JPH11285488A

JPH11285488A - Ｘ線画像形成システム

Info

Publication number: JPH11285488A
Application number: JP11028010A
Authority: JP
Inventors: Bon Honda; 凡本田
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 1998-02-05
Filing date: 1999-02-05
Publication date: 1999-10-19

Abstract

(57)【要約】【課題】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する。【解決手段】Ｘ線１５を平行Ｘ線ビームＬ０に成形し
て被写体２０に放射するための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と、被写体２
０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ＦＰＤ４とを備え、コリメータ
１６から放射された平行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、コリメータ１６をＦ
ＰＤ４を背にした被写体２０の前面に配置するようにな
されたものである。

Description

【発明の詳細な説明】

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【００７６】次に、ドライ感材を用いる例について説明
する。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【図面の簡単な説明】

【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。

【図２】コリメータ１６の構造を示す斜視図である。

【図３】コリメータ１６の機能を説明する概念図であ
る。

【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。

【図５】ＦＰＤ４のセル構造例を示す断面図である。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【図１３】***Ｘ線撮影時の動作例を示す側面図であ
る。

【図１４】***Ｘ線撮影画像３００の例を示す図であ
る。

【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。

【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。

【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。

【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。

【符号の説明】

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

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】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、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。
【請求項２】前記Ｘ線放射手段は、Ｘ線を放射するＸ線管と、前記Ｘ線管から放射されたＸ線を平行Ｘ線ビームに成形
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。
【請求項３】前記被写体のＸ線画像情報を電気的に取
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。
【請求項４】前記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。
【請求項５】前記画像処理手段が設けられる場合であ
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。
【請求項６】前記被写体のＸ線画像をハロゲン化銀感
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。