マス
ク信号Ｓusを算出する。この例では画像処理上の非鮮鋭
マスクを用いて、非鮮鋭マスク信号Ｓusが求められる。In order to perform the blur mask processing in step P5 in parallel with the above-mentioned steps P2 to P4, an unsharp mask signal Sus is calculated. In this example, an unsharp mask signal Sus is obtained using an unsharp mask in image processing.
【００５０】ある画素に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓus
は、対象画素を中心とする一辺がａ画素からなる正方形
のマスク内に含まれるオリジナル画像信号Ｓorgの値の
単純平均を計算することによって求めることができる。
マスクサイズ（一辺の画素数ａ）が大きいほど、対象画
素から離れたオリジナル画像信号Ｓorgを含んで平均化
されるために、変調伝達関数の周波数帯が狭くなり、よ
りぼけた画像となる。マスク形状は正方形に限られるも
のではなく、長方形、円形、十字形などを用いることも
できるし、対象画素は必ずしもマスクの中心に無くても
よい。また、演算方法も変調伝達関数が減衰されるなら
ば、単純平均に限られるものではなく、マスク内に含ま
れる画素に対応するオリジナル画像信号Ｓorgの値を用
いた各種の代表値を求める方法を用いることができる。
例えば、各種の加重平均値、メジアン値、モード値など
が挙げられる。図１１Ｂには非鮮鋭マスク信号Ｓusの変
調伝達関数対空間周波数の関係特性例を示している。An unsharp mask signal Sus corresponding to a certain pixel
Can be obtained by calculating a simple average of the values of the original image signal Sorg included in a square mask having one side of the target pixel and a side of a.
The larger the mask size (the number of pixels a on one side) is, the more averaging is performed including the original image signal Sorg far from the target pixel, so that the frequency band of the modulation transfer function becomes narrower, resulting in a more blurred image. The mask shape is not limited to a square, but may be a rectangle, a circle, a cross, or the like, and the target pixel may not necessarily be at the center of the mask. Also, the calculation method is not limited to a simple average if the modulation transfer function is attenuated, and a method of obtaining various representative values using the values of the original image signal Sorg corresponding to the pixels included in the mask is used. Can be used.
For example, various weighted average values, median values, mode values, and the like can be given. FIG. 11B shows an example of a relational characteristic between the modulation transfer function of the unsharp mask signal Sus and the spatial frequency.
【００５１】この非鮮鋭マスクには空間周波数が０．１
サイクル／ｍｍのときに変調伝達関数が０．５以上であ
り、かつ、空間周波数が１０サイクル／ｍｍのときに変
調伝達関数が０．５以下のものが用いられる。これによ
り、関心領域２３に関しての低空間周波数以上の周波数
成分を減衰するようにしたものである。この例で、低空
間周波数とは０．５サイクル／ｍｍ以下の周波数をい
う。The unsharp mask has a spatial frequency of 0.1.
When the modulation transfer function is 0.5 or more at the cycle / mm, and the modulation transfer function is 0.5 or less when the spatial frequency is 10 cycles / mm. As a result, the frequency components of the region of interest 23 that are higher than the low spatial frequency are attenuated. In this example, the low spatial frequency refers to a frequency of 0.5 cycle / mm or less.
【００５２】その後、ステップＰ５で関心領域２３の低
濃度領域で粒状性を抑制するための減衰係数α（Ｓus）
を作成する。この例で減衰係数α（Ｓus）の好ましい値
は０〜１．０であり、画像再生信号Ｓｒはオリジナル画
像信号Ｓorgと非鮮鋭マスク信号Ｓusの中間の周波数応
答を示す。例えば、減衰係数α（Ｓus）を（４）式、す
なわち、 α（Ｓus）＝１．０ （Ｓus≦Ａ1） α（Ｓus）＝−１・（Ｓus−Ａ2）／（Ａ2−Ａ1） （Ａ1＜Ｓus≦Ａ2） α（Ｓus）＝０ （Ａ2＜Ｓus） ・・・・・・（４） により求める。この例では上述の関数形式で示される減
衰係数αをＸ線画像毎に求めた閾値Ａiに基づいて決定
し、その都度、テーブルを作成して使用する。Thereafter, in step P5, an attenuation coefficient α (Sus) for suppressing graininess in the low density region of the region of interest 23.
Create In this example, the preferable value of the attenuation coefficient α (Sus) is 0 to 1.0, and the image reproduction signal Sr shows a frequency response intermediate between the original image signal Sorg and the unsharp mask signal Sus. For example, the damping coefficient α (Sus) is expressed by equation (4), that is, α (Sus) = 1.0 (Sus ≦ A 1 ) α (Sus) = − 1 · (Sus−A 2 ) / (A 2 −A) 1 ) (A 1 <Sus ≦ A 2 ) α (Sus) = 0 (A 2 <Sus) (4) In this example, the attenuation coefficient α expressed in the above function form is determined based on the threshold value Ai obtained for each X-ray image, and a table is created and used each time.
【００５３】このような減衰係数α（Ｓus）が作成され
ると、ステップＰ７ではオリジナル画像信号Ｓorgの補
正処理を行う。この例では減衰係数αを非鮮鋭マスク信
号Ｓusの値の増大に応じて単調減少させ、画像再生信号
Ｓｒを次式（５）、すなわち、 Ｓｒ＝Ｓorg−α（Ｓorg−Ｓus）・・・・・（５） に従って算出する。上述した（５）式の第２項目の括弧
内のオリジナル画像信号Ｓorg及び非鮮鋭マスク信号Ｓu
sに関して、図１１Ｃに変調伝達関数対空間周波数の関
係特性例を示している。When such an attenuation coefficient α (Sus) is created, in step P7, the original image signal Sorg is corrected. In this example, the attenuation coefficient α is monotonously decreased in accordance with the increase in the value of the unsharp mask signal Sus, and the image reproduction signal Sr is expressed by the following equation (5): Sr = Sorg−α (Sorg−Sus)・ Calculate according to (5). The original image signal Sorg and the unsharp mask signal Su in the parentheses of the second item in the above-mentioned equation (5)
Regarding s, FIG. 11C shows an example of a relational characteristic between the modulation transfer function and the spatial frequency.
【００５４】この減衰係数αの単調減少方法は上述した
（４）式に従って行う。この減衰係数α（Ｓus）を単調
減少させると図１０に示すようになる。図１０におい
て、横軸は非鮮鋭マスク信号（レベル：０〜４０９５）
Ｓusであり、縦軸は減衰係数α（Ｓus）である。This method of monotonously decreasing the attenuation coefficient α is performed according to the above-mentioned equation (4). When this attenuation coefficient α (Sus) is monotonously reduced, the result is as shown in FIG. In FIG. 10, the horizontal axis is the unsharp mask signal (level: 0 to 4095)
Sus, and the vertical axis is the attenuation coefficient α (Sus).
【００５５】この減衰係数αはオリジナル画像信号Ｓor
gまたは非鮮鋭マスク信号Ｓusの値の増大に応じて単調
減少させることが望ましい。この理由は、減衰の度合い
に関しては、関心領域２３の注目すべき場所、例えば心
臓部、肺野部などの平均的な濃度変化に応じて強弱を付
けることが好ましく、オリジナル画像信号Ｓorgだけで
は場所的な変化が激しすぎるからである。The attenuation coefficient α is equal to the original image signal Sor
It is desirable that the value be monotonously decreased in accordance with an increase in the value of g or the unsharp mask signal Sus. The reason for this is that it is preferable that the degree of attenuation be adjusted in accordance with the average density change in the region of interest in the region of interest 23, for example, the heart, lung field, etc. This is because dynamic changes are too intense.
【００５６】上述した（５）式より求めた画像再生信号
Ｓｒに関して、図１１Ｄに変調伝達関数対空間周波数の
関係特性例を示している。図１１Ｄの特性例によれば、
画像再生信号Ｓｒに関してオリジナル画像信号Ｓorgの
変調伝達関数対空間周波数の関係特性に比べて、低空間
周波数寄りにシフトさせるような補正することができ
る。FIG. 11D shows an example of the relationship between the modulation transfer function and the spatial frequency for the image reproduction signal Sr obtained from the above equation (5). According to the characteristic example of FIG. 11D,
The image reproduction signal Sr can be corrected so as to shift toward a lower spatial frequency as compared with the relationship between the modulation transfer function of the original image signal Sorg and the spatial frequency.
【００５７】その後、ステップＰ８で画像処理手段５か
らモニタ９やプリンタ１０などにＸ線画像情報Ｓｒが出
力される。これにより、被写体２０の胸部正面Ｘ線画像
２１の関心領域２３の低濃度領域で粒状性を抑制した画
像や、これと共に、その高濃度領域で鮮鋭性を向上させ
た画像を読影することができる。Thereafter, in step P8, the X-ray image information Sr is output from the image processing means 5 to the monitor 9, the printer 10, or the like. Accordingly, it is possible to interpret an image in which the graininess is suppressed in the low-density region of the region of interest 23 in the chest front X-ray image 21 of the subject 20 and an image in which the sharpness is improved in the high-density region. .
【００５８】続いて、Ｘ線画像をハードコピーするため
のプリンタ１０の構成例について説明する。Next, an example of the configuration of the printer 10 for hard copying an X-ray image will be described.
【００５９】上述の画像処理手段５で得られたＸ線画像
情報Ｄｒは、医療診断分野のＭＲ，ＣＴ，ＲＩ等の画像
出力装置として用いられる走査型レーザ露光装置（一般
的な呼称としてレーザーイメージャとも呼ばれる）に出
力される。この例では、走査型レーザ露光装置に入力さ
れたＸ線画像情報Ｓｒにより、レーザービーム強度が変
調され、従来のハロゲン化銀写真感光材料や熱現像ハロ
ゲン化銀感光材料に露光した後に、適切な現像処理過程
を経てＸ線画像のハードコピーが得られる。The X-ray image information Dr obtained by the above-mentioned image processing means 5 is used as a scanning laser exposure device (commonly referred to as a laser imager as an image output device for MR, CT, RI, etc. in the field of medical diagnosis). Also called). In this example, the intensity of the laser beam is modulated by the X-ray image information Sr input to the scanning laser exposure apparatus, and after exposing a conventional silver halide photographic material or a thermally developed silver halide photosensitive material, Through the development process, a hard copy of the X-ray image is obtained.
【００６０】この走査型レーザー露光装置は、レーザー
光源としてルビーレーザー、ＹＡＧレーザー、ガラスレ
ーザーなど固体レーザー；Ｈｅ−Ｎｅレーザー、Ａｒイ
オンレーザー、Ｋｒイオンレーザー、Ｃ０2レーザー、
Ｃ０レーザー、Ｈｅ−Ｃｄレーザー、Ｎ2レーザー、エ
キシマーレーザーなどの気体レーザー；ＩｎＧａＰレー
ザー、ＡｌＧａＡｓレ‐ザー、ＧａＡｓレーザー、Ｉｎ
ＧａＡｓレ‐ザー、ＩｎＡｓＰレーザー、ＣｄＳｎＰ2
レーザー、ＧａＳｂレーザー，ＧａＮレーザーなど半導
体レーザー；化学レーザー、色素レーザーがあげられ
る。This scanning laser exposure apparatus uses a solid-state laser such as a ruby laser, a YAG laser, or a glass laser as a laser light source; a He—Ne laser, an Ar ion laser, a Kr ion laser, a CO 2 laser,
Gas lasers such as C0 laser, He-Cd laser, N 2 laser, excimer laser; InGaP laser, AlGaAs laser, GaAs laser, In
GaAs laser, InAsP laser, CdSnP 2
Semiconductor lasers such as lasers, GaSb lasers, and GaN lasers; chemical lasers and dye lasers.
【００６１】本発明で用いられるハロゲン化銀写真感光
材料はポリエステル、３酢酸アセート、ポリエチレンナ
フタレート、ポリカーボネートそしてポリノルボルネン
系樹脂等の着色あるいは無着色の透明な高分子材料を支
持体に、接着性を付与する下引き層を塗布し、更にその
上に支持体の片面もしくは両面にハロゲン化銀粒子を分
散したゼラチンなどの高分子層（感光層）が塗設され
る。The silver halide photographic light-sensitive material used in the present invention has a color or non-colored transparent polymer material such as polyester, triacetate acetate, polyethylene naphthalate, polycarbonate and polynorbornene resin adhered to a support. And a polymer layer (photosensitive layer) such as gelatin in which silver halide particles are dispersed is coated on one or both sides of the support.
【００６２】片面のみにハロゲン化銀粒子などを含む感
光層が塗設される場合は、該感光層の別の面にハレーシ
ョン防止染料、帯電防止剤、マット剤等を必要に応じて
含むゼラチン層を塗設することができる。この層のゼラ
チンなどの高分子膜は感光材料が環境の湿度変化や水中
での処理中に強いカールを起こさないように、その膜厚
を調整することができる。When a photosensitive layer containing silver halide particles or the like is coated on only one side, a gelatin layer containing an antihalation dye, an antistatic agent, a matting agent and the like as necessary on another side of the photosensitive layer. Can be applied. The thickness of the polymer film such as gelatin in this layer can be adjusted so that the photosensitive material does not undergo a change in environmental humidity or a strong curl during processing in water.
【００６３】上述の感光材料を用いた感光層はハロゲン
化銀粒子を分散する。このハロゲン化銀粒子は沃臭化
銀、臭化銀、塩化銀、塩臭化銀などの組成であって、形
状はサイコロ状、８面体、ジャガイモ状、球状、棒状、
平板状などで、その粒径分布は狭いものから広いものま
で目的によって選択できる。平均粒径は球状のハロゲン
化銀粒子として換算して０．１〜１μｍが好ましい。平
板状の場合は平均アスぺクト比が１００：１〜２：１の
ものを用いることができる。A photosensitive layer using the above-described photosensitive material disperses silver halide grains. The silver halide grains have a composition of silver iodobromide, silver bromide, silver chloride, silver chlorobromide, etc., and are shaped like dice, octahedron, potato, spherical, rod,
The particle size distribution can be selected from a narrow one to a wide one depending on the purpose. The average grain size is preferably from 0.1 to 1 μm in terms of spherical silver halide grains. In the case of a flat plate, those having an average aspect ratio of 100: 1 to 2: 1 can be used.
【００６４】この例では、ハロゲン化銀粒子の内部と表
面のハロゲン組成の異なる多重層構造のコア／シェル型
粒子を用いることが好ましい。このハロゲン化銀粒子の
製造方法は特開昭５９−１７７５３５号、同５９−１７
８４４号、同６０−３５７２６、同６０−１４７７２７
号等を参考にすることができる。In this example, it is preferable to use a core / shell type grain having a multilayer structure in which the halogen composition is different between the inside and the surface of the silver halide grain. The method for producing silver halide grains is described in JP-A-59-177535 and JP-A-59-17.
No. 844, No. 60-35726, No. 60-147727
No. etc. can be referred to.
【００６５】これらのハロゲン化銀粒子はハイポやセレ
ン化合物、テルル化合物そして金化合物を用いて化学増
感することが好ましく、ハロゲン化銀粒子生成時にイリ
ジウム化合物やその他、貴金属イオン、そして増感色素
を添加することができる。感光材料に用いられる増感色
素の分光極大波長は５００〜１５００ｎｍであり、シア
ニン色素やメロシアニン色素が―般に用いられ、その構
造等については、例えばＣ．Ｅ．Ｋ．Ｍｅｅｓ，Ｔ．
Ｈ．Ｊａｍｅｓ著、The Theory of the Photographic P
rocess，第３版１９８〜２０１ぺージ（マクミラン、ニ
ューヨーク、１９８６）に記載されている。These silver halide grains are preferably chemically sensitized using hypo, selenium compounds, tellurium compounds and gold compounds. When silver halide grains are formed, an iridium compound, other noble metal ions, and a sensitizing dye are used. Can be added. The spectral maximum wavelength of the sensitizing dye used in the light-sensitive material is from 500 to 1500 nm, and cyanine dyes and merocyanine dyes are generally used. E. FIG. K. Mees, T .;
H. James, The Theory of the Photographic P
rocess, Third Edition, 198-201 (Macmillan, New York, 1986).
【００６６】また、感光層に保存中や現像処理中のカプ
リ上昇を抑制する種々の含窒素有機化合物や硫黄原子を
含有するメルカプト化合物を含有することが好ましい。
さらに感光層中にイラジエイションを防止する染料を含
有することができる。また現像処理後の膜面に凹凸を与
えて外光の反射を抑えるための非感光性のハロゲン化銀
粒子を含有することができる。It is preferred that the photosensitive layer contains various nitrogen-containing organic compounds or sulfur atom-containing mercapto compounds which suppress the rise of Capri during storage or development.
Further, a dye for preventing irradiation can be contained in the photosensitive layer. Further, non-photosensitive silver halide grains for suppressing the reflection of external light by imparting irregularities to the film surface after the development processing can be contained.
【００６７】この感光層の上層には感光層を保護するゼ
ラチン保護層を塗設することができ、該層には目的に応
じて帯電防止剤、マット剤、スべリ剤などを含有せしめ
ることができる。そして感光層ならびにその保護層中に
ゼラチン鎖を架橋して膜面を強化する硬膜剤を含有する
ことが好ましい。A gelatin protective layer for protecting the photosensitive layer can be coated on the upper layer of the photosensitive layer, and the layer may contain an antistatic agent, a matting agent, a slipper or the like according to the purpose. Can be. It is preferred that the photosensitive layer and its protective layer contain a hardening agent which crosslinks gelatin chains to strengthen the film surface.
【００６８】本発明のハロゲン化銀感光材料は自動現像
機を用いて現像処理することが好ましく、処理時間（Dr
y to Dry）は１０秒〜２１０秒で処理することができ
る。自動現像機で用いる現像液には現像主薬として特開
平４−１５４６４１、特開平４−１６８４１号記載のジ
ヒドロキシべンゼン類や３−ピラゾリドン類、またアス
コルビン酸類を用いることが好ましい。保恒剤として亜
硫酸塩、アルカリ剤として水酸化塩や炭酸塩が特開昭６
１−２８７０８号や特開昭６０−９３４３９号記載の緩
衝剤と共に用いられる。The silver halide light-sensitive material of the present invention is preferably developed using an automatic developing machine, and the processing time (Dr.
y to Dry) can be processed in 10 to 210 seconds. It is preferable to use dihydroxybenzenes, 3-pyrazolidones and ascorbic acids described in JP-A-4-154641 and JP-A-4-16841 as a developing agent in a developer used in an automatic developing machine. Sulfites as preservatives and hydroxides and carbonates as alkaline agents are disclosed in
It is used together with a buffer described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 1-27088 or JP-A-60-93439.
【００６９】溶解助剤としてはグリコール類、銀スラッ
ジ防止剤としてはスルフィド、ジスルフィルド化合物や
トリアジンが用いられる。有機抑制剤はアゾール系有機
防止剤、無機抑制剤は臭化カリウムなどＬ．Ｆ．Ａ．メ
イソン著「フォトグラフィック・プロセッシング・ケミ
ストリー」フォーカルプレス社刊（１９６６年）の２２
６〜２２９ぺージ記載の化合物を用いることができる。Glycols are used as dissolution aids, and sulfides, disulfide compounds and triazines are used as silver sludge inhibitors. The organic inhibitor is an azole-based organic inhibitor, and the inorganic inhibitor is potassium bromide or the like. F. A. Mason, "Photographic Processing Chemistry," Focal Press (1966), 22
Compounds described on pages 6 to 229 can be used.
【００７０】また、有機キレート剤、ジアルデヒド系現
像硬膜剤を含むことができる。現像処理をするときの現
像液の補充量は５−１５ｍｌ／４つ切り１枚が好まし
い。定着液としては当業界で一般に用いられている定着
素材を含むことができ、キレート剤や定着硬膜剤、そし
て定着促進剤を含むことができる。Further, it may contain an organic chelating agent and a dialdehyde-based developing hardener. The replenishment amount of the developing solution during the development processing is preferably 5 to 15 ml / one sheet. The fixing solution may include a fixing material generally used in the art, and may include a chelating agent, a fixing hardener, and a fixing accelerator.
【００７１】特開平９−３１１４０７号記載の、上記の
ようなウエット処理を行わずに熱現像を行うハロゲン化
銀感材を用いることができる。この感光材料は支持体上
に少なくとも１層の感光層を有し、有機銀塩、感光性ハ
ロゲン化銀粒子、銀イオンのための還元剤及びバインダ
イーを含有する熱現像感光材料である。A silver halide light-sensitive material described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-31407, which performs heat development without performing the above-mentioned wet treatment, can be used. This photosensitive material has at least one photosensitive layer on a support and is a photothermographic material containing an organic silver salt, photosensitive silver halide grains, a reducing agent for silver ions, and a bindery.
【００７２】この感光材料のハロゲン化銀粒子の組成は
沃臭化銀、臭化銀、塩臭化銀もしくは臭化銀であり、立
方体、８面体、球形、ジャガイモ状で平均粒径は球形粒
子として換算して０．２〜０．０１０μｍが好ましい。The composition of silver halide grains of this light-sensitive material is silver iodobromide, silver bromide, silver chlorobromide or silver bromide, and is cubic, octahedral, spherical or potato-like, and has an average particle diameter of spherical grains. 0.2 to 0.010 μm is preferable.
【００７３】更にハロゲン化銀粒子にハイポやセレンそ
して金化合物で化学増感を施し、４００〜１５００ｎｍ
に感色性を付与する分光増感色素を用いることが好まし
い。本感光材料では感材の保存中のカプリの上昇を抑制
するために有機カルボン酸塩やイソシアネート化合物を
含有することが好ましい。この感光材料に用いる有機銀
塩は炭素数が１０〜３０の長鎖カルボン酸銀塩が好まし
い。その例としてベへン酸銀、ステアリン酸銀、オレイ
ン酸銀、ラウリン酸銀、カプロン酸銀、ミリスチン酸
銀、パルミチン酸銀、マレイン酸銀、フマル酸銀、酒石
酸銀、リノール酸銀、酪酸銀及び樟脳酸銀及びこの混合
物である。Further, the silver halide grains were subjected to chemical sensitization with hypo, selenium and a gold compound, and
It is preferable to use a spectral sensitizing dye that imparts color sensitivity to the dye. The light-sensitive material of the present invention preferably contains an organic carboxylate or an isocyanate compound in order to suppress an increase in capri during storage of the light-sensitive material. The organic silver salt used in the light-sensitive material is preferably a long-chain carboxylic acid silver salt having 10 to 30 carbon atoms. Examples include silver behenate, silver stearate, silver oleate, silver laurate, silver caproate, silver myristate, silver palmitate, silver maleate, silver fumarate, silver tartrate, silver linoleate, silver butyrate And silver camphorate and mixtures thereof.
【００７４】有機銀塩のための還元剤はフェニドンやハ
イドロキノンなどのジヒドロキシべンゼン類が用いられ
る。その外に広範囲の還元剤を用いることができ、例え
ばアミドオキシム類、アジン類、脂肪族カルボン酸アリ
ールヒドロアジドとアスコルビン酸との組合せなどであ
る。As the reducing agent for the organic silver salt, dihydroxybenzenes such as phenidone and hydroquinone are used. In addition, a wide variety of reducing agents can be used, for example, amide oximes, azines, combinations of aryl carboxylic acid aryl hydroazides and ascorbic acid.
【００７５】また、該感材の感光層の上に保護膜を塗設
することが好ましく、この保護膜には帯電防止剤やマッ
ト剤、スべリ剤などを目的に応じて添加することができ
る。これら感光層及ぴ保護層は、接着性を付与する下引
き層を塗布したポリエステル、３酢酸アセート、ポリエ
チレンナフタレート、ポリカーボネートそしてポリノル
ポルネン系樹脂等の着色あるいは無着色の透明な高分子
材料を支持体に上に塗設する。感光層の塗布をしていな
い支持体上にハレーション防止染料やマット剤、帯電防
止剤を含有したバッキング層を塗布することが好まし
い。該感光材料は走査型レーザ露光装置を用いて画像信
号が露光され、そして８０℃以上２００℃以下で熱現像
が行われる。Further, it is preferable to coat a protective film on the photosensitive layer of the light-sensitive material. An antistatic agent, a matting agent, a sliding agent and the like may be added to the protective film according to the purpose. it can. The photosensitive layer and the protective layer are made of a colored or non-colored transparent polymer material such as polyester, triacetate acetate, polyethylene naphthalate, polycarbonate, and polynorpolene resin coated with a subbing layer for providing adhesion. Is applied on top. It is preferable to apply a backing layer containing an antihalation dye, a matting agent, and an antistatic agent on a support on which the photosensitive layer is not applied. The photosensitive material is exposed to an image signal using a scanning laser exposure apparatus, and is subjected to thermal development at a temperature of 80 ° C. or more and 200 ° C. or less.
【００７６】次に、ドライ感材を用いる例について説明
する。Next, an example in which a dry photosensitive material is used will be described.
【００７７】本記録システム１００で得られたＸ線画像
情報Ｄｒは、例えば特開平８−２８２０９９号に記載さ
れている走査型レーザ露光装置に適用できる。この例で
は、Ｘ線画像情報Ｄｒに基づいて高密度レーザービーム
で露光して、顕色成分を有する転写層から受容層に転写
することにより、ハードコピーを得ることができる。こ
の走査型レーザー露光装置は、レーザー光源としてルビ
ーレーザー、ＹＡＧレーザー、ガラスレーザーなど固体
レーザー；ＨｅーＮｅレーザー、Ａｒイオンレーザー、
Ｋｒイオンレーザー、Ｃ０2レーザー、Ｃ０レーザー、
ＨｅーＣｄレーザー、Ｎ2レーザー、エキシマーレーザ
ーなどの気体レーザー；ＩｎＧａＰレーザー、ＡｌＧａ
Ａｓレーザー、ＧａＡｓレーザー、ＩｎＧａＡｓレーザ
ー、ＩｎＡｓＰレーザー、ＣｄＳｎＰ2レーザー、Ｇａ
Ｓｂレーザー，ＧａＮレーザーなど半導体レーザー；化
学レーザー、色素レーザーがあげられる。レーザー光の
波長は４００〜１２００ｎｍ程度である。The X-ray image information Dr obtained by the recording system 100 can be applied to, for example, a scanning laser exposure apparatus described in JP-A-8-282099. In this example, a hard copy can be obtained by exposing with a high-density laser beam based on the X-ray image information Dr and transferring from a transfer layer having a developed color component to a receiving layer. This scanning laser exposure apparatus uses a solid-state laser such as a ruby laser, a YAG laser, or a glass laser as a laser light source; a He—Ne laser, an Ar ion laser,
Kr ion laser, C0 2 laser, C0 laser,
Gas lasers such as He-Cd laser, N 2 laser, excimer laser; InGaP laser, AlGa
As laser, GaAs laser, InGaAs laser, InAsP laser, CdSnP 2 laser, Ga
Semiconductor lasers such as Sb laser and GaN laser; chemical lasers and dye lasers. The wavelength of the laser light is about 400 to 1200 nm.
【００７８】これに使用する感光材料は３つの支持体か
ら構成される。第１の支持体上に顕色成分を設けた転写
材料と、第３の支持体を有した剥離材料を転写層と対面
するように設け、第１の支持体側から高密度エネルギー
光を像様に露光することによって、露光部分の支持体と
転写層の結合力をアブレーションによって低下させ、単
車材料と剥離材料を引き離して、転写層の露光部を剥離
材料上に転写した後、剥離材料の露光部の転写層と、第
２の支持体上に発色成分を含有する受容層を有した受容
材料の受容層がわと重ね合わせ画像を形成することを特
徴とする。The light-sensitive material used for this is composed of three supports. A transfer material having a developed component provided on a first support and a release material having a third support are provided so as to face the transfer layer, and high-density energy light is imagewise formed from the first support side. After the exposure, the bonding strength between the support and the transfer layer in the exposed portion is reduced by ablation, the motorcycle material and the release material are separated, and the exposed portion of the transfer layer is transferred onto the release material. And a receiving layer of a receiving material having a receiving layer containing a color-forming component on a second support to form an image by superimposing on the side.
【００７９】ここでいうアブレーションとは、画像露光
部分の転写層の破壊は起こらず、支持体と転写層間の結
合力のみが低下するあるいはなくなる、あるいは画像露
光部分の転写層の一部が熱破壊して飛散する等のほか
に、画像露光部分の転写層に亀裂が生じるまでの現象を
いう。Ablation here means that the transfer layer in the image-exposed portion does not break, and only the bonding force between the support and the transfer layer is reduced or eliminated, or a portion of the transfer layer in the image-exposed portion is thermally broken. In addition to scattering and the like, it refers to a phenomenon until a crack occurs in the transfer layer of the image exposed portion.
【００８０】この際の画像形成に関しては、潜像形成時
または潜像形成後に発色成分と顕色成分を混合させるこ
とにより行われ、更に加熱または加圧することが好まし
い。この加熱手段にはオーブン、サーマルへッド、ヒー
トロール、ホットスタンプ、熱ぺン等温度のみをかける
ものでも、温度をかけると同時に圧力をかけるものでも
よい。第１層の顕色成分は例えば有機還元剤で第２の支
持体の発色成分は有機還元剤により発色する銀源であ
る。The image formation at this time is performed by mixing the color-developing component and the developing component at the time of forming the latent image or after the formation of the latent image, and it is preferable to further apply heat or pressure. The heating means may be a means for applying only a temperature such as an oven, a thermal head, a heat roll, a hot stamp, a hot water, or a means for applying pressure simultaneously with applying the temperature. The color developing component of the first layer is, for example, an organic reducing agent, and the color forming component of the second support is a silver source that is colored by the organic reducing agent.
【００８１】有機還元剤は例えばスクシンイミド、フタ
ルイミド、２−メチルスクシンイミド、ジチオウラシ
ル、５−メチル−５−ｎ−ぺンチルヒダトイン、フタル
イミド等があげられる。銀源としては脂肪族カルボン酸
との銀塩（例えばべへン酸銀、ステアリン酸銀、オレイ
ン酸銀、ラウリン酸銀などである。Examples of the organic reducing agent include succinimide, phthalimide, 2-methylsuccinimide, dithiouracil, 5-methyl-5-n-pentylhydatoin, phthalimide and the like. Silver sources include silver salts with aliphatic carboxylic acids (eg, silver behenate, silver stearate, silver oleate, silver laurate, and the like).
【００８２】またこの例では特開平９−１８８０７３号
記載の熱転感熱記録方法を用いることができる。熱転写
シートの染料層面と熱転写受像シートの受容層面とが接
するように向かい合わせ、染料層と受容層の界面にサー
マルへッド等の加熱印加手段により、画像情報に応じた
熱エネルギーを与えることにより、染料層中の染料を受
容層に移行させる。In this example, a thermal transfer heat recording method described in JP-A-9-188073 can be used. The dye layer surface of the thermal transfer sheet and the receptor layer surface of the thermal transfer image receiving sheet face each other so as to be in contact with each other, and by applying heat energy according to image information to the interface between the dye layer and the receptor layer by a heating application means such as a thermal head. The dye in the dye layer is transferred to the receiving layer.
【００８３】さらに移行した後に熱転写シートの背面側
からサーマルへッド等の加熱印加手段により所定の熱エ
ネルギーを与えることにより、未反応染料の定着を行
う。染料層の熱移行性の染料の具体例は例えば特開昭５
９−７８８９３号、同５９−１０９０９３９４号、同６
０−２３９８号の公開公報に記戴されているものをあげ
ることができる。染料層に用いられるバインダー樹脂の
代表例はセルロース系、ポリアクリル酸系、ポリビニル
アルコール系などから選ぶことができる。受容層は昇華
染料が染着しやすい樹脂が選ばれ、例えばポリオレフィ
ン樹脂、ポリ塩化ビニル樹脂、ポリ塩化ビニリデン樹脂
などから選ぶことができる。After the transfer, the unreacted dye is fixed by applying a predetermined heat energy from the back side of the thermal transfer sheet by a heating application means such as a thermal head. Specific examples of the heat transferable dye in the dye layer are described in, for example,
Nos. 9-78893, 59-10909394, 6
No. 0-2398 can be mentioned. Representative examples of the binder resin used for the dye layer can be selected from cellulose, polyacrylic acid, polyvinyl alcohol, and the like. For the receiving layer, a resin to which a sublimation dye is easily dyed is selected, and for example, a polyolefin resin, a polyvinyl chloride resin, a polyvinylidene chloride resin, or the like can be selected.
【００８４】さらにピエゾ効果などにより、入力する画
像信号に基づいてインク微粒子を像様に射出して画像を
形成する、いわゆるインクジェットによって画像を出力
することが可能であり、さらにＸ線画像情報Ｄｒを光信
号に置き換えて、トナーによる画像を形成するゼログラ
フィのひとつである、いわゆるデジタルコピアーにより
画像を出力することができる。Further, it is possible to output an image by so-called ink jet, which forms an image by ejecting ink fine particles imagewise based on an input image signal by a piezo effect or the like. An image can be output by a so-called digital copier, which is one of xerography methods for forming an image using toner instead of an optical signal.
【００８５】続いて、コリメータ１６を備えたＸ線画像
形成システム１００の応用例について、図面を参照しな
がら説明をする。Next, an application example of the X-ray image forming system 100 including the collimator 16 will be described with reference to the drawings.
【００８６】図１２は本発明の実施例としての据置型立
位式のマンモグラフィ撮影システム２００の構成を示す
概念図である。この例では図１に示したＸ線画像形成シ
ステム１００が応用される。なお、実施の形態で説明し
た同じ名称のものは同じ機能を有するため、その説明を
省略する。FIG. 12 is a conceptual diagram showing the configuration of a stationary standing type mammography imaging system 200 as an embodiment of the present invention. In this example, the X-ray image forming system 100 shown in FIG. 1 is applied. Note that the components having the same names described in the embodiments have the same functions, and the description thereof will be omitted.
【００８７】このＸ線撮影システム２００は受診者が立
った状態で***Ｘ線撮影が行われるものであって、図１
２に示す「コ」の字形状をした***Ｘ線撮影部２０１と
ボックス形状の本体部２０２とを有している。***Ｘ線
撮影部２０１の上部にはＸ線管装置部２０３が設けら
れ、このＸ線管装置部２０３にはＸ線管８１が取付けら
れている。このＸ線管８１の出射面側にはコリメータ１
６が取り付けられ、Ｘ線管１から放射されたＸ線が平行
Ｘ線ビームＬ０に成形される。This X-ray imaging system 200 performs mammography with the examinee standing, and is shown in FIG.
2 has a U-shaped mammography unit 201 and a box-shaped main unit 202. An X-ray tube unit 203 is provided above the breast X-ray imaging unit 201, and an X-ray tube 81 is attached to the X-ray tube unit 203. The collimator 1 is located on the exit surface side of the X-ray tube 81.
6 is attached, and the X-ray emitted from the X-ray tube 1 is shaped into a parallel X-ray beam L0.
【００８８】***Ｘ線撮影部２０１の下部にはセンサ載
置部２０５が設けられ、本例ではＦＰＤ８４が取付けら
れる。この実施例で***Ｘ線撮影の際に、受診者の***
（被写体）を透過した平行Ｘ線ビームＬ０によるＸ線光
子が各画素毎に受けられ、オリジナル画像信号Ｓorgに
変換される。ＦＰＤ８４の内部構造については図２で説
明したＦＰＤ４と同様である。A sensor mounting portion 205 is provided below the mammography unit 201, and the FPD 84 is mounted in this example. In this embodiment, at the time of mammography, an X-ray photon by a parallel X-ray beam L0 transmitted through the breast (subject) of the examinee is received for each pixel, and is converted into an original image signal Sorg. The internal structure of the FPD 84 is the same as that of the FPD 4 described with reference to FIG.
【００８９】この***Ｘ線撮影部２０１の中央部には上
下に移動が可能な***圧迫器２０４が設けられ、Ｘ線撮
影の際に、受診者の***がＦＰＤ８４上に置かれた状態
でその***の上から下へ圧迫される。この圧迫は撮像領
域を広げるためである。***圧迫器２０４が設けられた
***Ｘ線撮影部２０１は本体部２０２に取付けられた撮
影部保持部材２０６に係合されている。At the center of the breast X-ray imaging unit 201, a breast compressor 204 that can move up and down is provided. At the time of X-ray imaging, the breast of the examinee is placed on the FPD 84 with the breast placed thereon. It is pressed down from the top of the breast. This compression is for expanding the imaging area. The breast X-ray imaging unit 201 provided with the breast compressor 204 is engaged with an imaging unit holding member 206 attached to the main body 202.
【００９０】また、本体部２０２には例えば***Ｘ線撮
影部２０１と反対側に操作盤２０７が設けられ、この操
作盤２０７にはキーボードなどの入力ツール８８が備え
られ、受診者の***Ｘ線撮影画像に関して撮影日時、病
院識別番号、年齢及び性別などの固体識別情報ＩＤなど
が入力される。この操作盤２０７の下部には棚が設けら
れ、この棚には画像処理プロセッサ８５が設けられ、Ｆ
ＰＤ８４からのオリジナル画像信号Ｓorgが画像処理さ
れて、受診者の***Ｘ線撮影画像が再生される。この画
像処理プロセッサ８５の隣には、メモリ装置８７が設け
られ、画像処理プロセッサ８５からＸ線画像情報Ｓｒが
記録される。メモリ装置８７には光磁気ディスクが使用
される。この棚の下には、高電圧発生装置８２及びＸ線
制御装置８３が取付けられ、所望のＸ線発生電圧がＸ線
管装置部２０３に供給される。Further, for example, an operation panel 207 is provided on the opposite side of the main body section 202 from the breast X-ray imaging section 201, and the operation panel 207 is provided with an input tool 88 such as a keyboard. Regarding the photographed image, a photographing date and time, a hospital identification number, and individual identification information ID such as age and gender are input. A shelf is provided below the operation panel 207, and an image processor 85 is provided on the shelf.
The original image signal Sorg from the PD 84 is subjected to image processing, and a mammogram image of the examinee is reproduced. A memory device 87 is provided next to the image processor 85, and X-ray image information Sr is recorded from the image processor 85. A magneto-optical disk is used for the memory device 87. Below this shelf, a high-voltage generator 82 and an X-ray controller 83 are attached, and a desired X-ray generation voltage is supplied to the X-ray tube unit 203.
【００９１】上述の操作盤２０７の上方にも棚が設けら
れ、この棚にはモニタ８９が取付けられ、受診者のＸ線
画像情報Ｄｒに基づいてその受診者の***Ｘ線画像が撮
影とほぼ同時に表示される。モニタ８９にはＣＲＴや液
晶ディスプレイが使用され、上述のＸ線画像情報Ｓｒが
固体識別情報ＩＤと共にモニタ８９に表示される。A shelf is also provided above the operation panel 207, and a monitor 89 is mounted on this shelf. Based on the X-ray image information Dr of the examinee, a breast X-ray image of the examinee is almost taken. Displayed at the same time. As the monitor 89, a CRT or a liquid crystal display is used, and the above-mentioned X-ray image information Sr is displayed on the monitor 89 together with the individual identification information ID.
【００９２】このモニタ８９上にも棚が設けられ、この
棚には例えば、インクジエットプリンタ９０が取付けら
れ、受診者のＸ線画像情報Ｄｒに基づいてその受診者の
Ｘ線撮影画像がプリントアウトできるようになされてい
る。例えば、Ｘ線画像情報Ｄｒが固体識別情報ＩＤと共
にメモリ装置８７から読み出され、受診者のＸ線画像と
共に撮影日時、病院識別番号、年齢及び性別などがハー
ドコピーの状態で転写紙に焼き付けられる。A shelf is also provided on the monitor 89, and an ink jet printer 90 is attached to the shelf, for example, and an X-ray photographed image of the examinee is printed out based on the X-ray image information Dr of the examinee. It has been made possible. For example, the X-ray image information Dr is read out from the memory device 87 together with the individual identification information ID, and the date and time of photographing, the hospital identification number, the age and the gender, etc., together with the X-ray image of the examinee are printed on the transfer paper in a hard copy state. .
【００９３】続いて、図１３及び図１４を参照しなが
ら、据置型立位式のマンモグラフィ撮影システム２００
による撮影動作を説明する。この例で、受診者は本シス
テム２００に対して立った状態で***Ｘ線撮影が行われ
る。Next, referring to FIGS. 13 and 14, a stationary standing type mammography imaging system 200 will be described.
Will be described. In this example, the examinee performs mammography while standing on the system 200.
【００９４】まず、受診者は本システム２００の所定の
位置に立ち、***をＦＰＤ８４の所定の位置に載せる。
次に、図１３に示す***圧迫器２０４で***の上からＦ
ＰＤ８４の方に圧迫する。この状態で***のＸ線撮影を
行う。撮影条件はＸ線発生電圧を２５ｋＶｐとし、照射
時間を１／２秒とし、電流は５０ｍＡｓ程度とする。Ｘ
線管８１とＦＰＤ８４との間は０．５ｍ程度を保つ。First, the examinee stands at a predetermined position of the present system 200, and places the breast on the predetermined position of the FPD 84.
Next, the breast compressor 204 shown in FIG.
Pressure is applied to PD84. X-ray imaging of the breast is performed in this state. The imaging conditions are such that the X-ray generation voltage is 25 kVp, the irradiation time is 1/2 second, and the current is about 50 mAs. X
The distance between the wire tube 81 and the FPD 84 is maintained at about 0.5 m.
【００９５】この際に、Ｘ線制御装置８３はＡＣ１００
Ｖを受けて高電圧発生装置８２を介在し所定エネルギー
のＸ線１５が得られるようにＸ線発生電圧を昇圧する。
その後、Ｘ線照射オンによってＸ線管８１から放射され
たＸ線１５がコリメータ１６によって平行Ｘ線ビームＬ
０に成形され、この平行Ｘ線ビームＬ０が受診者の***
へが照射される。この平行Ｘ線ビームＬ０が放射される
と、***の下面に配置されたＦＰＤ８４によって、***
を透過したＸ線光子が各画素毎に受けられ、オリジナル
画像信号Ｓorgに直接変換される。At this time, the X-ray controller 83
In response to V, the X-ray generation voltage is increased through the high voltage generator 82 so that the X-rays 15 having a predetermined energy can be obtained.
Thereafter, the X-rays 15 emitted from the X-ray tube 81 when the X-ray irradiation is turned on are converted into the parallel X-ray beam L
0, and the parallel X-ray beam L0 irradiates the breast of the examinee. When the parallel X-ray beam L0 is emitted, the X-ray photons transmitted through the breast are received for each pixel by the FPD 84 disposed on the lower surface of the breast, and are directly converted into the original image signal Sorg.
【００９６】ＦＰＤ８４からのオリジナル画像信号Ｓor
gは画像処理プロセッサ８５で画像処理された後にＸ線
画像情報Ｓｒとなってモニタ８９に出力される。これに
より、撮影直後にモニタ８９に図１４に示すような***
Ｘ線撮影画像３００が表示され、乳ガンの癌腫である石
灰化画像３０１をスキンライン内の画像領域で確認する
ことができる。その後、受診者の氏名、年齢、病院識別
番号、撮影日時などを入力ツール８８で入力する。これ
らの情報と共に、Ｘ線画像情報Ｄｒをメモリ装置８７に
登録する。無線設備などを使用せずに、メモリ装置８７
にＸ線画像情報Ｄｒを記録するようにしたのは、病院内
では電磁波が医用機器を誤動作させるからである。The original image signal Sor from the FPD 84
The g is output to the monitor 89 as X-ray image information Sr after image processing by the image processor 85. As a result, a mammogram X-ray image 300 as shown in FIG. 14 is displayed on the monitor 89 immediately after the imaging, and the calcified image 301, which is a carcinoma of breast cancer, can be confirmed in the image area within the skin line. Thereafter, the name, age, hospital identification number, date and time of photographing, and the like of the examinee are input using the input tool 88. The X-ray image information Dr is registered in the memory device 87 together with these pieces of information. The memory device 87 can be used without using radio equipment.
The reason why the X-ray image information Dr is recorded is that electromagnetic waves in a hospital cause medical equipment to malfunction.
【００９７】このように本発明の実施例によれば、平行
Ｘ線ビームＬ０がＦＰＤ８４の受け面に対して垂直に当
たるように、コリメータ１６をＦＰＤ８４の前面に配置
したので、受診者２０の***内部にもＸ線平行ビームＬ
０を垂直に透過させることができる。As described above, according to the embodiment of the present invention, the collimator 16 is arranged on the front surface of the FPD 84 so that the parallel X-ray beam L0 is perpendicular to the receiving surface of the FPD 84. X-ray parallel beam L
0 can be transmitted vertically.
【００９８】このため、受診者２０の***を透過したＸ
線光子をＦＰＤ８４内で効率良く電気信号に変換するこ
とができる。これにより、スクリーンフィルム系のＸ線
画像形成システム（マンモグラフィ画像の３ｌｐ・ｍｍ
で変調伝達関数ＭＦＴが８０％）に比べてより鮮鋭性の
高いＸ線画像情報（ＭＴＦが９０％以上）を取得するこ
とができる。Therefore, X transmitted through the breast of the examinee 20
Line photons can be efficiently converted into electric signals in the FPD 84. Thereby, a screen film type X-ray image forming system (3 lp · mm of a mammographic image)
Thus, it is possible to acquire X-ray image information (MTF is 90% or more) with higher sharpness as compared with the case where the modulation transfer function MFT is 80%.
【００９９】しかも、Ｘ線撮影とほぼ同時に、受診者２
０の***のＸ線撮影画像を読影することができる。この
例では受診者の固体識別情報ＩＤと共にＸ線画像情報Ｓ
ｒをメモリ装置８７から読み出し、これらの情報に基づ
いてインクジェットプリンタ９０により***Ｘ線撮影画
像を得ることができ、医師による診断を効率良く行うこ
とができる。In addition, almost simultaneously with the X-ray photography, the patient 2
The X-ray image of the breast 0 can be interpreted. In this example, the X-ray image information S together with the individual identification information ID of the patient
r is read from the memory device 87, and a mammographic image can be obtained by the inkjet printer 90 based on the information, so that a doctor can efficiently perform a diagnosis.
【０１００】従って、鮮鋭性の非常に高いＸ線画像が再
生可能な据置型立位式のマンモグラフィ撮影システム２
００を提供できる。Therefore, a stationary type mammography system 2 capable of reproducing an X-ray image having extremely high sharpness is provided.
00 can be provided.
【０１０１】この例では受診者の***に対して上方から
下方へ平行Ｘ線ビームＬ０を照射する場合について説明
したが、これに限らず、受診者が立ったままの状態で、
その***を例えば右方向から左方向へ平行Ｘ線ビームＬ
０を照射するようにしてもよい。In this example, the case where the examinee's breast is irradiated with the parallel X-ray beam L0 from above to below has been described. However, the present invention is not limited to this.
For example, a parallel X-ray beam L from the right to the left
0 may be emitted.
【０１０２】この場合には、***Ｘ線撮影部２０１に軸
部２０８を取付け、撮影部保持部材２０６に回転可能な
ように係合し、上からの撮影が終了した時点で、***Ｘ
線撮影部２０１を本体部２０２に対して９０゜だけ回転
した位置で撮影を継続すればよい。このような構成を採
ると、図１４に示した上部からの***Ｘ線撮影画像に加
えて、側部からの***Ｘ線撮影画像を取得することがで
きる。より一層、石灰化画像３０１を検出し易くなる。In this case, the shaft 208 is attached to the breast X-ray imaging unit 201, rotatably engaged with the imaging unit holding member 206, and when imaging from above is completed, the breast X
Imaging may be continued at a position where the line imaging unit 201 is rotated by 90 ° with respect to the main unit 202. With such a configuration, in addition to the mammography image from the top shown in FIG. 14, a mammography image from the side can be acquired. The calcified image 301 is more easily detected.
【０１０３】上述した早期乳ガンの検出手段としてのマ
ンモグラフィ撮影システム２００では、従来からの視
診、触診に比べて検出率が４倍ほど高くなることが分か
り、その重要性は非常に高い。乳ガンの早期において
は、幅が１ｍｍ以下と非常に小さなカルシウム沈着が乳
腺に生じる。このような小さなカルシウム沈着による石
灰化画像３０１をマンモグラフィ撮影システム２００で
検出することにより、早期乳ガン検出を行うことができ
る。この石灰化画像３０１は、その周辺のＸ線画像を白
黒階調で示したとき、筋肉などの光学濃度「１」程度の
中に埋もれているものである。この微細な白色の石灰化
画像３０１をクリアに描出するためには、マンモグラフ
ィ撮影システム２００に対して特徴的な濃度特性曲線が
要求される。この特性曲線はウエッジ画像によって得ら
れ、その濃度特性曲線は図１５に示される。In the mammography imaging system 200 as the means for detecting an early breast cancer described above, it is understood that the detection rate is about four times higher than that of the conventional inspection and palpation, and its importance is very high. In the early stages of breast cancer, very small calcium deposits, less than 1 mm wide, occur in the mammary glands. By detecting the calcified image 301 due to such small calcium deposition by the mammography imaging system 200, early breast cancer detection can be performed. The calcified image 301 is buried in the optical density “1” of muscle or the like when the surrounding X-ray image is shown in black and white gradation. In order to clearly render this fine white calcified image 301, a characteristic density characteristic curve is required for the mammography imaging system 200. This characteristic curve is obtained by a wedge image, and its density characteristic curve is shown in FIG.
【０１０４】この実施の形態では、ハロゲン化銀感光材
料を用いたプリンタ１０が設けられ、このプリンタ１０
に被写体２０のＸ線画像情報Ｄｒを与えてハロゲン化銀
感光材料を露光した後に現像すると、所定濃度特性のウ
エッジ画像が得られる。In this embodiment, a printer 10 using a silver halide photosensitive material is provided.
Then, when the X-ray image information Dr of the subject 20 is given and the silver halide photosensitive material is exposed and then developed, a wedge image having a predetermined density characteristic is obtained.
【０１０５】このときに、ウエッジ画像から得られた図
１５に示す濃度特性曲線において、その最低濃度に０．
２５を加えた点と、該ウエッジ画像の最低濃度に２．０
を加えた点とを結ぶ平均階調が２．８〜３．６で、か
つ、ウエッジ画像の最低濃度に０．２５を加えた点と、
その最低濃度に０．５を加えた点とを結ぶ平均階調が
１．９以上で、かつ、ウエッジ画像の最高濃度が２．８
〜４．５となるようにしたものである。At this time, in the density characteristic curve obtained from the wedge image shown in FIG.
25 and the lowest density of the wedge image is 2.0
A point obtained by adding an average gradation of 2.8 to 3.6 connecting the point to which the point is added, and adding 0.25 to the minimum density of the wedge image;
The average tone connecting the point obtained by adding 0.5 to the minimum density is 1.9 or more, and the maximum density of the wedge image is 2.8.
４4.5.
【０１０６】図１５において、横軸は露光量の逆数を対
数で表示したものであり、露光量は照度Ｉと照射時間Ｔ
の積（Ｉ×Ｔ）である。ここでは露光量の逆数の相対値
を示している。縦軸はＸ線画像の黒化（白黒）濃度であ
り、単位は光学濃度（Optical Density）である。ここ
で、入射光量をＩ0とし、透過光量をＩとすると、光学
濃度ＯＤは、 ＯＤ＝ｌｏｇＩ0／Ｉ で求められる。In FIG. 15, the horizontal axis shows the reciprocal of the exposure amount in logarithm, and the exposure amount is represented by the illuminance I and the irradiation time T.
(I × T). Here, the relative value of the reciprocal of the exposure amount is shown. The vertical axis indicates the blackening (black and white) density of the X-ray image, and the unit is the optical density (Optical Density). Here, assuming that the incident light amount is I0 and the transmitted light amount is I, the optical density OD is obtained by OD = logI0 / I.
【０１０７】すなわち、光学濃度が０．２５〜０．５の
いわゆる低濃度領域では、できるだけコントラストを強
くする、つまり、濃度特性曲線の足を切り、石灰化画像
３０１の境界線をくっきりと描出できるようにする。さ
らに、中央付近で光学濃度がほぼ「１」となる０．２５
〜２．０の中間濃度領域では、コントラストをやや高く
して、一定のラチュードを持たせて画像情報を拡張す
る。このように白黒階調表現を明瞭にして石灰化画像を
検出し易くする必要がある。このような理由から、光学
濃度０．２５〜２．０の中濃度領域の平均階調γ１及び
光学濃度０．２５〜０．５の低濃度領域の平均階調γ２
を適切に設計する必要がある。That is, in the so-called low-density region where the optical density is 0.25 to 0.5, the contrast can be increased as much as possible. That is, the leg of the density characteristic curve can be cut off and the boundary line of the calcified image 301 can be clearly drawn. To do. Further, the optical density becomes approximately “1” near the center, ie, 0.25.
In the intermediate density range of 2.0 to 2.0, the image information is extended with a slightly higher contrast and a certain latitude. Thus, it is necessary to make the black-and-white gradation expression clear so that the calcified image can be easily detected. For this reason, the average gray level γ1 in the medium density area with an optical density of 0.25 to 2.0 and the average gray level γ2 in the low density area with an optical density of 0.25 to 0.5
Need to be properly designed.
【０１０８】この例では、最高濃度をできるだけ高くす
ることで、被写体の石灰化画像の周辺を黒く覆うことが
できる。従って、石灰化画像の検出に障害となる領域の
光を遮断して観察しやすくするために、最高濃度として
２．８以上が要求される。この最高濃度を必要以上に高
くすることは、フィルムの現像処理に負担をかけ、ま
た、人間の目の検知力の限界を越えてしまうので無意味
である。こうした理由から、ウエッジ画像の最高濃度が
２．８〜４．５となるようにした。In this example, by setting the maximum density as high as possible, the periphery of the calcified image of the subject can be covered in black. Therefore, the maximum density is required to be 2.8 or more in order to block the light in the area that hinders the detection of the calcified image and make it easy to observe. Making the maximum density unnecessarily high is meaningless because it imposes a burden on the film development processing and also exceeds the limit of human eye detection power. For these reasons, the maximum density of the wedge image is set to 2.8 to 4.5.
【０１０９】図１６は最大濃度Ｄmaxと平均階調γ１、
γ２とに関して本発明と比較例（ａ）、（ｂ）を表図に
示したものである。FIG. 16 shows the maximum density Dmax and the average gradation γ1,
Table 1 shows the present invention and Comparative Examples (a) and (b) with respect to γ2.
【０１１０】この本発明では平均階調γ１が２．８〜
３．６であり、最低濃度に０．２５を加えた点と、該ウ
エッジ画像の最低濃度に２．０を加えた点とを結ぶと得
られる。この平均階調γは２点間を結ぶ線分の傾きをθ
としたとき、そのｔａｎθに他ならない。また、平均階
調γ２は１．９以上であり、ウエッジ画像の最低濃度に
０．２５を加えた点と、その最低濃度に０．５を加えた
点とを結ぶと得られる。本発明で最も好ましい値は、最
大濃度が３．３、平均階調γ１が３．３であり、平均階
調γ２は２．２である。このように最大濃度、平均階調
γ１、γ２を選ぶと、石灰化画像を検出し易くなる。こ
れに対して、比較例（１）は最大濃度が３．１、平均階
調γ１が２．５であり、平均階調γ２は１．４である。
比較例（２）は最大濃度が４．２、平均階調γ１が２．
９であり、平均階調γ２は１．７である。いずれの比較
例（１）、（２）も本発明の数値条件から外れており、
本発明に比べて石灰化画像が検出しづらくなる。In the present invention, the average gradation γ1 is 2.8 to 2.8.
It is 3.6, which is obtained by connecting a point obtained by adding 0.25 to the minimum density and a point obtained by adding 2.0 to the minimum density of the wedge image. The average gradation γ is obtained by calculating the inclination of a line connecting two points to θ.
Is tan θ. The average tone γ2 is 1.9 or more, and is obtained by connecting a point obtained by adding 0.25 to the minimum density of the wedge image and a point obtained by adding 0.5 to the minimum density. In the present invention, the most preferable values are a maximum density of 3.3, an average tone γ1 of 3.3, and an average tone γ2 of 2.2. By selecting the maximum density and the average gradations γ1 and γ2 in this way, it becomes easy to detect a calcified image. On the other hand, in Comparative Example (1), the maximum density is 3.1, the average gradation γ1 is 2.5, and the average gradation γ2 is 1.4.
In Comparative Example (2), the maximum density was 4.2 and the average gradation γ1 was 2.
9, and the average gradation γ2 is 1.7. Both Comparative Examples (1) and (2) deviate from the numerical conditions of the present invention,
Calcified images are more difficult to detect than in the present invention.
【０１１１】続いて、コリメータ１６の有無について画
像処理条件を与えて比較した結果を説明する。図１７は
コリメータ１６を配置した場合の比較結果を示す図であ
る。図１８はコリメータ１６を配置しない場合の比較結
果を示す図である。Next, the result of comparing the presence or absence of the collimator 16 with image processing conditions will be described. FIG. 17 is a diagram showing a comparison result when the collimator 16 is arranged. FIG. 18 is a diagram illustrating a comparison result when the collimator 16 is not provided.
【０１１２】この例ではＸ線管１とＦＰＤ４との間にコ
リメータ１６を配置した場合と、コリメータ１６を配置
しない場合について、以下の画像処理条件で比較をし
た。In this example, a comparison was made between the case where the collimator 16 was disposed between the X-ray tube 1 and the FPD 4 and the case where the collimator 16 was not disposed under the following image processing conditions.
【０１１３】その際の画像処理条件は次の通りである。
Ｘ線管１にはモリブデン管球を使用する。Ｘ線発生電圧
は２８ｋＶとし、焦点管球は０．４ｍｍとし、Ｘ線管１
とＦＰＤ４との離隔距離は６０ｃｍとする。The image processing conditions at that time are as follows.
A molybdenum bulb is used for the X-ray tube 1. The X-ray generation voltage is 28 kV, the focal tube is 0.4 mm, and the X-ray tube 1
The separation distance between the FPD 4 and the FPD 4 is 60 cm.
【０１１４】そして、ＦＰＤ４の表面にアルミニウムウ
エッジを取付けた後に、コリメータ１６の有無に関し
て、Ｘ線管１によりＦＰＤ４に１秒露光（１００ｍＡｓ
露光）をする。この際のアルミニウムウエッジは、Ｘ線
透過量の最大値Ｍaxから最小値Ｍinが得られるように、
所定の厚みから０に至るように厚みが調整されたもので
ある。After the aluminum wedge was attached to the surface of the FPD 4, the X-ray tube 1 exposed the FPD 4 for 1 second (100 mAs) with respect to the presence or absence of the collimator 16.
Exposure). At this time, the aluminum wedge is set so that the minimum value Min is obtained from the maximum value Max of the X-ray transmission amount.
The thickness is adjusted so as to reach 0 from a predetermined thickness.
【０１１５】そして、ＦＰＤ４のウエッジ画像に関する
オリジナル画像信号Ｓorgを画像形成手段（ＩＢＭ製：
ＰＣ３００ＧＬ）で画像処理をする。その後、液晶モニ
タ（アキア製：ＲＴ−１３８Ｘ）でウエッジ画像を確認
する。更に、Ｘ線画像情報に基づいてレーザイメージャ
（コニカ製：Ｌｉ−７）でプリントアウトする。このと
き、感光材料には医療記録用の銀塩フィルム（コニカ
製：ＬＰ−６７０）を使用する。感光後のフィルムを自
動現像機（コニカ製：ＳＲＸ−５０１）で現像処理す
る。この現像処理によってウエッジ画像を得られた。こ
のとき、画像処理条件を変えていくつかのセンシトメト
リカーブ（特性曲線）を得た。Then, the original image signal Sorg relating to the wedge image of the FPD 4 is converted to image forming means (manufactured by IBM:
Image processing is performed by the PC 300GL). Then, the wedge image is confirmed on a liquid crystal monitor (RT-138X manufactured by Akia). Further, the image is printed out by a laser imager (manufactured by Konica: Li-7) based on the X-ray image information. At this time, a silver salt film for medical recording (Konica: LP-670) is used as the photosensitive material. The exposed film is developed with an automatic developing machine (manufactured by Konica: SRX-501). A wedge image was obtained by this development processing. At this time, several sensitometry curves (characteristic curves) were obtained by changing the image processing conditions.
【０１１６】次に、ＦＰＤ４からアルミニウムエッジを
外して、Ｃ．Ｇ．Ｒ社製のマンモグラフィファントーム
を置く。このマンモグラフィファントームは人体のスキ
ンラインや１２５〜１７７μｍ程度の石灰化画像（癌
腫）の位置を模した樹脂製の標本板である。そして、上
述の画像処理条件に従って、コリメータ１６の有無につ
いてマンモグラフィファントームをＸ線撮影し、銀塩フ
ィルム（コニカ製：ＬＰ−６７０）の露光現像後に、光
学濃度が１．３になるようにＸ線管１の管電流の値を調
整した。Next, by removing the aluminum edge from the FPD 4, the C.I. G. FIG. Place a mammography phantom made by R company. The mammography phantom is a resin specimen plate imitating the position of a human skin line and a calcified image (carcinoma) of about 125 to 177 μm. Then, according to the above-described image processing conditions, a mammography phantom is X-rayed for the presence or absence of the collimator 16, and after the exposure and development of the silver halide film (manufactured by Konica: LP-670), the optical density is adjusted to 1.3. The value of the tube current of the wire tube 1 was adjusted.
【０１１７】図１７及び図１８に示した比較例では処理
番号（１）が本発明の平均階調γ１及びγ２の数値条件
から外れており、処理番号（２）が、本発明の最大濃度
の数値条件から外れており、処理番号（３）〜（５）が
平均階調γ１及びγ２の数値条件から外れている。処理
番号（６）〜（１０）についてはいずれも本発明の最大
濃度、平均階調γ１及びγ２の数値条件内に含まれるも
のである。In the comparative examples shown in FIGS. 17 and 18, the processing number (1) deviates from the numerical conditions of the average gradations γ1 and γ2 of the present invention, and the processing number (2) corresponds to the maximum density of the present invention. The numerical conditions are out of the numerical conditions, and the process numbers (3) to (5) are out of the numerical conditions of the average gradations γ1 and γ2. The processing numbers (6) to (10) are all included in the numerical conditions of the maximum density and the average gradation γ1 and γ2 of the present invention.
【０１１８】そして、マンモグラフィファントームの画
像（以下標本画像という）の識別性については、液晶デ
ィスプレイ上とフィルム画像上で標本画像を観察者が目
視判定する方法で評価した。The discriminability of an image of a mammography phantom (hereinafter referred to as a sample image) was evaluated by a method in which an observer visually judges a sample image on a liquid crystal display and a film image.
【０１１９】この評価方法について、スキンラインの描
写性と石灰化画像の描写性に関しては、標本画像による
スキンライン及び石灰化画像を観察し、「１」〜「５」
の５点評価法によって判定を行った。この例では、
「５」は明瞭に見える。「４」は苦労なく見える。
「３」は何とか見える。「２」はほとんど見えない。
「１」は全く見えない。これらのランク付けを行った。In this evaluation method, regarding the delineation of the skin line and the delineation of the calcified image, the skin line and the calcified image of the sample image were observed, and “1” to “5”
The evaluation was made by the five-point evaluation method. In this example,
"5" is clearly visible. "4" looks effortless.
"3" is somehow visible. "2" is almost invisible.
"1" is not visible at all. These were ranked.
【０１２０】また、コントラストの分解能に関しては、
Ｘ線吸収差（単色：２０ｋＶのＸ線）が２％で、標本画
像による直径１ｍｍのパターンの描写性を観察し、
「Ａ」〜「Ｄ」の４段階評価法により行った。「Ａ」は
良く見える。「Ｂ」は容易に見える。「Ｃ」はやっと見
える。「Ｄ」は見えない。これらのランク付けを行っ
た。 コリメータ１６を配置した場合には、表図１７から
も明確なように、スキンラインの描画性に関しては比較
例（１）〜（５）も本発明（６）〜（１０）もほぼ同等
の評価結果が得られた。その点、石灰化画像の描写性及
びコントラスト分解能に関しては、比較例（１）〜
（５）に比べて本発明（６）〜（１０）のいずれも良好
な評価が得られた。Regarding the contrast resolution,
X-ray absorption difference (monochromatic: X-ray of 20 kV) is 2%, and the descriptiveness of a 1 mm diameter pattern by a sample image is observed.
The evaluation was performed according to a four-level evaluation method of “A” to “D”. "A" looks good. "B" is easily visible. "C" is finally visible. "D" is not visible. These were ranked. In the case where the collimator 16 is arranged, as is clear from Table 17, the comparative examples (1) to (5) and the present invention (6) to (10) have almost the same evaluation with respect to the drawability of the skin line. The result was obtained. In this regard, regarding the descriptiveness and contrast resolution of a calcified image, Comparative Examples (1) to
Good evaluations were obtained for all of the present inventions (6) to (10) as compared with (5).
【０１２１】 コリメータ１６を配置しない場合に
は、表図１８からも明確なように、スキンラインの描画
性に関しては比較例（１）〜（５）も本発明（６）〜
（１０）もほぼ同等の評価結果が得られる。その点、石
灰化画像の描写性及びコントラスト分解能に関して、比
較例（１）〜（５）に比べて本発明（６）〜（１０）の
いずれも良好な評価が得られるものの、コリメータ１６
を配置した場合に比べて劣ることが確認された。In the case where the collimator 16 is not disposed, as is clear from Table 18, the comparative examples (1) to (5) also have the present invention (6) to
In (10), almost the same evaluation result is obtained. In this regard, the present invention (6) to (10) can obtain a better evaluation of the depiction property and the contrast resolution of the calcified image than the comparative examples (1) to (5), but the collimator 16
It was confirmed that it was inferior to the case where.
【０１２２】このように本発明のマンモグラフィ撮影シ
ステム２００によれば、Ｘ線管１の前にコリメータ１６
を配置し、しかも、ウエッジ画像から得られた濃度特性
曲線において、最大濃度が２．８〜４．５で、平均階調
γ１が２．８〜３．６で、平均階調γ２が１．９以上と
なるようになされたものである。As described above, according to the mammography imaging system 200 of the present invention, the collimator 16 is provided in front of the X-ray tube 1.
Are arranged, and in the density characteristic curve obtained from the wedge image, the maximum density is 2.8 to 4.5, the average tone γ1 is 2.8 to 3.6, and the average tone γ2 is 1. The number is set to 9 or more.
【０１２３】従って、１２５〜１７７μｍ程度の石灰化
画像（癌腫）の位置を再現性良く、かつ、正確に検出す
ることができ、本発明のマンモグラフィ撮影システム２
００は乳ガンの早期発見診断システムとして寄与すると
ころが極めて大である。Therefore, the position of the calcified image (carcinoma) of about 125 to 177 μm can be detected with good reproducibility and accuracy, and the mammography system 2 of the present invention can be detected.
00 greatly contributes as a system for early detection and diagnosis of breast cancer.
【０１２４】[0124]
【発明の効果】以上説明したように、本発明のＸ線画像
形成システムによれば、Ｘ線放射手段から放射された平
行Ｘ線ビームが半導体検出手段の受け面に対して垂直に
当たるように、そのＸ線放射手段を半導体検出手段を背
にした被写体の前面に配置するようになされたものであ
る。As described above, according to the X-ray image forming system of the present invention, the parallel X-ray beam emitted from the X-ray radiating means is directed perpendicularly to the receiving surface of the semiconductor detecting means. The X-ray radiating means is arranged in front of a subject with the semiconductor detecting means as a back.
【０１２５】この構成によって、被写体内部にもＸ線平
行ビームを垂直に透過させることができるので、その被
写体を透過したＸ線光子を半導体検出手段内で効率良く
電気信号に変換することができる。従って、スクリーン
フィルム系のＸ線画像形成システムに比べてより鮮鋭性
の高いＸ線画像情報を取得することができる。With this configuration, the X-ray parallel beam can be transmitted vertically inside the subject, so that the X-ray photons transmitted through the subject can be efficiently converted into electric signals in the semiconductor detecting means. Therefore, it is possible to acquire X-ray image information having higher sharpness as compared with a screen film type X-ray image forming system.
【０１２６】これにより、従来方式に比べてより細部に
わたってＸ線画像を描写できるので、有益な医用画像情
報をより多く取得することができると共に、正確かつ信
頼性の高い診断システムの提供に寄与する。As a result, the X-ray image can be described in more detail than in the conventional method, so that more useful medical image information can be obtained, and an accurate and reliable diagnostic system can be provided. .
【０１２７】この発明は被写体のＸ線画像を局部的に取
得するマンモグラフィ撮影システムなどに適用して極め
て好適である。The present invention is extremely suitable for application to a mammography system for locally acquiring an X-ray image of a subject.
【図１】実施の形態としてのＸ線画像形成システム１０
０の構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is an X-ray image forming system 10 according to an embodiment.
FIG. 4 is a block diagram showing an example of the configuration of 0.
【図２】コリメータ１６の構造を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view showing a structure of a collimator 16;
【図３】コリメータ１６の機能を説明する概念図であ
る。FIG. 3 is a conceptual diagram illustrating a function of a collimator 16;
【図４】フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）４の構成
例を示す回路図である。FIG. 4 is a circuit diagram showing a configuration example of a flat panel detector (FPD) 4;
【図５】ＦＰＤ４のセル構造例を示す断面図である。FIG. 5 is a sectional view showing an example of a cell structure of the FPD 4.
【図６】オリジナル画像信号Ｓorgの補正アルゴリズム
例を示すフローチャートである。FIG. 6 is a flowchart illustrating an example of a correction algorithm of an original image signal Sorg.
【図７】人体の胸部Ｘ線画像及び固体識別情報ＩＤの記
録例を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing a recording example of a chest X-ray image of a human body and individual identification information ID.
【図８】オリジナル画像信号Ｓorgのヒストグラム例を
示す図である。FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a histogram of an original image signal Sorg.
【図９】オリジナル画像信号Ｓorgと閾値Ａ1，Ａ2，Ａ3
の関係例を示す図である。FIG. 9 shows an original image signal Sorg and thresholds A 1 , A 2 , A 3
It is a figure which shows the example of a relationship.
【図１０】減衰係数αと非鮮鋭マスク信号Ｓusとの関係
例を示す図である。FIG. 10 is a diagram illustrating an example of the relationship between the attenuation coefficient α and the unsharp mask signal Sus.
【図１１】Ａ〜Ｄはオリジナル画像信号Ｓorgを補正例
を示す変調伝達関数対空間周波数の関係を示す特性図で
ある。FIGS. 11A to 11D are characteristic diagrams showing a relationship between a modulation transfer function and a spatial frequency showing an example of correcting the original image signal Sorg.
【図１２】実施例としての据置型立位式のマンモグラフ
ィ撮影システム２００の構成例を示す概念図である。FIG. 12 is a conceptual diagram showing a configuration example of a stationary standing type mammography imaging system 200 as an embodiment.
【図１３】***Ｘ線撮影時の動作例を示す側面図であ
る。FIG. 13 is a side view showing an operation example at the time of mammography.
【図１４】***Ｘ線撮影画像３００の例を示す図であ
る。FIG. 14 is a diagram showing an example of a mammogram image 300;
【図１５】ウエッジ画像の光学濃度対露光量（逆数）と
の関係を比較する特性図である。FIG. 15 is a characteristic diagram for comparing the relationship between the optical density of the wedge image and the exposure amount (reciprocal).
【図１６】ウエッジ画像の最大濃度Ｄmax、平均階調γ
１、γ２に関する本発明と比較例との関係を示す図であ
る。FIG. 16 shows a maximum density Dmax and an average gradation γ of a wedge image.
FIG. 1 is a diagram showing the relationship between the present invention and Comparative Example relating to 1, γ2.
【図１７】コリメータ１６がある場合の本発明と比較例
とを示す表図である。FIG. 17 is a table showing the present invention and a comparative example when a collimator 16 is provided.
【図１８】コリメータ１６がない場合の本発明と比較例
とを示す表図である。FIG. 18 is a table showing the present invention and a comparative example without a collimator 16;
１，８１・・・Ｘ線管、２，８２・・・高電圧発生装
置、３，８３・・・Ｘ線制御装置、４，８４・・・半導
体検出手段（ＦＰＤ）、５・・・画像処理手段，８５・
・・画像処理プロセッサ、７・・・メモリ、８，８８・
・・入力ツール、９，８９・・・モニタ、１０・・・プ
リンタ、１１・・・通信モデム、１６・・・コリメー
タ、８７・・・メモリ装置、１００・・・Ｘ線画像形成
システム、２００・・・マンモグラフィ撮影システム1, 81: X-ray tube, 2, 82: High voltage generator, 3, 83: X-ray controller, 4, 84: Semiconductor detecting means (FPD), 5: Image Processing means, 85
..Image processor, 7 ... memory, 8,88
..Input tools, 9, 89 monitor, 10 printer, 11 communication modem, 16 collimator, 87 memory device, 100 X-ray image forming system, 200 ... Mammography imaging system
Claims (6)
に放射するＸ線放射手段と、 前記被写体を透過したＸ線光子を受けて電気信号に変換
するために平坦な受け面を有した半導体検出手段とを備
え、 前記Ｘ線放射手段から放射された平行Ｘ線ビームが前記
半導体検出手段の受け面に対して垂直に当たるように、
前記Ｘ線放射手段を前記半導体検出手段を背にした被写
体の前面に配置するようになされたことを特徴とするＸ
線画像形成システム。An X-ray radiating means for forming an X-ray into a parallel X-ray beam and radiating the parallel X-ray to a subject, and a flat receiving surface for receiving an X-ray photon transmitted through the subject and converting it into an electric signal. Semiconductor detecting means, wherein the parallel X-ray beam emitted from the X-ray emitting means hits perpendicularly to a receiving surface of the semiconductor detecting means,
The X-ray radiating means is arranged in front of a subject behind the semiconductor detecting means.
Line image forming system.
するための複数の微細管を有したコリメータとを備えた
ことを特徴とする請求項１記載のＸ線画像形成システ
ム。2. A collimator comprising: an X-ray tube for emitting X-rays; and a plurality of fine tubes for shaping X-rays emitted from the X-ray tube into a parallel X-ray beam. The X-ray image forming system according to claim 1, further comprising:
得する半導体検出手段が設けられる場合であって、 前記半導体検出手段は、 基板と、 前記被写体のＸ線画像情報に関して１画素のＸ線光子を
受けるために前記基板上に設けられた画素電極が複数
と、 前記画素電極で受けた前記Ｘ線光子による電荷を蓄積す
るために前記画素電極毎に設けられた容量と、 前記容量に蓄積された電荷を読み出し制御するトランジ
スタと、 前記トランジスタ、容量及び画素電極上を覆うように設
けられた光導電層と、 前記光導電層上を覆うように設けられた表面電極とを有
し、 前記被写体を透過したＸ線光子により前記光導層内に生
じた電子・ホールペアを前記表面電極と基板との間に印
加した所定電位の電界によって分離し、 前記電界によって前記容量に蓄積された電荷を前記トラ
ンジスタによって読み出し制御するようにされたことを
特徴とする請求項１記載のＸ線画像形成システム。3. A semiconductor detecting means for electrically acquiring X-ray image information of the subject, wherein the semiconductor detecting means comprises: a substrate; and X of one pixel with respect to the X-ray image information of the subject. A plurality of pixel electrodes provided on the substrate for receiving line photons; a capacitor provided for each pixel electrode for accumulating electric charges due to the X-ray photons received by the pixel electrodes; A transistor for reading and controlling the accumulated charge, a photoconductive layer provided to cover the transistor, the capacitor and the pixel electrode, and a surface electrode provided to cover the photoconductive layer; Electron / hole pairs generated in the photoconductive layer by X-ray photons transmitted through the subject are separated by an electric field of a predetermined potential applied between the surface electrode and the substrate, and the capacitance is separated by the electric field. 2. The X-ray image forming system according to claim 1, wherein the electric charge stored in the memory is read-out controlled by the transistor.
あって、 前記半導体検出手段から出力された前記被写体のＸ線画
像情報を画像処理する画像処理手段と、 前記画像処理手段により処理されたＸ線画像情報に基づ
いて前記被写体のＸ線画像を表示する表示手段とが設け
られることを特徴とする請求項３記載のＸ線画像形成シ
ステム。4. An apparatus according to claim 1, wherein said semiconductor detecting means is provided, wherein said image processing means performs image processing on X-ray image information of said subject output from said semiconductor detecting means; 4. An X-ray image forming system according to claim 3, further comprising: display means for displaying an X-ray image of the subject based on line image information.
って、 前記画像処理手段から出力された被写体のＸ線画像情報
に基づいて前記被写体のＸ線画像を形成する画像形成手
段が設けられることを特徴とする請求項４記載のＸ線画
像形成システム。5. An apparatus according to claim 1, wherein said image processing means is provided, and said image forming means is configured to form an X-ray image of said subject based on X-ray image information of said subject output from said image processing means. The X-ray image forming system according to claim 4, wherein:
光材料に形成する画像形成手段が設けられ、 前記画像形成手段に前記被写体のＸ線画像情報を与えて
前記ハロゲン化銀感光材料を露光し、 前記露光された前記ハロゲン化銀感光材料を現像して所
定濃度特性のウエッジ画像を得たときに、 前記ウエッジ画像の濃度特性において、 前記ウエッジ画像の最低濃度に０．２５を加えた点と、
該ウエッジ画像の最低濃度に２．０を加えた点とを結ぶ
平均階調が２．８〜３．６で、かつ、前記ウエッジ画像
の最低濃度に０．２５を加えた点と、該ウエッジ画像の
最低濃度に０．５を加えた点とを結ぶ平均階調が１．９
以上で、かつ、前記ウエッジ画像の最高濃度が２．８〜
４．５となるようにしたことを特徴とする請求項５記載
のＸ線画像形成システム。6. An image forming means for forming an X-ray image of the subject on a silver halide light-sensitive material, and exposing the silver halide light-sensitive material by giving X-ray image information of the subject to the image forming means. And developing the exposed silver halide light-sensitive material to obtain a wedge image having a predetermined density characteristic, wherein, in the density characteristic of the wedge image, 0.25 is added to a minimum density of the wedge image. When,
An average tone connecting the point obtained by adding 2.0 to the minimum density of the wedge image is 2.8 to 3.6, and a point obtained by adding 0.25 to the minimum density of the wedge image; The average tone connecting the point obtained by adding 0.5 to the minimum density of the image is 1.9.
The wedge image has a maximum density of 2.8 to 2.8.
6. The X-ray image forming system according to claim 5, wherein the value is 4.5.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11028010A JPH11285488A (en) | 1998-02-05 | 1999-02-05 | Radiograph forming system |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2478098 | 1998-02-05 | ||
| JP10-24780 | 1998-02-05 | ||
| JP11028010A JPH11285488A (en) | 1998-02-05 | 1999-02-05 | Radiograph forming system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11285488A true JPH11285488A (en) | 1999-10-19 |
Family
ID=26362362
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11028010A Pending JPH11285488A (en) | 1998-02-05 | 1999-02-05 | Radiograph forming system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11285488A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005058774A (en) * | 2003-08-18 | 2005-03-10 | Siemens Ag | Device for capturing structural data of object |
| JP2006110337A (en) * | 2004-09-15 | 2006-04-27 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Digital radiograph-processing system, digital mammography system, digital radiograph-processing program and storage medium |
| JP2012110719A (en) * | 2010-11-26 | 2012-06-14 | General Electric Co <Ge> | Compact mammograph and associated mammography process |
-
1999
- 1999-02-05 JP JP11028010A patent/JPH11285488A/en active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005058774A (en) * | 2003-08-18 | 2005-03-10 | Siemens Ag | Device for capturing structural data of object |
| JP4717393B2 (en) * | 2003-08-18 | 2011-07-06 | シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト | Object structure data acquisition device |
| JP2006110337A (en) * | 2004-09-15 | 2006-04-27 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Digital radiograph-processing system, digital mammography system, digital radiograph-processing program and storage medium |
| JP2012110719A (en) * | 2010-11-26 | 2012-06-14 | General Electric Co <Ge> | Compact mammograph and associated mammography process |
| US9364190B2 (en) | 2010-11-26 | 2016-06-14 | General Electric Company | Compact mammograph and associated mammography process |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4521904A (en) | Method of and cassette for taking X-ray photograph | |
| JP3201853B2 (en) | Signal-to-density mapping method with controlled contrast | |
| JPH11276465A (en) | Carriable x-ray photographing system and communicable x-ray photographing system | |
| JP4419201B2 (en) | Cassette type radiation image reader | |
| US6410921B1 (en) | X-ray image recording system and x-ray image recording method | |
| JP4569707B2 (en) | Portable radiographic image reading system | |
| JP2000131500A (en) | Cassette-type radiation image reader | |
| JPH11285488A (en) | Radiograph forming system | |
| JPH11231055A (en) | Radiation image reader | |
| JP2952519B2 (en) | Radiation image gradation converter | |
| JP2000292598A (en) | X-ray image photographing device | |
| JP4650587B2 (en) | Portable radiographic image reading system | |
| JPH11316844A (en) | Method and system for reading radiograph | |
| JPS6253178B2 (en) | ||
| US4755447A (en) | Enhanced radiographic image capture using a wide-dynamic-range film | |
| JP3817954B2 (en) | Radiographic imaging apparatus control method and radiographic imaging apparatus | |
| JP4692681B2 (en) | Portable radiographic image reading system | |
| JP2000175892A (en) | Method for forming x-ray image and system for forming x-ray image | |
| JP2000105278A (en) | X-ray image forming system | |
| JPH11326600A (en) | X-ray analyzer | |
| JP2000023956A (en) | X-ray radiographing system | |
| US4256825A (en) | Photographic element and photographic record prepared therefrom | |
| JP2000046952A (en) | Radiation image pick-up device | |
| JPH11311674A (en) | Radiation image pick-up device | |
| JP5256506B2 (en) | Radiation image reading system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20050126 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050419 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20051011 |