JP2003093377A - Method for photographing x-ray image and system for photographing x-ray image - Google Patents
Method for photographing x-ray image and system for photographing x-ray imageInfo
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】この発明は、非破壊検査や画
像診断用のＸ線画像撮影方法及びＸ線画像撮像システム
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray image capturing method and an X-ray image capturing system for nondestructive inspection and image diagnosis.
【０００２】[0002]
【従来の技術】非破壊検査や医療の分野では、Ｘ線源か
ら放射されたＸ線を被写体に照射して透過させると共
に、このＸ線が被写体を透過する際に吸収や散乱されて
Ｘ線透過量に差が生ずることから、この透過Ｘ線量の２
次元的分布に基づいて被写体のＸ線画像を得ることが行
われている。2. Description of the Related Art In the fields of nondestructive inspection and medical treatment, X-rays emitted from an X-ray source are radiated to and transmitted through a subject, and the X-rays are absorbed and scattered when passing through the subject. Since there is a difference in the transmission amount, this transmission X-ray dose is 2
An X-ray image of a subject is obtained based on a dimensional distribution.
【０００３】一方、Ｘ線は電磁波であり、可視光のよう
に物質を透過するときに屈折や回折など、波動性に起因
する現象が生ずる。この現象に起因してＸ線画像分布に
変化が生ずることを位相コントラストと呼ばれている。
近年、この位相コントラストを利用することで、高画質
のＸ線画像を撮影する方法が提案されている。ここで得
られるＸ線画像は、位相コントラストＸ線画像と呼ばれ
ている。この画像では、特に被写体の境界部分のコント
ラストが高められることからＸ線画像の検出性が向上す
るので、Ｘ線を用いる医用分野や、工業用の非破壊検査
分野などへの応用が期待されている。On the other hand, X-rays are electromagnetic waves, and when passing through a substance like visible light, phenomena such as refraction and diffraction due to wave nature occur. The change in the X-ray image distribution caused by this phenomenon is called phase contrast.
In recent years, a method of taking a high quality X-ray image by utilizing this phase contrast has been proposed. The X-ray image obtained here is called a phase contrast X-ray image. In this image, since the contrast of the boundary portion of the subject is particularly enhanced, the detectability of the X-ray image is improved, so that it is expected to be applied to the medical field using X-rays, the industrial nondestructive inspection field, and the like. There is.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】ところで、位相コント
ラストは、照射Ｘ線のエネルギーが高くなると（高電圧
Ｘ線）、Ｘ線の透過力が大きくラチチュードの広い画像
を得ることができるが、位相コントラスト画像を得るこ
とが難しくなる。一方、照射Ｘ線エネルギーが低い（低
電圧Ｘ線）と、位相コントラスト画像は得られやすいが
ラチチュードの広いＸ線画像を得ることができない。さ
らに高電圧Ｘ線によるＸ線画像は散乱線などの影響で、
鮮鋭性の悪い画像となってしまう。そこで、この発明で
は、鮮鋭性の良いＸ線画像を得ることができるＸ線画像
撮影方法およびＸ線画像撮像システムを提供するもので
ある。By the way, as for the phase contrast, when the energy of the irradiation X-ray becomes high (high-voltage X-ray), an image having a large X-ray penetrating power and a wide latitude can be obtained. It becomes difficult to obtain an image. On the other hand, when the irradiation X-ray energy is low (low voltage X-ray), a phase contrast image is easily obtained, but an X-ray image having a wide latitude cannot be obtained. Furthermore, the X-ray image by high-voltage X-ray is affected by scattered rays,
The image will have poor sharpness. Therefore, the present invention provides an X-ray image capturing method and an X-ray image capturing system capable of obtaining an X-ray image with good sharpness.
【０００５】[0005]
【課題を解決するための手段】この発明に係るＸ線画像
撮影方法は、Ｘ線管の管電圧設定をＸｋＶp（１＜Ｘ≦
５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ線画像
検出器から第１の画像信号を得るものとし、Ｘ線管の管
電圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）に設
定すると共に位相コントラストを生ずる撮影条件に設定
して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ線画像検出器から第２
の画像信号を得るものとし、第１の画像信号と第２の画
像信号を用いて被写体のＸ線画像の画像信号を生成する
ものである。In the X-ray image capturing method according to the present invention, the tube voltage of the X-ray tube is set to XkVp (1 <X≤.
500), the X-ray image of the subject is taken, the first image signal is obtained from the X-ray image detector, and the tube voltage of the X-ray tube is set to YkVp (Y ≦ X and 1 <Y ≦ 500). X-ray imaging of a subject is performed under the imaging conditions that produce phase contrast.
The image signal of X-ray image of the subject is generated using the first image signal and the second image signal.
【０００６】また、Ｘ線画像撮像システムは、Ｘ線を出
力するＸ線管と、入射したＸ線の強度に応じた画像信号
を生成するＸ線画像検出器とを有するＸ線画像撮像シス
テムにおいて、Ｘ線管の管電圧を制御する制御手段と、
Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像処理
を行う画像処理手段を設け、制御手段によって管電圧を
ＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）に設定して被写体のＸ線撮
影を行い、Ｘ線画像検出器によって第１の画像信号を生
成し、制御手段によって管電圧をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ
１＜Ｙ≦５００）に設定すると共に位相コントラストを
生ずる撮影条件に設定して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ
線画像検出器から第２の画像信号を得るものとし、画像
処理手段では、第１の画像信号と第２の画像信号を用い
て被写体のＸ線画像の画像信号を生成するものである。Further, the X-ray image pickup system is an X-ray image pickup system having an X-ray tube for outputting X-rays and an X-ray image detector for producing an image signal according to the intensity of incident X-rays. , Control means for controlling the tube voltage of the X-ray tube,
An image processing means for performing image processing using the image signal generated by the X-ray image detector is provided, and the control means sets the tube voltage to XkVp (1 <X ≦ 500) to perform X-ray imaging of the subject. The first image signal is generated by the X-ray image detector, the tube voltage is set to YkVp (Y ≦ X and 1 <Y ≦ 500) by the control means, and the X-ray of the subject is set by setting the imaging condition that causes the phase contrast. X-ray is taken and X
The second image signal is obtained from the line image detector, and the image processing means uses the first image signal and the second image signal to generate the image signal of the X-ray image of the subject.
【０００７】この発明においては、Ｘ線管の管電圧をＸ
ｋＶp（１＜Ｘ≦５００）として被写体のＸ線撮影が行
われて、画素サイズが例えば０．００１ｍｍ以上０．３
ｍｍ以下であるディジタルＸ線画像検出器によってディ
ジタルの第１の画像信号が生成される。また、焦点サイ
ズを０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下としたＸ線管の管電
圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５００）とする
と共に、被写体位置設定手段によってＸ線管と被写体と
Ｘ線画像検出器の距離が調整されて、Ｘ線画像の半影に
よるボケ幅ＢとＸ線位相コントラストによるエッジ強調
半値幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすよ
うに撮影条件が設定されたのち被写体のＸ線撮影が行わ
れて、Ｘ線画像検出器からディジタルの第２の画像信号
が生成される。この第１の画像信号に第２の画像信号が
例えば重ね合わされて、被写体のＸ線画像の画像信号が
生成される。In the present invention, the tube voltage of the X-ray tube is set to X.
X-ray imaging of the subject is performed with kVp (1 <X ≦ 500), and the pixel size is, for example, 0.001 mm or more and 0.3.
A digital first image signal is generated by a digital X-ray image detector that is less than or equal to mm. Further, the tube voltage setting of the X-ray tube having the focus size of 0.001 mm or more and 2 mm or less is set to YkVp (Y ≦ X and 1 <Y ≦ 500), and the X-ray tube, the object and the X-ray are set by the object position setting means. The imaging condition is adjusted so that the distance of the image detector is adjusted and the blur width B due to the penumbra of the X-ray image and the edge enhancement half-value width E due to the X-ray phase contrast satisfy “E ≧ 6 μm” and “9E ≧ B”. After the setting, the X-ray image of the subject is taken, and the digital second image signal is generated from the X-ray image detector. For example, the second image signal is superimposed on the first image signal to generate an image signal of an X-ray image of the subject.
【０００８】[0008]
【発明の実施の形態】以下、図を参照しながら、この発
明の実施の一形態について説明する。図１は被写体にＸ
線を照射した場合を示している。被写体に照射されたＸ
線は、図１Ａに示すように被写体を透過すると屈折を生
ずる。そして、この屈折の影響により、被写体の端部内
側のＸ線密度が疎となる。また被写体の外側では、被写
体によって屈折を生じたＸ線と被写体を通過しないＸ線
とが重なることからＸ線密度が上昇する。このため、図
１Ｂに示すように、被写体境界部分でＸ線強度が弱めら
れる部分と強められる部分が連続して生ずる。すなわ
ち、被写体境界部分でＸ線強度の差が大きいものとな
り、被写体のエッジが強調されるエッジ強調効果が生じ
て、鮮明な画像を得ることができる。これは被写体と空
気とのＸ線に対する屈折率の差から生じる現象である。
しかし、Ｘ線の屈折角は極めて小さいため、条件を適正
に設定しないと、このようなエッジ強調効果を得ること
ができない。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. Figure 1 shows X
The case where a line is irradiated is shown. X illuminated on the subject
The line causes refraction when transmitted through the subject as shown in FIG. 1A. Then, due to the influence of this refraction, the X-ray density inside the end portion of the subject becomes sparse. Further, on the outside of the subject, the X-rays refracted by the subject and the X-rays that do not pass through the subject overlap, so that the X-ray density increases. Therefore, as shown in FIG. 1B, a portion where the X-ray intensity is weakened and a portion where the X-ray intensity is strengthened continuously occur at the object boundary portion. That is, the difference in X-ray intensity becomes large at the object boundary portion, and the edge enhancement effect of enhancing the edge of the subject occurs, so that a clear image can be obtained. This is a phenomenon caused by the difference in the refractive index of the subject and the air with respect to X-rays.
However, since the refraction angle of X-rays is extremely small, such an edge enhancement effect cannot be obtained unless the conditions are properly set.
【０００９】ここで、図２Ａに示すようにＸ線管と被写
体（空気中に置かれた円柱状物体）とＸ線画像検出器を
設けたとき、エッジ強調効果によってＸ線強度が図２Ｂ
に示すものとなる。さらに、図２Ｃに示すように、Ｘ線
量低下最大値ＰaとＸ線量増加最大値Ｐbの半値幅をエッ
ジ強調半値幅Ｅとしたとき、Ｘ線の屈折によって得られ
るエッジ強調半値幅Ｅ（μｍ）を求める理論式が、日本
光学会の論文誌「オプティカル・レヴュー第７巻５６６
ページ（２０００年出版）」において、石坂らにより式
（１）として開示された。
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ2／Ｒ1）1/3｛Ｒ2δ（２ｒ）1/2｝2/3 ・・・（１）Here, when an X-ray tube, an object (a cylindrical object placed in the air) and an X-ray image detector are provided as shown in FIG. 2A, the X-ray intensity is reduced by the edge enhancement effect as shown in FIG. 2B.
It will be as shown in. Further, as shown in FIG. 2C, when the half-value width of the X-ray dose decrease maximum value Pa and the X-ray dose increase maximum value Pb is defined as the edge emphasis half-value width E, the edge emphasis half-value width E (μm) obtained by refraction of X-rays. The theoretical formula for calculating is based on the journal "Optical Review Vol. 7 566" of the Optical Society of Japan.
Page (published in 2000) ”by Ishizaka et al. As formula (1). E = 2.3 (1 + R2 / R1) 1/3 {R2δ (2r) 1/2 } 2/3 ... (1)
【００１０】なお、「Ｒ1」はＸ線源から被写体までの
距離（ｍ）、「Ｒ2」は被写体からＸ線画像検出器まで
の距離（ｍ）、「ｒ」は円柱状物体の断面の半径（ｍ）
を示している。また、Ｘ線が物質中を透過する際の複素
屈折率は「ｎ＝１−δ−ｉβ」で表すことができるもの
であり、このときのパラメータ「δ」は、位相コントラ
ストに関与するもので、δ＝ａλ2（λはＸ線の波長
（オングストローム））である。また、複素屈折率のパ
ラメータ「β」は、被写体でのＸ線吸収に関するパラメ
ータである。"R1" is the distance from the X-ray source to the object (m), "R2" is the distance from the object to the X-ray image detector (m), and "r" is the radius of the cross section of the cylindrical object. (M)
Is shown. Further, the complex refractive index when X-rays pass through a substance can be expressed by "n = 1-δ-iβ", and the parameter "δ" at this time is related to the phase contrast. , Δ = aλ 2 (λ is the wavelength of X-ray (angstrom)). The complex refractive index parameter “β” is a parameter relating to X-ray absorption in the subject.
【００１１】また、式（１）はＸ線源が点光源であるこ
とを前提としたものであり、実際はＸ線を放射するため
の有限の大きさの窓がＸ線管に設けられている。これが
Ｘ線焦点と呼ばれている。この窓は、一般に正方形状と
されており、一辺の長さが焦点サイズと呼ばれている。
また窓が長方形の場合は短辺の長さ、円形の場合はその
直径が焦点サイズとして適用される。The equation (1) is based on the assumption that the X-ray source is a point light source, and in fact, a window of finite size for emitting X-rays is provided in the X-ray tube. . This is called the X-ray focus. This window is generally in the shape of a square, and the length of one side is called the focus size.
If the window is rectangular, the length of the short side is used, and if the window is circular, the diameter is used as the focus size.
【００１２】このように焦点サイズＤが一定の大きさを
もつため、投影Ｘ線画像は図３に示すように半影に起因
したボケ幅Ｂを生ずる。このボケは幾何学的不鋭と一般
に呼ばれるものであり、幾何学的不鋭によりエッジ強調
効果が判別し難くなっている。しかし、実用的な焦点サ
イズが一定の大きさである場合において、以下の条件を
満たすように設定すると、エッジ強調効果が明瞭とな
り、位相コントラスト画像を得ることができる。Since the focus size D has a constant size as described above, the projected X-ray image has a blur width B due to the penumbra as shown in FIG. This blur is generally called geometrical sharpness, which makes it difficult to distinguish the edge enhancement effect. However, in the case where the practical focus size is a fixed size, if the following conditions are set, the edge enhancement effect becomes clear and a phase contrast image can be obtained.
【００１３】まず、エッジ強調半値幅Ｅが一定以上ない
と、エッジ強調効果は画像として視認することができな
い。したがってエッジ強調半値幅Ｅは式（２）を満たす
ものとする。
Ｅ≧６μｍ ・・・・（２）
次に、幾何学的不鋭に起因するボケが生じてもエッジ強
調効果が現れるように式（３）を満たすものとする。
９Ｅ≧Ｂ ・・・・（３）
なお、このときのボケ幅Ｂ（μｍ）は、焦点サイズをＤ
（μｍ）としたとき、式（４）で表すことができる。
Ｂ＝Ｄ×（Ｒ2／Ｒ1） ・・・・（４）
この式（２）及び式（３）を満たすように撮影条件の設
定を行うことで、位相コントラスト画像が得られる。First, unless the edge emphasis half-value width E is more than a certain value, the edge emphasis effect cannot be visually recognized as an image. Therefore, the edge emphasis full width at half maximum E satisfies the expression (2). E ≧ 6 μm (2) Next, Expression (3) is satisfied so that the edge enhancement effect will appear even if blurring due to geometrical inaccuracy occurs. 9E ≧ B (3) The blur width B (μm) at this time is D
(Μm), it can be expressed by equation (4). B = D × (R2 / R1) (4) A phase contrast image can be obtained by setting the shooting conditions so as to satisfy the expressions (2) and (3).
【００１４】式（１）で明らかなように、エッジ強調半
値幅Ｅは距離「Ｒ2」やパラメータ「δ」が大きいほど
大きくなる。また、「δ＝ａλ2」であることからＸ線
の波長が長いとき、換言すれば低電圧のＸ線ほど波長が
長くなることから、エッジ強調半値幅Ｅが大きくなる。As is clear from the equation (1), the edge emphasis half width E becomes larger as the distance "R2" and the parameter "δ" are larger. Further, since “δ = aλ 2 ”, the wavelength of the X-ray is long, in other words, the wavelength becomes longer as the X-ray has a lower voltage, and thus the edge emphasis half-value width E becomes larger.
【００１５】Ｘ線管の設定電圧は、一般に「ｋＶp（キ
ロボルトピーク）」の単位が用いられる。これは、Ｘ線
発生装置の設定電圧をｋＶ（キロボルト）で設定したと
き、このＸ線発生装置から放射される最大エネルギーの
Ｘ線の値がｋＶpで表せられる。このため、医療放射線
技術の業界では、このｋＶpが重要な意味を持つことか
ら、設定電圧の「ｋＶ」を「ｋＶp」で表記することが
行われる。The set voltage of the X-ray tube is generally in the unit of "kVp (kilovolt peak)". This is because when the set voltage of the X-ray generator is set to kV (kilovolt), the value of the maximum energy X-ray radiated from this X-ray generator is represented by kVp. Therefore, in the medical radiation technology industry, since the kVp has an important meaning, the set voltage “kV” is represented by “kVp”.
【００１６】ここで、例えば胸部Ｘ線画像は９０ｋＶp
以上の管電圧設定で撮影が行われる。胸部厚が厚いと
き、更に高い管電圧、すなわち１２０ｋＶpや１５０ｋ
Ｖpが設定される。また、非破壊検査では１５０ｋＶp以
上２５０ｋＶpなどでＸ線撮影が行われる。このよう
に、管電圧を高くするとＸ線の波長が短くなり、Ｘ線の
透過力が高くなって画像の黒潰れ等が少なくラチチュー
ドの広いＸ線画像の画像信号を得ることができる。ま
た、Ｘ線の波長が短くなることから、位相コントラスト
は非常に弱くなる。一方、例えば管電圧を３０ｋＶpに
設定すると１２０ｋＶpに対して管電圧が１／４倍であ
ることからＸ線の波長は４倍となり、１６倍広いエッジ
強調半値幅Ｅが得られる。また管電圧５０ｋＶpに設定
すると２００ｋＶpに対して同様に１６倍広いエッジ強
調半値幅Ｅが得られる。このように管電圧を低く設定す
ることで、位相コントラスト画像を得やすくなる。Here, for example, a chest X-ray image is 90 kVp
Imaging is performed with the above tube voltage settings. When the chest is thick, a higher tube voltage, that is, 120 kVp or 150 k
Vp is set. In the nondestructive inspection, X-ray imaging is performed at 150 kVp or more and 250 kVp or the like. As described above, when the tube voltage is increased, the wavelength of X-rays is shortened, the transmission power of X-rays is increased, and the image signal of an X-ray image having a wide latitude with less black crushing of an image and the like can be obtained. Moreover, since the wavelength of the X-ray becomes short, the phase contrast becomes extremely weak. On the other hand, for example, when the tube voltage is set to 30 kVp, the tube voltage is 1/4 times that of 120 kVp, so the wavelength of the X-ray becomes 4 times, and a 16 times wider edge-enhancing half-width E is obtained. Further, when the tube voltage is set to 50 kVp, the edge emphasis half value width E which is 16 times wider than that of 200 kVp is obtained. By setting the tube voltage low in this way, it becomes easier to obtain a phase contrast image.
【００１７】なお、管電圧が５０ｋＶpより低い場合
は、通常画像撮影と位相コントラスト撮影での管電圧設
定を同じくして、通常撮影のＸ線管の焦点サイズを位相
コントラスト撮影での焦点サイズより小さくする方法で
も、同様の効果を得ることができる。When the tube voltage is lower than 50 kVp, the tube voltage setting in the normal image photographing and the phase contrast photographing is the same, and the focus size of the X-ray tube in the normal photographing is smaller than the focus size in the phase contrast photographing. The same effect can be obtained by the method.
【００１８】このように、管電圧を高くして撮影したラ
チチュードの広いＸ線画像の画像信号を生成すると共
に、位相コントラスト画像を得るために管電圧を低くし
て撮影したエッジ強調効果を生じたＸ線画像の画像信号
を生成して、ラチチュードの広いＸ線画像の画像信号
に、エッジ強調効果を生じたＸ線画像の画像信号を重ね
合わせることにより、エッジ強調された鮮明でかつラチ
チュードの広いＸ線画像の画像信号を生成できる。As described above, an image signal of an X-ray image having a wide latitude, which is photographed by increasing the tube voltage, is generated, and the edge voltage is reduced by the tube voltage to obtain the phase contrast image. By generating an image signal of an X-ray image and superimposing the image signal of the X-ray image having the edge enhancement effect on the image signal of the X-ray image having a wide latitude, a sharp edge-enhanced and wide latitude is obtained. An image signal of an X-ray image can be generated.
【００１９】図４は、Ｘ線画像撮像システムの構成を示
している。Ｘ線管１０から放射されたＸ線は、被写体
（医療施設では例えば患者）１５を通してＸ線画像検出
器２０に照射される。FIG. 4 shows the configuration of the X-ray image pickup system. The X-rays emitted from the X-ray tube 10 are applied to the X-ray image detector 20 through a subject (for example, a patient in a medical facility) 15.
【００２０】ここで、Ｘ線管１０は回転陽極あるいは固
定陽極のＸ線管であって、管電圧設定が１ｋＶpから５
００ｋＶpの間の任意の電圧範囲に設定することができ
る。回転陽極の材質はタングステン、モリブデン、ロジ
ウムなどが使用される。本発明に用いられるＸ線管の焦
点サイズ「Ｄ」は０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下であ
る。この焦点サイズは一般にＸ線管製造メーカーがその
仕様として提示されるものであり、そしてＪＩＳ Ｚ ４
７０２に定められるようにピンホールカメラあるいはテ
ストチャートを用いて測定することができる。医用領域
では、被写体の厚さや被写体の組成のＸ線吸収量などを
勘案し、目的によって焦点サイズを決定する。よりＸ線
量が多く、またより鮮鋭性が良い画像を得るにはＸ線焦
点サイズは０．０８ｍｍ以上２ｍｍ以下がより好ましい
範囲である。また非破壊検査では、被写体サイズが小さ
い場合は、０．００１ｍｍ以上０．１ｍｍ以下が用いら
れる。Here, the X-ray tube 10 is a rotary anode or a fixed anode X-ray tube, and the tube voltage setting is from 1 kVp to 5
It can be set to any voltage range between 00 kVp. The material of the rotary anode is tungsten, molybdenum, rhodium, or the like. The focal spot size “D” of the X-ray tube used in the present invention is 0.001 mm or more and 2 mm or less. This focus size is generally suggested by the X-ray tube manufacturer as its specification, and JIS Z 4
It can be measured using a pinhole camera or a test chart as defined in 702. In the medical area, the focus size is determined according to the purpose by taking into consideration the X-ray absorption amount of the subject's thickness and the composition of the subject. The X-ray focal spot size is more preferably 0.08 mm or more and 2 mm or less in order to obtain an image with a larger X-ray dose and better sharpness. In the non-destructive inspection, when the subject size is small, 0.001 mm or more and 0.1 mm or less is used.
【００２１】Ｘ線画像検出器２０は、入射したＸ線の強
度に応じてＸ線画像の画像信号を出力する。このＸ線画
像検出器２０は、いわゆるディジタルＸ線画像検出器を
用いるものとする。ディジタルＸ線画像検出器として
は、コンピューテッド・ラジオグラフィで用いられる輝
尽性蛍光板、Ｘ線シンチレータからの光を電気信号に置
きかえる光半導体とその電荷を読み取る薄膜トランジス
タを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線を直
接に電荷に替えて、その電荷を読み取る薄膜トランジス
タを２次元に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線シンチレ
ータからの光をレンズ又はガラスファイバーで集めてＣ
ＣＤ若しくはＣＭＯＳで電気信号として画像情報を得る
もの、またＸ線を直接ＣＣＤに照射してＸ線画像情報を
得るものなどを使用できる。The X-ray image detector 20 outputs an image signal of an X-ray image according to the intensity of the incident X-ray. The X-ray image detector 20 uses a so-called digital X-ray image detector. As a digital X-ray image detector, a photostimulable fluorescent plate used in computed radiography, an optical semiconductor that replaces light from the X-ray scintillator into an electric signal and a thin film transistor that reads the electric charge are spread over a two-dimensional plane. X-ray image detector, X-ray image detector in which X-rays are directly converted into electric charges and thin film transistors for reading the electric charges are two-dimensionally spread, and light from the X-ray scintillator is collected by a lens or a glass fiber to obtain C
A CD or CMOS that obtains image information as an electric signal, or a CCD that directly irradiates an X-ray to obtain X-ray image information can be used.
【００２２】Ｘ線画像検出器２０が輝尽性蛍光体の場
合、本発明でいう画素サイズは、Ｘ線照射後に輝尽発光
を誘発させるレーザー光照射の照射サイズである。その
他の上記ディジタルＸ線画像検出器では光半導体での最
小読取サイズ、電荷を読み取る薄膜トランジスタの最小
単位、ＣＣＤの集光最小面積などで、通常はＸ線画像検
出器の製造者により、画素サイズが仕様として示され
る。When the X-ray image detector 20 is a stimulable phosphor, the pixel size referred to in the present invention is the irradiation size of laser light irradiation that induces stimulated luminescence after X-ray irradiation. In the other digital X-ray image detectors described above, the minimum reading size in an optical semiconductor, the minimum unit of a thin film transistor for reading charges, the minimum condensing area of a CCD, etc. Presented as a specification.
【００２３】このＸ線画像検出器２０における画素サイ
ズについては、小さければ小さいほど緻密な画像情報が
得られるが、その処理時間がかかり、また製造コストの
増大を招いてしまう。このため、Ｘ線画像検出器２０の
画素サイズは０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下が好ま
しく、医療用においては０．０３ｍｍ以上０．３ｍｍ以
下が好ましい。また、小さい被写体の非破壊検査では
０．０１ｍｍ以上０．２ｍｍ以下がより好ましい態様で
ある。また、位相コントラストによってエッジ強調効果
が現れた画像を得るため、Ｘ線画像検出器２０の画像分
解能はエッジ強調半値幅Ｅよりも大きくする。画像分解
能が低いと、エッジ強調効果がＸ線画像に現れなくなっ
てしまうからである。Regarding the pixel size in the X-ray image detector 20, the smaller the pixel size, the more detailed image information can be obtained, but the processing time is increased and the manufacturing cost is increased. Therefore, the pixel size of the X-ray image detector 20 is preferably 0.001 mm or more and 0.3 mm or less, and 0.03 mm or more and 0.3 mm or less for medical use. In a non-destructive inspection of a small subject, 0.01 mm or more and 0.2 mm or less is a more preferable aspect. Further, the image resolution of the X-ray image detector 20 is set to be larger than the edge enhancement half-value width E in order to obtain an image in which the edge enhancement effect appears due to the phase contrast. This is because if the image resolution is low, the edge enhancement effect will not appear in the X-ray image.
【００２４】このＸ線画像検出器２０によって、照射さ
れたＸ線の強度に基づいて生成された画像信号は、Ｘ線
画像検出器２０に接続されている画像処理部５１によっ
て読み出される。あるいはＸ線画像検出器２０に装着さ
れた例えば半導体メモリカード等の携帯可能な記録媒体
に蓄積されたのち、この記録媒体がＸ線画像検出器２０
から取り外されて画像処理部５１に装着されることによ
り、画像処理部５１に供給される。The image signal generated by the X-ray image detector 20 based on the intensity of the irradiated X-rays is read by the image processing section 51 connected to the X-ray image detector 20. Alternatively, after being stored in a portable recording medium such as a semiconductor memory card attached to the X-ray image detector 20, this recording medium is stored in the X-ray image detector 20.
It is supplied to the image processing unit 51 by being detached from and attached to the image processing unit 51.
【００２５】画像処理部５１では、Ｘ線画像検出器２０
で生成された画像信号に対してシェーディング補正やゲ
イン補正、階調補正、周波数強調処理や画像の拡大・縮
小処理等を施して、診断等に適した画像信号となるよう
に処理を行う。また、出力画像のコントラストや特性曲
線形状、また濃度などをコントロールすることも好まし
い。In the image processing section 51, the X-ray image detector 20
Shading correction, gain correction, gradation correction, frequency enhancement processing, image enlargement / reduction processing, and the like are performed on the image signal generated in (3) to perform processing so as to obtain an image signal suitable for diagnosis and the like. It is also preferable to control the contrast of the output image, the shape of the characteristic curve, and the density.
【００２６】さらに、通常撮影のＸ線画像に対して位相
コントラストを生じさせたＸ線位相コントラスト画像を
加算して、エッジ強調が行われたＸ線画像の画像信号を
生成する。ここで、通常撮影のＸ線画像と位相コントラ
スト画像を加算あるいは減算する際には画像の拡大や縮
小処理を行い、２つのＸ線画像上での被写体サイズを一
致させて正しく画像の重ね合わせを行う。なお、通常の
Ｘ線画像と位相コントラスト画像の画像信号を加算する
際の信号強度比を自由に可変可能とすれば、所望のレベ
ルにエッジ強調されたＸ線画像を得ることができる。ま
た通常のＸ線画像に対して位相コントラストを生じさせ
たＸ線画像を差し引きエネルギーサブストラクション画
像を得ることも可能である。この場合はエッジ強調の濃
度関係が反転するが、エッジ強調効果は保持される。Further, the X-ray phase contrast image in which the phase contrast is generated is added to the X-ray image of the normal photographing, and the image signal of the X-ray image in which the edge enhancement is performed is generated. Here, when adding or subtracting the X-ray image and the phase-contrast image that are normally taken, the image is enlarged or reduced, and the subject sizes on the two X-ray images are matched so that the images are correctly superimposed. To do. If the signal intensity ratio at the time of adding the image signals of the normal X-ray image and the phase contrast image can be freely changed, an X-ray image with edge enhancement at a desired level can be obtained. It is also possible to obtain an energy subtraction image by subtracting the X-ray image having a phase contrast from the normal X-ray image. In this case, the density relationship of edge enhancement is reversed, but the edge enhancement effect is retained.
【００２７】また、画像処理部５１では、画像信号の蓄
積や転送を容易とするために画像信号の圧縮処理や、圧
縮されている画像信号に基づくＸ線画像を出力するため
に、圧縮されている画像信号の伸長処理等も行う。さら
に、後述する画像表示部５２に表示されている画像を拡
大したり縮小することで、撮影部位の確認や処理状態を
容易とすることも行う。In the image processing section 51, the image signal is compressed in order to facilitate the storage and transfer of the image signal and is compressed in order to output an X-ray image based on the compressed image signal. It also expands the existing image signal. Further, by enlarging or reducing the image displayed on the image display unit 52, which will be described later, it is possible to facilitate the confirmation of the imaging region and the processing state.
【００２８】画像表示部５２は、陰極管や液晶表示素子
あるいはプロジェクタ等を用いて構成されており、画像
処理部５１から出力されている画像信号や後述する画像
保存部５４から読み出された画像信号、およびネットワ
ーク６０を介して供給された画像信号等に基づくＸ線画
像を表示する。The image display section 52 is constructed by using a cathode ray tube, a liquid crystal display element, a projector or the like, and an image signal output from the image processing section 51 or an image read from an image storage section 54 described later. An X-ray image based on the signal and the image signal supplied via the network 60 is displayed.
【００２９】画像出力部５３では、記録紙やフイルム等
にＸ線画像を表示させて出力する。例えば、銀塩写真フ
ィルムを用いるものとして、画像信号に基づき露光を行
う。この露光された銀塩写真フィルムの現像処理を行う
ことでＸ線画像を得ることができ、シャウカステンを用
いてこの銀塩写真フィルムのＸ線画像を観察できる。ま
た、昇華型やインクジェットプリンタなどでプラスチッ
ク支持体上にハードコピー画像として描かれて、それを
シャウカステン上で観察することもできる。ここで、表
示されるＸ線画像の大きさを、被写体の大きさに対応さ
せたり、モノクロ画像表示でも疑似カラーを用いてカラ
ー画像とすることで、観察を容易とすることができる。
さらに、記録紙にＸ線画像を印刷して出力する場合に
は、昇華型やインクジェットプリンタ、サーマルプリン
タ、レーザプリンタ等を用いて画像出力部５３を構成し
ても良い。The image output section 53 displays an X-ray image on a recording paper, a film or the like and outputs it. For example, using a silver salt photographic film, exposure is performed based on an image signal. An X-ray image can be obtained by developing the exposed silver salt photographic film, and the X-ray image of this silver salt photographic film can be observed using Schaucasten. It can also be drawn as a hard copy image on a plastic support by a sublimation type or an inkjet printer, and can be observed on a Schaucasten. Here, the size of the displayed X-ray image can be made to correspond to the size of the subject, or even when displaying a monochrome image, a pseudo color can be used to form a color image to facilitate observation.
Further, when printing and outputting an X-ray image on recording paper, the image output unit 53 may be configured by using a sublimation type, an inkjet printer, a thermal printer, a laser printer, or the like.
【００３０】画像保存部５４では、Ｘ線画像の画像信号
を必要に応じて適宜読み出すことができると共に、一時
的若しくは永久保存を目的として画像の保存を行う。こ
の画像保存部５４は、例えば磁気的、ホログラム素子、
穿孔、色素分布変化等を利用して画像信号を保存する。The image storage unit 54 can appropriately read the image signal of the X-ray image as needed, and stores the image for the purpose of temporary or permanent storage. The image storage unit 54 is, for example, magnetically, hologram element,
The image signal is stored by utilizing the perforation, the dye distribution change and the like.
【００３１】ＣＡＤ５５は、撮影されたＸ線画像のコン
ピュータ処理やコンピュータ解析を行い、診断に必要な
情報を医師に提供することで病変の見落としがないよう
に診断支援を行う。またコンピュータ処理やコンピュー
タ解析結果に基づいて、診断を自動的に行う。The CAD 55 performs computer processing and computer analysis of the captured X-ray image and provides a doctor with information necessary for diagnosis to assist diagnosis so that no lesion is overlooked. In addition, diagnosis is automatically performed based on the results of computer processing and computer analysis.
【００３２】制御部５６には、キーボード、マウス、ポ
インターなどを用いて構成された情報入力部５７が接続
されており、この情報入力部５７によって患者情報など
を入力し、付加情報を画像信号に付け加えることができ
る。また画像処理の指定や画像信号の保存や読み出し、
ネットワークを介した画像信号の送受信を行う際の指示
等も情報入力部５７から行われる。さらに、Ｘ線管１０
の管電圧の設定等も行う。制御部５６では、情報入力部
５７での操作に応じて、画像処理部５１や画像表示部５
２、画像出力部５３、画像保存部５４、ＣＡＤ５５等の
動作を制御する。The control unit 56 is connected to an information input unit 57 composed of a keyboard, a mouse, a pointer and the like. The information input unit 57 is used to input patient information and the additional information is converted into an image signal. Can be added. You can also specify image processing, save and read image signals,
The information input unit 57 also gives instructions for transmitting and receiving image signals via the network. Furthermore, the X-ray tube 10
It also sets the tube voltage. In the control unit 56, the image processing unit 51 and the image display unit 5 are operated according to the operation of the information input unit 57.
2. Control operations of the image output unit 53, the image storage unit 54, the CAD 55, and the like.
【００３３】また、Ｘ線画像の画像信号は、上述の画像
出力部５３や画像保存部５４及びＣＡＤ５５だけでな
く、いわゆるＬＡＮやインターネット及びＰＡＣＳ(医
療画像ネットワーク)等のネットワーク６０を介して、
病院施設内のほかの部署あるいは遠隔地にも送付するこ
とができる。また、このネットワークを介して、ＣＴ６
１やＭＲＩ６２から得られた画像信号あるいはＣＲや他
のＦＰＤ６３から得られた画像信号、及びその他の検査
情報等も送付可能とされており、Ｘ線画像検出器２０で
得られたＸ線画像と比較検討するため、ネットワーク６
０を介して送付されてきた画像信号や検査情報等を画像
表示部５２で表示したり画像出力部５３から出力させる
ことも行われる。また、送付されてきた画像信号や検査
情報等を画像保存部５４に保存させることもできる。ま
た、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像の画像信号
等を外部画像保存装置６４に保存させるものとしたり、
外部画像表示装置６５の画面上に、Ｘ線画像検出器２０
で得られたＸ線画像を表示することも行われる。The image signal of the X-ray image is transmitted not only by the image output unit 53, the image storage unit 54 and the CAD 55 described above, but also by the so-called LAN, the Internet and the network 60 such as PACS (medical image network).
It can be sent to other departments in hospital facilities or to remote areas. Also, through this network, CT6
It is also possible to send an image signal obtained from 1 or MRI 62, an image signal obtained from CR or another FPD 63, and other inspection information, and an X-ray image obtained by the X-ray image detector 20. Network 6 for comparison
The image display unit 52 displays the image signal, the inspection information, and the like sent via 0, and outputs the image signal from the image output unit 53. Further, the image signal, inspection information, etc. sent may be stored in the image storage unit 54. Further, the image signal of the X-ray image obtained by the X-ray image detector 20 or the like may be stored in the external image storage device 64,
The X-ray image detector 20 is displayed on the screen of the external image display device 65.
Displaying the X-ray image obtained in step 1 is also performed.
【００３４】このように構成されたＸ線画像撮像システ
ムで、Ｘ線画像を撮影する場合、位相コントラスト画像
を得ることを目的とせず、むしろラチチュードの広いＸ
線画像を撮影するときには、被写体並びに被写体で観察
したい部分に応じてＸ線管１０の管電圧を設定する。例
えば乳房Ｘ線画像撮影の場合はモリブデンをターゲット
に用いたＸ線管で管電圧を２８ｋＶp、人骨の場合はタ
ングステンをターゲットに用いたＸ線管（以下「タング
ステン管」という）で管電圧を６０ｋＶp、人体胸部で
はタングステン管で管電圧を９０ｋＶp〜１５０ｋＶpと
する。また非破壊検査では、タングステン管で管電圧を
８０ｋＶp〜２５０ｋＶpに設定して撮影を行う。この通
常撮影での焦点サイズについては、特に制限されること
はないが、画像濃度が充分得られ、撮影時間が必要な短
い時間となるように、焦点サイズはできるだけ小さい値
に設定することが好ましい。そして医用画像において
は、Ｘ線画像検出器２０は被写体に密着して撮影するこ
とが多く、拡大撮影の場合は１．２〜３倍程度の拡大率
で撮影される。非破壊検査の拡大撮影の場合は２〜１０
倍程度の拡大撮影が行われる。When an X-ray image is photographed by the X-ray image pickup system configured as described above, the purpose is not to obtain a phase contrast image, but rather an X-ray having a wide latitude.
When capturing a line image, the tube voltage of the X-ray tube 10 is set according to the subject and the portion of the subject to be observed. For example, in the case of mammography, the tube voltage is 28 kVp with an X-ray tube using molybdenum, and in the case of a human bone, the tube voltage is 60 kVp with an X-ray tube using tungsten as a target (hereinafter referred to as "tungsten tube"). In the human chest, the tube voltage is set to 90 kVp to 150 kVp with a tungsten tube. In the non-destructive inspection, the tube voltage is set to 80 kVp to 250 kVp using a tungsten tube, and imaging is performed. The focus size in this normal shooting is not particularly limited, but it is preferable to set the focus size to a value as small as possible so that a sufficient image density can be obtained and the shooting time is short. . In medical images, the X-ray image detector 20 is often photographed in close contact with a subject, and in the case of magnified photography, the magnification is approximately 1.2 to 3 times. 2-10 for magnified non-destructive inspection
About twice the magnified image is taken.
【００３５】次に、位相コントラストを生じさせる場
合、通常撮影でのＸ線管の管電圧が５０ｋＶpより高い
ときには、通常撮影よりも低い管電圧で撮影することが
好ましい。この位相コントラスト撮影では、位相コント
ラストによる画像の輪郭さえ撮影されればよいので、見
やすい画像濃度とする撮影条件に合わす必要はない。し
たがって通常撮影時に対して約１／２あるいはそれより
低い管電圧で撮影することが好ましい。また、通常撮影
での管電圧が５０ｋＶpより低いときは、通常撮影と位
相コントラスト撮影は同じ管電圧で差し支えないが、焦
点サイズについては、位相コントラスト撮影での焦点サ
イズを通常撮影のときの焦点サイズよりも小さくして撮
影することが好ましい。この位相コントラスト撮影の場
合における焦点サイズは、０．００１〜２ｍｍの範囲で
設定される。医用画像の場合は０．０３〜０．３ｍｍが
好ましく、非破壊検査の場合は０．００１〜０．０５ｍ
ｍが好ましい範囲である。Next, when the phase contrast is to be generated, when the tube voltage of the X-ray tube in the normal photographing is higher than 50 kVp, it is preferable to photograph at a lower tube voltage than the normal photographing. In this phase contrast imaging, only the outline of the image based on the phase contrast needs to be imaged, so it is not necessary to match the imaging conditions with which the image density is easy to see. Therefore, it is preferable to shoot at a tube voltage that is about ½ or lower than that in normal shooting. When the tube voltage in normal shooting is lower than 50 kVp, the same tube voltage may be used in normal shooting and phase contrast shooting, but the focus size is the same as the focus size in normal shooting. It is preferable to make the image smaller. The focus size in the case of this phase contrast imaging is set in the range of 0.001 to 2 mm. 0.03 to 0.3 mm is preferable for medical images, and 0.001 to 0.05 m for nondestructive inspection
m is a preferable range.
【００３６】さらに、位相コントラスト画像を得るため
に、式（２）と式（３）の両者を満足するように、管電
圧、被写体の大きさ、焦点サイズなどを決めると、距離
「Ｒ1」及び距離「Ｒ2」を導き出すことができる。距離
「Ｒ1」及び距離「Ｒ2」は大きいほど位相コントラスト
画像が得られやすいので、この場合、最低許容距離が計
算で得られることとなる。位相コントラストを生じたＸ
線画像を得るには、拡大画像撮影となり、通常のＸ線画
像撮影においても拡大率を合わせて撮影すれば、通常の
Ｘ線画像の画像信号に位相コントラスト画像の画像信号
を重ね合わせるだけで、エッジ強調された鮮明でかつラ
チチュードの広いＸ線画像を出力できるの画像信号を簡
単に生成できる。Further, in order to obtain the phase contrast image, the tube voltage, the size of the subject, the focus size, etc. are determined so that both equations (2) and (3) are satisfied, and the distance "R1" and The distance "R2" can be derived. The larger the distance "R1" and the distance "R2", the more easily the phase contrast image can be obtained. In this case, therefore, the minimum permissible distance can be obtained by calculation. X that caused phase contrast
In order to obtain a line image, it becomes an enlarged image photographing, and even in the case of a normal X-ray image photographing, if the photographing is performed with the enlargement ratio matched, the image signal of the normal contrast X-ray image is simply superposed on the image signal of the phase contrast image, An image signal capable of outputting an edge-enhanced clear X-ray image having a wide latitude can be easily generated.
【００３７】拡大撮影を容易に実現するためには、図４
に示すようにＸ線管１０とＸ線画像検出器２０の間の所
定の距離に被写体を固定するための被写体保持具７０を
設けて、被写体の動きによるＸ線画像のブレをできるだ
け少ないものとする。この被写体保持具７０は、Ｘ線の
透過性のよい素材、例えば一定厚さのプラスチック樹脂
製による板状若しくは枠状のものが支え棒に固着され
て、地面若しくは支柱で支持される。In order to easily realize magnified photography, FIG.
As shown in FIG. 3, a subject holder 70 for fixing the subject at a predetermined distance between the X-ray tube 10 and the X-ray image detector 20 is provided to minimize the blurring of the X-ray image due to the movement of the subject. To do. The subject holder 70 is made of a material having a high X-ray transparency, for example, a plate-shaped or frame-shaped material made of plastic resin having a certain thickness, fixed to a support rod, and supported by the ground or a column.
【００３８】被写体保持具７０はＸ線管１０とＸ線画像
検出器２０の間で可動であると共に、Ｘ線画像撮影時に
は任意の位置で固定できるものとする。あるいは、被写
体保持具７０の位置を固定してＸ線管１０やＸ線画像検
出器２０の位置を移動可能とすると共に、Ｘ線画像撮影
時には任意の位置で固定できるものとする。このよう
に、Ｘ線管１０と被写体１５とＸ線画像検出器２０との
距離を調整できる構成とすることで、Ｘ線管１０から被
写体１５までの距離Ｒ1と被写体１５からＸ線画像検出
器２０までの距離Ｒ2を調整して、位相コントラスト画
像を得ることが容易に可能となる。また、距離Ｒ1と距
離Ｒ2がそれぞれ明示されるようにすれば、距離Ｒ1と距
離Ｒ2の設定を容易に行うこともできる。The object holder 70 is movable between the X-ray tube 10 and the X-ray image detector 20 and can be fixed at an arbitrary position during X-ray image capturing. Alternatively, the position of the object holder 70 can be fixed so that the X-ray tube 10 and the X-ray image detector 20 can be moved, and at the same time, the X-ray tube 10 and the X-ray image detector 20 can be fixed at arbitrary positions during X-ray image capturing. In this way, the distance R1 from the X-ray tube 10 to the subject 15 and the distance from the subject 15 to the X-ray image detector are configured by adjusting the distance between the X-ray tube 10, the subject 15, and the X-ray image detector 20. It is possible to easily obtain a phase contrast image by adjusting the distance R2 to 20. Further, if the distance R1 and the distance R2 are specified respectively, the distance R1 and the distance R2 can be easily set.
【００３９】また、被写体保持具７０には、鉛やアルミ
ニウムのような金属片あるいは樹脂や木片等に一定の間
隔で刻みをつけた拡大率測定スケールを設けるものとし
ても良い。この拡大率測定スケールは、撮影被写体の邪
魔にならない位置、例えば画像の４辺の一つに設置する
ことが好ましい。部分的に拡大するときは、拡大画像に
その拡大率測定スケールが写り込むように移動させるこ
とができる仕組みも好ましい態様である。このように拡
大率測定スケールを設けてＸ線画像に写り込むようにす
れば、撮影されたＸ線画像上での拡大率測定スケールの
サイズから、拡大率を判別することができる。Further, the object holder 70 may be provided with a magnification measuring scale in which a metal piece such as lead or aluminum, a resin piece, a wood piece or the like is inscribed at regular intervals. It is preferable that the magnification ratio measuring scale is installed at a position where it does not interfere with the photographed subject, for example, at one of the four sides of the image. When partially enlarging, a mechanism is also preferable in which the enlargement ratio measuring scale can be moved so as to be reflected in the enlarged image. In this way, if the magnifying power measuring scale is provided so that it is reflected in the X-ray image, the magnifying power can be determined from the size of the magnifying power measuring scale on the captured X-ray image.
【００４０】Ｘ線画像検出器２０の位置を密着撮影位置
としたＸ線画像の通常撮影時と、Ｘ線画像検出器２０の
位置を拡大撮影位置とした位相コントラスト撮影時で
は、図５Ａに示すように、被写体に入射するＸ線の角
度、すなわち画角が等しいことが好ましい。なぜなら
ば、図５Ｂに示す通常撮影時のＸ線画像と図５Ｃに示す
位相コントラスト撮影でのＸ線画像は、画角を等しくす
ることで画像内における被写体の各要素の相対的位置関
係が等しくなり、Ｘ線画像を拡大あるいは縮小して画像
サイズを合わせてから画像信号の加算等を行うだけで、
通常のＸ線画像と位相コントラスト画像を正しく容易に
重ね合わせられるからである。FIG. 5A shows a normal X-ray image taken with the X-ray image detector 20 in the close-contact shooting position and a phase contrast image taken with the X-ray image detector 20 in the enlarged shooting position. Thus, it is preferable that the angles of the X-rays incident on the subject, that is, the angles of view are equal. This is because the X-ray image at the time of normal imaging shown in FIG. 5B and the X-ray image at the phase contrast imaging shown in FIG. 5C have the same angle of view so that the relative positional relationship of each element of the subject in the image becomes equal. Therefore, simply add or reduce the image signals after enlarging or reducing the X-ray image to match the image size,
This is because the normal X-ray image and the phase contrast image can be correctly and easily superposed.
【００４１】ここで、例えば胸部Ｘ線画像撮影の場合、
管電圧を１２０ｋＶpに設定してＸ線画像の撮影を行
い、次に管電圧を３０ｋＶpに設定して位相コントラス
ト撮影を同様に行う。これらの二つの画像信号を画像処
理部５１で重ね合わせると、１２０ｋＶpで得た画像に
対してエッジ強調効果が上乗せされることから、エッジ
が明瞭に描写される胸部Ｘ線画像信号を得ることができ
る。同様に非破壊検査の場合は２００ｋＶpに設定して
撮影したＸ線画像に５０ｋＶpで撮影したＸ線画像を画
像処理によって重ねあわすと、エッジが強調された鮮明
でかつラチチュードの広い画像を得ることができる。ま
た１２０ｋＶpで得た画像信号から位相コントラスト撮
影での画像信号を差し引くことで、両方のＸ線画像に現
れている部位の画像例えば肋骨などの画像が取り除かれ
たいわゆるエネルギーサブストラクション画像を得られ
るが、このエネルギーサブストラクション画像において
もエッジ強調効果を保持できる。この場合には、１２０
ｋＶpで得た画像信号から位相コントラスト撮影での画
像信号を差し引いていることから、エッジ強調の濃度関
係が反転する。Here, for example, in the case of chest X-ray imaging,
The tube voltage is set to 120 kVp to capture an X-ray image, and then the tube voltage is set to 30 kVp to similarly perform phase contrast imaging. When these two image signals are superposed by the image processing unit 51, the edge enhancement effect is added to the image obtained at 120 kVp, so that a chest X-ray image signal with clearly drawn edges can be obtained. it can. Similarly, in the case of non-destructive inspection, when an X-ray image taken at 50 kVp is superimposed on an X-ray image taken at 200 kVp by image processing, a sharp and wide latitude image with enhanced edges can be obtained. it can. Further, by subtracting the image signal obtained by the phase contrast imaging from the image signal obtained at 120 kVp, an image of a portion appearing in both X-ray images, for example, a so-called energy subtraction image in which images of ribs and the like are removed can be obtained. The edge enhancement effect can be maintained even in this energy subtraction image. In this case, 120
Since the image signal obtained by the phase contrast imaging is subtracted from the image signal obtained at kVp, the density relationship of edge enhancement is reversed.
【００４２】また、診断画像においては、実際の大きさ
を知ることは重要なことであり、通常撮影のＸ線画像と
位相コントラスト撮影のＸ線画像の画像信号はディジタ
ル信号であることから、通常撮影のＸ線画像やエッジ強
調された鮮明でかつラチチュードの広いＸ線画像を、診
断等に適したサイズとして簡単に出力できる。In the diagnostic image, it is important to know the actual size, and since the image signals of the X-ray image of the normal imaging and the X-ray image of the phase contrast imaging are digital signals, It is possible to easily output a captured X-ray image or an edge-enhanced clear and wide latitude X-ray image as a size suitable for diagnosis and the like.
【００４３】[0043]
【実施例】第１の実施例
回転陽極がタングステンであるのＸ線管（浜松ホトニク
ス製：Ｌ６６２２−０２）を用いて、胸部ファントム
（京都科学社製）のＸ線画像の撮影を行った。Ｘ線画像
検出器は、シンチレータ部がタリウムをドープした沃化
セシウム柱状結晶からなる３００μｍ厚さで４０ｃｍ四
方の大きさとされており、これをアモルファスシリコン
からなる光半導体素子と薄膜半導体から構成される平面
素子アレイ上に蒸着する。この検出器の画素サイズは１
２０μｍであって、画像出力はディジタル変換後に１４
ビットである。Example 1 An X-ray image of a chest phantom (Kyoto Kagaku) was taken using an X-ray tube (L6622-02 made by Hamamatsu Photonics) in which the rotary anode is tungsten. The X-ray image detector has a scintillator portion made of cesium iodide columnar crystal doped with thallium and having a thickness of 300 μm and a size of 40 cm square, and is composed of an optical semiconductor element made of amorphous silicon and a thin film semiconductor. Deposition on the planar element array. The pixel size of this detector is 1
20 μm, and the image output is 14 after digital conversion.
Is a bit.
【００４４】まず、比較画像の撮影を行った。比較画像
の撮影では、管電圧を１２０ｋＶp、焦点サイズを１ｍ
ｍに設定して、格子比が１２：１のＸ線グリッドを用い
た。また、Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関係
は、Ｒ1＝２ｍ、Ｒ2＝０ｍとし、照射量は２ｍＡｓであ
る。First, a comparative image was photographed. When taking a comparative image, the tube voltage was 120 kVp and the focus size was 1 m.
An x-ray grid with a lattice ratio of 12: 1 was used, set to m. The positional relationship between the X-ray tube, the subject, and the X-ray image detector is R1 = 2 m and R2 = 0 m, and the irradiation amount is 2 mAs.
【００４５】次に、管電圧を１２０ｋＶp、焦点サイズ
を１ｍｍに設定してＸ線グリッドを除去した撮影を行
う。ここで、Ｘ線管と被写体とＸ線画像検出器の位置関
係は、Ｒ1＝１ｍ、Ｒ2＝１ｍとし、照射量は０．２ｍＡ
ｓである。（通常２倍撮影）位相コントラスト画像撮影
では、管電圧を６０ｋＶp、焦点サイズを０．１ｍｍに
設定して、Ｘ線グリッドを用いず撮影を行う。Ｘ線管と
被写体とＸ線画像検出器の位置関係をＲ1＝１ｍ、Ｒ2＝
１ｍとし、照射量は０．２ｍＡｓである。Next, the tube voltage is set to 120 kVp and the focus size is set to 1 mm, and imaging is performed with the X-ray grid removed. Here, the positional relationship between the X-ray tube, the subject, and the X-ray image detector is R1 = 1 m and R2 = 1 m, and the irradiation amount is 0.2 mA.
s. (Normally double magnification photography) In phase contrast image photography, the tube voltage is set to 60 kVp and the focus size is set to 0.1 mm, and the photography is performed without using the X-ray grid. The positional relationship between the X-ray tube, subject and X-ray image detector is R1 = 1m, R2 =
The irradiation amount is 0.2 mAs.
【００４６】この二つの画像を加算して足し合わせ、画
像サイズを比較画像と同じ大きさにしてプリントして第
１の撮影画像を得た。また、通常２倍撮影での画像信号
値を１．５倍とすると共に、位相コントラスト画像信号
を０．５倍として差し引き、エネルギーサブストラクシ
ョン画像を得た。この画像も比較画像と同じ大きさでプ
リントを行い、第２の撮影画像を得た。These two images were added and added together, and the image size was made the same as that of the comparative image, and printing was performed to obtain a first photographed image. In addition, the energy subtraction image was obtained by subtracting the phase contrast image signal by 0.5 while the image signal value in normal 2 × photography was set to 1.5. This image was also printed in the same size as the comparative image, and a second photographed image was obtained.
【００４７】ここで得られた画像信号を画像出力装置
（コニカ製：ＤｒｙＰｒｏ）で銀塩画像として出力し、
得られた銀塩画像を８０００ルクスのシャウカステン上
にて裸眼で観察することにより画像の評価を行った。第
１の撮影画像は比較画像に比べて非常にシャープであ
り、第２の撮影画像は比較画像に比べて非常にシャープ
であり、かつ肋骨陰影が殆どみられず、肺野画像が明瞭
に観察された。The image signal obtained here is output as a silver salt image by an image output device (DryPro manufactured by Konica),
Image evaluation was performed by observing the obtained silver salt image on a 8000 lux Schaucasten with the naked eye. The first photographed image is much sharper than the comparative image, the second photographed image is much sharper than the comparative image, and there is almost no rib shadow, and the lung field image is clearly observed. Was done.
【００４８】第２の実施例
回転陽極のＸ線管（東芝製：回転陽極Ｘ線管ロータノー
ドＤＲＸ−Ｂ１１４６−Ｍｏ）を用いて、２００μｍの
厚さのポリエステルベース板を保持具として用い、それ
に直径１ｃｍの円柱状の樹脂を取り付けたものを被写体
として撮影を行った。Ｘ線画像検出器は輝尽性プレート
（コニカ製：ＲＥＧＩＵＳプレートＲＰ‐１Ｍ）を用い
た。Second Embodiment A rotary anode X-ray tube (manufactured by Toshiba: rotary anode X-ray tube rotor node DRX-B1146-Mo) was used, and a polyester base plate having a thickness of 200 μm was used as a holder. The subject was photographed with a columnar resin having a diameter of 1 cm attached. As the X-ray image detector, a stimulable plate (made by Konica: REGIUS plate RP-1M) was used.
【００４９】通常撮影では、管電圧を２８ｋＶp、焦点
サイズを０．３ｍｍとして、０．０３ｍｍモリブデンフ
ィルタを用いて撮影を行った。ここで、Ｘ線管と被写体
とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝０．６ｍ，Ｒ2＝
０ｍとし、照射量は１ｍＡｓである。In normal photography, the tube voltage was 28 kVp, the focus size was 0.3 mm, and a 0.03 mm molybdenum filter was used. Here, the positional relationship between the X-ray tube, the subject, and the X-ray image detector is R1 = 0.6 m, R2 =
The irradiation dose is 1 mAs.
【００５０】位相コントラスト撮影の場合、管電圧を２
８ｋＶp、焦点サイズを０．１ｍｍとして、０．０３ｍ
ｍモリブデンフィルタを用いて撮影を行った。Ｘ線管と
被写体とＸ線画像検出器の位置関係は、Ｒ1＝０．６
ｍ，Ｒ2＝０．６ｍとし、照射量は１ｍＡｓである。In the case of phase contrast imaging, the tube voltage is set to 2
8kVp, focus size 0.1mm, 0.03m
Photographs were taken using an m-molybdenum filter. The positional relationship between the X-ray tube, the subject and the X-ray image detector is R1 = 0.6
m, R2 = 0.6 m, and the irradiation dose is 1 mAs.
【００５１】それぞれの撮影後の輝尽性プレートを画像
読取装置（コニカ製：ＲＥＧＩＵＳ１５０）を用いて画
像情報を読み取った。このときの読取レーザスポットサ
イズは０．０８７５ｍｍである。読み取った画像データ
は、通常撮影での画像信号を０．５、位相コントラスト
撮影での画像信号を０．５の割合で加算した。このとき
位相コントラスト画像は通常撮影画像の大きさに合わせ
た。画像処理後に、画像形成装置（コニカ製：レーザイ
メージャＬｉ６２ｐ）で記録用ハロゲン化銀写真フィル
ム用にプリントを行った。写真フィルムを現像処理後に
８０００ｌｘのシャウカステン上で画像を観察した。比
較のために通常撮影の画像も同様にプリントした。得ら
れたＸ線画像は比較画像に比べて鮮鋭性が非常に良好で
あった。Image information was read from each photostimulable plate after photographing using an image reading device (Konica: REGIUS 150). The read laser spot size at this time is 0.0875 mm. The read image data was obtained by adding the image signal in the normal photographing to 0.5 and the image signal in the phase contrast photographing to the ratio of 0.5. At this time, the phase contrast image was adjusted to the size of the normally photographed image. After the image processing, printing was performed for a recording silver halide photographic film by an image forming apparatus (laser imager Li62p manufactured by Konica). The image was observed on a 8000 lx Schaukasten after development of the photographic film. For comparison, images taken in the same manner were printed in the same manner. The obtained X-ray image had very good sharpness as compared with the comparative image.
【００５２】[0052]
【発明の効果】この発明によれば、Ｘ線管の管電圧設定
をＸｋＶp（１＜Ｘ≦５００）に設定して被写体のＸ線
撮影を行うことにより得られた第１の画像信号と、Ｘ線
管の管電圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５０
０）に設定して、位相コントラスト撮影条件で被写体の
Ｘ線撮影を行うことにより得られた第２の画像信号を用
いて被写体のＸ線画像の画像信号が生成される。このた
め、第１の画像信号に基づくラチチュードの広いＸ線画
像に、第２の画像信号に基づくエッジ強調効果を生じた
Ｘ線画像を重ね合わせて、エッジ強調された鮮明でかつ
ラチチュードの広いＸ線画像を出力できる。According to the present invention, the first image signal obtained by setting the tube voltage of the X-ray tube to XkVp (1 <X ≦ 500) and performing X-ray imaging of the subject, The tube voltage setting of the X-ray tube is set to YkVp (Y ≦ X and 1 <Y ≦ 50
0), and the image signal of the X-ray image of the subject is generated using the second image signal obtained by performing the X-ray photography of the subject under the phase contrast imaging condition. Therefore, an X-ray image having a wide latitude based on the first image signal and an X-ray image having an edge enhancement effect based on the second image signal are superposed on each other to obtain a sharp X-ray image with a sharp edge and a wide latitude. Can output line images.
【００５３】また、位相コントラストを生じさせる撮影
条件は、Ｘ線画像の半影によるボケ幅ＢとＸ線位相コン
トラストによるエッジ強調半値幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且
つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすものとされる。このため、視認
可能なエッジ強調効果を生じさせることができると共
に、幾何学的不鋭に起因するボケが生じてもエッジ強調
効果が現れるようにすることができる。Further, the photographing condition for producing the phase contrast is such that the blur width B due to the penumbra of the X-ray image and the edge enhancement half-value width E due to the X-ray phase contrast satisfy "E ≧ 6 μm" and "9E ≧ B". It is said that For this reason, it is possible to generate a visually recognizable edge enhancement effect, and it is possible to make the edge enhancement effect appear even if blurring due to geometrical unsharpness occurs.
【００５４】また、第１と第２の画像信号を得るディジ
タルＸ線画像検出器では、画素サイズが０．００１ｍｍ
以上０．３ｍｍ以下とされる。このため、Ｘ線画像検出
器の製造コストの増大や画像処理時間の長時間化を招く
ことなく良好なＸ線画像を得ることができる。さらに、
第２の画像信号を得る際のＸ線管の焦点サイズは０．０
０１ｍｍ以上２ｍｍ以下とされるので、幾何学的不鋭に
起因するボケが少ないものとされて、エッジ強調効果を
明瞭なものにできる。In the digital X-ray image detector for obtaining the first and second image signals, the pixel size is 0.001 mm.
The above is 0.3 mm or less. Therefore, a good X-ray image can be obtained without increasing the manufacturing cost of the X-ray image detector and prolonging the image processing time. further,
The focus size of the X-ray tube when obtaining the second image signal is 0.0
Since the distance is set to 01 mm or more and 2 mm or less, blurring due to geometrical unsharpness is reduced and the edge enhancement effect can be made clear.
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図１】被写体を透過したときのＸ線の軌跡を示す図で
ある。FIG. 1 is a diagram showing a locus of X-rays when passing through a subject.
【図２】エッジ強調効果を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining an edge enhancement effect.
【図３】Ｘ線画像のボケを説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining blurring of an X-ray image.
【図４】Ｘ線画像撮像システムの構成を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing a configuration of an X-ray image capturing system.
【図５】通常撮影と位相コントラスト撮影を示す図であ
る。FIG. 5 is a diagram showing normal photography and phase contrast photography.
１０ Ｘ線管 １５ 被写体 ２０ Ｘ線画像検出器 ５１ 画像処理部 ５２ 画像表示部 ５３ 画像出力部 ５４ 画像保存部 ５５ ＣＡＤ ５６ 制御部 ５７ 情報入力部 ７０ 被写体保持具 10 X-ray tube 15 subject 20 X-ray image detector 51 Image processing unit 52 Image display section 53 Image output section 54 Image Storage 55 CAD 56 control 57 Information input section 70 Object holder
フロントページの続き Ｆターム(参考） 2G001 AA01 BA11 CA01 GA09 HA01 HA07 HA12 HA13 KA03 LA01 2G088 EE01 EE29 FF02 JJ05 KK32 2H013 AC01 AC06 4C093 AA16 CA08 EA07 FA13 FA53 FF07 FF31 Continued front page F-term (reference) 2G001 AA01 BA11 CA01 GA09 HA01 HA07 HA12 HA13 KA03 LA01 2G088 EE01 EE29 FF02 JJ05 KK32 2H013 AC01 AC06 4C093 AA16 CA08 EA07 FA13 FA53 FF07 FF31
Claims (8)
≦５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行い、Ｘ線画
像検出器から第１の画像信号を得るものとし、 Ｘ線管の管電圧設定をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且つ１＜Ｙ≦５
００）に設定すると共に位相コントラストを生ずる撮影
条件に設定して前記被写体のＸ線撮影を行い、前記Ｘ線
画像検出器から第２の画像信号を得るものとし、 前記第１の画像信号と前記第２の画像信号を用いて前記
被写体のＸ線画像の画像信号を生成することを特徴とす
るＸ線画像撮影方法。1. A tube voltage setting for an X-ray tube is set to XkVp (1 <X
≤500), X-ray imaging of the subject is performed, and the first image signal is obtained from the X-ray image detector, and the tube voltage setting of the X-ray tube is set to YkVp (Y≤X and 1 <Y≤5.
00) together with imaging conditions that produce a phase contrast, X-ray imaging of the subject is performed, and a second image signal is obtained from the X-ray image detector. An X-ray image capturing method, wherein an image signal of an X-ray image of the subject is generated using a second image signal.
ボケ幅ＢとＸ線位相コントラストによるエッジ強調半値
幅Ｅが「Ｅ≧６μｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすことを
特徴とする請求項１記載のＸ線画像撮影方法。2. The photographing condition is characterized in that a blur width B due to a penumbra of an X-ray image and an edge enhancement half-value width E due to an X-ray phase contrast satisfy “E ≧ 6 μm” and “9E ≧ B”. The X-ray image capturing method according to claim 1.
が０．００１ｍｍ以上０．３ｍｍ以下であるディジタル
Ｘ線画像検出器を用いて、前記第１と第２の画像信号を
得ることを特徴とする請求項１あるいは請求項２のいず
れかに記載のＸ線画像撮影方法。3. A digital X-ray image detector having a pixel size of 0.001 mm or more and 0.3 mm or less is used as the X-ray image detector to obtain the first and second image signals. The X-ray imaging method according to claim 1 or 2.
線管の焦点サイズを０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下とす
ることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに
記載のＸ線画像撮影方法。4. When the second image signal is obtained, the X
The X-ray imaging method according to any one of claims 1 to 3, wherein the focus size of the X-ray tube is 0.001 mm or more and 2 mm or less.
の強度に応じた画像信号を生成するＸ線画像検出器とを
有するＸ線画像撮像システムにおいて、 前記Ｘ線管の管電圧を制御する制御手段と、 前記Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像
処理を行う画像処理手段を設け、 前記制御手段によって前記管電圧をＸｋＶp（１＜Ｘ≦
５００）に設定して被写体のＸ線撮影を行い、前記Ｘ線
画像検出器によって第１の画像信号を生成し、 前記制御手段によって前記管電圧をＹｋＶp（Ｙ≦Ｘ且
つ１＜Ｙ≦５００）に設定すると共に位相コントラスト
を生ずる撮影条件に設定して前記被写体のＸ線撮影を行
い、前記Ｘ線画像検出器から第２の画像信号を得るもの
とし、 前記画像処理手段では、前記第１の画像信号と前記第２
の画像信号を用いて前記被写体のＸ線画像の画像信号を
生成することを特徴とするＸ線画像撮影システム。5. An X-ray imaging system having an X-ray tube for outputting X-rays and an X-ray image detector for generating an image signal according to the intensity of incident X-rays, wherein the tube of the X-ray tube A control means for controlling the voltage and an image processing means for performing image processing using the image signal generated by the X-ray image detector are provided, and the tube voltage is controlled by XkVp (1 <X ≦ by the control means.
500) to perform X-ray imaging of the subject, the X-ray image detector generates a first image signal, and the control means sets the tube voltage to YkVp (Y ≦ X and 1 <Y ≦ 500). And X-ray imaging of the subject under imaging conditions that produce a phase contrast, and a second image signal is obtained from the X-ray image detector. Image signal and the second
An image signal of an X-ray image of the subject is generated by using the image signal of 1.
設定手段を設け、 前記撮影条件として、前記被写体位置設定手段によって
前記Ｘ線管と前記被写体と前記Ｘ線画像検出器との距離
を調整して、Ｘ線画像の半影によるボケ幅ＢとＸ線位相
コントラストによるエッジ強調半値幅Ｅが「Ｅ≧６μ
ｍ」且つ「９Ｅ≧Ｂ」を満たすものとすることを特徴と
する請求項５記載のＸ線画像撮影システム。6. A subject position setting means for setting the position of the subject is provided, and the distance between the X-ray tube, the subject and the X-ray image detector is adjusted by the subject position setting means as the photographing condition. Then, the blur width B due to the penumbra of the X-ray image and the edge enhancement half-value width E due to the X-ray phase contrast are “E ≧ 6 μ
6. The X-ray imaging system according to claim 5, wherein "m" and "9E≥B" are satisfied.
画像検出器であって、画素サイズが０．００１ｍｍ以上
０．３ｍｍ以下であることを特徴とする請求項５あるい
は請求項６のいずれかに記載のＸ線画像撮影システム。7. The X-ray image detector is a digital X-ray image detector, and the pixel size is 0.001 mm or more and 0.3 mm or less. An X-ray imaging system according to claim 2.
画像信号を得る際に、０．００１ｍｍ以上２ｍｍ以下と
することを特徴とする請求項５から請求項７のいずれか
記載のＸ線画像撮影システム。8. The focus size of the X-ray tube is set to 0.001 mm or more and 2 mm or less when obtaining the second image signal, according to any one of claims 5 to 7. X-ray imaging system.
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Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007021184A (en) * | 2005-06-14 | 2007-02-01 | Canon Inc | Radiographic imaging apparatus, control method thereof, and radiographic imaging system |
| EP1764038A1 (en) * | 2004-07-07 | 2007-03-21 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray inspecting method and x-ray inspecting device |
| WO2007049464A1 (en) * | 2005-10-24 | 2007-05-03 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | X-ray image capturing system and x-ray image capturing method |
| JP2008018059A (en) * | 2006-07-13 | 2008-01-31 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Diagnostic information generation system |
| WO2008126787A1 (en) * | 2007-04-10 | 2008-10-23 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | Radiation image picking-up device and radiation image picking-up system |
| JP2008259693A (en) * | 2007-04-12 | 2008-10-30 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | X-ray imaging system and program |
| JP2009525084A (en) * | 2006-02-01 | 2009-07-09 | シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト | Projection image and tomography image creation method using X-ray system |
| JP2009219705A (en) * | 2008-03-17 | 2009-10-01 | Fujifilm Corp | Radiation imaging unit and method of setting up imaging conditions |
| JP2010081977A (en) * | 2008-09-29 | 2010-04-15 | Fujifilm Corp | Radiographing system |
| JP2013524543A (en) * | 2010-04-14 | 2013-06-17 | ローベルト ボツシユ ゲゼルシヤフト ミツト ベシユレンクテル ハフツング | Photovoltaic module manufacturing method and photovoltaic module comprising semiconductor cells connected to the back surface |
| US9510799B2 (en) | 2012-06-11 | 2016-12-06 | Konica Minolta, Inc. | Medical imaging system and medical image processing apparatus |
-
2001
- 2001-09-26 JP JP2001294606A patent/JP4352644B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1764038A1 (en) * | 2004-07-07 | 2007-03-21 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray inspecting method and x-ray inspecting device |
| EP1764038A4 (en) * | 2004-07-07 | 2010-03-24 | Toshiba Kk | X-ray inspecting method and x-ray inspecting device |
| JP2007021184A (en) * | 2005-06-14 | 2007-02-01 | Canon Inc | Radiographic imaging apparatus, control method thereof, and radiographic imaging system |
| WO2007049464A1 (en) * | 2005-10-24 | 2007-05-03 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | X-ray image capturing system and x-ray image capturing method |
| JP2009525084A (en) * | 2006-02-01 | 2009-07-09 | シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト | Projection image and tomography image creation method using X-ray system |
| JP2008018059A (en) * | 2006-07-13 | 2008-01-31 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Diagnostic information generation system |
| WO2008126787A1 (en) * | 2007-04-10 | 2008-10-23 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | Radiation image picking-up device and radiation image picking-up system |
| JP2008259693A (en) * | 2007-04-12 | 2008-10-30 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | X-ray imaging system and program |
| JP2009219705A (en) * | 2008-03-17 | 2009-10-01 | Fujifilm Corp | Radiation imaging unit and method of setting up imaging conditions |
| JP2010081977A (en) * | 2008-09-29 | 2010-04-15 | Fujifilm Corp | Radiographing system |
| JP2013524543A (en) * | 2010-04-14 | 2013-06-17 | ローベルト ボツシユ ゲゼルシヤフト ミツト ベシユレンクテル ハフツング | Photovoltaic module manufacturing method and photovoltaic module comprising semiconductor cells connected to the back surface |
| US9510799B2 (en) | 2012-06-11 | 2016-12-06 | Konica Minolta, Inc. | Medical imaging system and medical image processing apparatus |
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