JP2014113226A - Ｘ線撮像装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】電気ノイズに起因して患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くせざるを得ない状況を改善するとともに、Ｘ線マンモグラフィにおいて特徴的な事項である、線吸収係数が相対的に秀でて高い石灰化と線吸収係数が低い腫瘤とのイメージングの最適化を図る。
【解決手段】Ｘ線撮像装置は、１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高く、かつ、少なくとも下限のエネルギが２０keVであり、この２０keVから３７keVまでのエネルギ範囲に渡って連続的に分布し且つ特性Ｘ線のピーク波形を持たないエネルギースペクトラムのＸ線を発生するＸ線発生系と、前記Ｘ線を粒子とみなし、画素毎に、その粒子の入射に呼応して当該粒子の持つエネルギに応じた電気信号を出力するＸ線検出器と、を備える。
【選択図】 図２

Description

本発明は、Ｘ線を用いて対象の内部組織を撮像するＸ線撮像装置に係り、とくに、Ｘ線を用いて人体の乳房を画像化し、乳癌の診断を行うＸ線マンモグラフィ装置（又は乳房Ｘ線撮影装置とも呼ばれる）のほか、従来概ね１５〜２５keＶのネルギー範囲のＸ線を用いて映像化していた非破壊検査装置、小動物のＸ線装置などの、被検体の軟組織をＸ線で撮像するＸ線撮像装置に関する。
女性を中心とした乳房に発生するガンは、日本では女性の部位別罹患率の第１位（２００７年）で、ガンでの死亡数の第4位（２０１０年）であり、その数は年々増加している。また欧米では日本と比べて乳癌の発生確率が高く、更に重要な位置付けとされている。乳癌は発見が早ければ予後は比較的良く、早期発見は重要な課題である。そのため、検診の必要性が強く求められているが、我が国では検診率が欧米に比べて低く１２．１％（２０１０年）であり、検出に有効であると言われているマンモグラフィを用いた健診はわずか１０．１％（２０１０年）である。
乳癌の診断は主に触診とマンモグラフィを用いているが、そのほか超音波装置も有効である。また、さらに詳細な診断法としてはＭＲＩやＣＴ、生検（バイオプシー）などを用いる。これらの中で、最も簡便で早期発見に有効な手法がＸ線マンモグラフィであるとされている（非特許文献１，２を参照）。
このＸ線マンモグラフィは後述するように、微小な石灰化物や低コントラストの腫瘍を検出するために、高鮮鋭高コントラストの増感紙フィルム系を用いていた。しかし、近年のＸ線マンモグラフィでは、ディジタル技術の進歩により、ＣＲ(computed radiography)やＦＰＤ(flat panel
detector)を用いたディジタル画像系が主流になっている。
ディジタルＸ線マンモグラフィであっても、従来のマンモグラフィと同様に、石灰化(Micro Calcification)を検出するためには、１００μm以下の分解能が要求される。これと同時に、腫瘤の検出のためには、わずかなＸ線吸収の差をコントラスト良く画像化することが要求される。
前者の要求に係る分解能の改善については、検出画素サイズを小さくする方法がとられる。後者の要求については、検出器のノイズ特性や検出感度の制約と乳房が軟組織を中心に構成されていることから、Ｘ線発生系からの発生エネルギを、１０〜２０keVの領域に抑えるように工夫することで対処している。この工夫とは１７．５keVと１９．６keVに特性Ｘ線を有するモリブデン(Mo)をＸ線管のターゲット（陽極）材に使用し、皮膚被曝に大きな影響を与える１０keV前後の低エネルギ成分と、コントラストの低下をもたらす２０keV以上の成分とを抑えるためのモリブデン製のフィルタを用いることである。このフィルタのスペクトラムが持つ２０keVのＫ吸収端に依る２０keV以上のエネルギ成分のＸ線を抑制する効果と、そのフィルタの厚さに依存した低エネルギ成分のＸ線を抑制する効果とを利用し、所望のエネルギ領域（すなわち、１０〜２０keVのエネルギ領域）のＸ線スペクトラムを得ている。
また、乳房が大きい場合、更に高いエネルギを用いないと良好な画像が得られない。このため、乳房が大きい場合、Ｋ吸収端が２３．２keVとわずかに高いロジューム(Rh)をフィルタとして用いる。いずれにせよ、現状のＸ線マンモグラフィでは、モリブデンの特性Ｘ線である１７．５keVと１９．６keVの特性に重み付けされたイメージング手法と言える。
一方、非破壊検査の分野では、比較的軽い物質や、小さな魚や昆虫などの小動物などもＸ線撮影される。この場合も同様に、１５keV〜２５keVぐらいのＸ線を用いるが、Ｘ線管電流を上げるか、撮像時間をある程度確保しないと十分な画質が得られない、という状況にある。
Optimization of aDual-Energy Contrast-Enhanced Technique for a Photon Counting Digital BreastTomosynthesus System University of Pennsylvania, Dept. Radiology 9th InternationalWorkshop, IWDM 2008 Tucson, AZ, USA, July 2008 Proceedings Royal Philips Healthcareのニュース http://medcitynews.com/2011/06/philips-secures-sectras-mammography-technology/
通常、乳房が乳腺（２０keVにおける線吸収係数が０．８cm-1）、脂肪（同０．４５cm-1）、皮膚（同０．８cm-1）などから構成されている。いま、病巣部である腫瘤の２０keVにおける線吸収係数が０．８５cm-1）、石灰化のそれが１２．５cm-1であるとする。ここで、１５keVの中間エネルギのＸ線を想定し、５cm程度の５０％脂肪５０％乳腺（同１．２３cm-1）を想定する。この想定の場合、約９９．８%のＸ線が体内に吸収され、その分のＸ線はイメージングには寄与しない。このため、十分に診断可能な画像を得るためには、Ｘ線管電流を上げるか、Ｘ線照射時間を上げねばならない。そのようにすると、乳房へのＸ線被曝線量が増加する。つまり、精細な画像とＸ線被曝線量はトレードオフの関係である。
女性の乳房検診に対してＸ線被曝への注意がなされるのはそのような理由に基づいている。
前述した現状の検出器系のノイズ特性について説明する。現状のディジタル型の検出器が直接変換方式であれ、間接変換方式であれ、Ｘ線量を一定時間積分することで、検出器からの出力を得る方式がほとんどである。このような積分型の信号検出方式では、検出器の出力を電気信号に変換する際に発生する電気ノイズも含めて積分してしまう。この電気ノイズは一般的には、入射するＸ線量には依存せずに発生する。このため、信号の量（Ｘ線の量）が少ないと、電気ノイズの成分のウエイトが上がり、Ｘ線透過情報がノイズに埋もれて見えなくなる傾向にある。マンモグラフィにおいては、特に取り扱うＸ線エネルギが低いため、この傾向が顕著である。
本発明は上述した従来のＸ線マンモグラフィの問題点を改善することを目的とする。特に、本発明は、従来の積分型のＸ線検出器が直面している、電気ノイズに起因してＳＮ比が悪いこと、回路のダイナミックレングが狭いために高線量部や低線量部でコントラスト識別能が不足するため、患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くしてコントラストを確保せざるを得ない状況を改善するとともに、Ｘ線マンモグラフィにおいて特徴的な事項である、線吸収係数が相対的に秀でて高い石灰化と線吸収係数が低い腫瘤とのイメージングの最適化を図ることが可能なＸ線マンモグラフィを提供することを、その目的とする。
上述した課題を解決するため、本発明に係るＸ線撮像装置は、その基本的な構成として、１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高く、かつ、少なくとも下限のエネルギが２０keVであり、この２０keVから３７keVまでのエネルギ範囲に渡って連続的に分布し且つ特性Ｘ線のピーク波形を持たないエネルギースペクトラムのＸ線を発生するＸ線発生系と、前記Ｘ線を粒子とみなし、画素毎に、その粒子の入射に呼応して当該粒子の持つエネルギに応じた電気信号を出力するＸ線検出器と、を備えている。
この基本的な構成におけるポイントは、少なくとも従来のＸ線マンモグラフィのエネルギ領域（概略10keV〜23keV）よりも平均Ｘ線エネルギが高く、その従来のエネルギ領域とのオーバーラップを２０％以下に設定したエネルギ帯域のＸ線を使用することである。このことから、少なくとも下限のエネルギが２０keVが規定されている。
上述した基本構成のうち、前記Ｘ線発生系は、例えば、陽極を有するＸ線管と、前記Ｘ線管のＸ線照射側に配置され且つ前記陽極から発生する前記Ｘ線が通過する位置に配置されたフィルタと、を有し、前記フィルタは、前記エネルギースペクトラムよりも高域側のエネルギを有するＸ線粒子の通過を抑制する第１のフィルタと、前記エネルギースペクトラムよりも低域側のエネルギを有するＸ線粒子の通過を抑制する第２のフィルタと、を有する。
前記陽極は例えばタングステンであり、前記Ｘ線管は、例えば、前記陽極から発生するＸ線のエネルギ分布領域が３７〜５０keVであり、かつ、その領域に前記特性Ｘ線のピーク波形を持たないように設定されている。
さらに、前記第１のフィルタは、例えば、その組成にバリウムを含むバリウムフィルタ、又は、その組成にランタンを含むランタンフィルタであり、前記第２のフィルタは、例えば、アルミニウムから成るアルミニウムフィルタである。
本発明に係るＸ線撮像装置によれば、従来の積分型のＸ線検出器が直面している、電気ノイズに起因してＳＮ比が悪いこと、回路のダイナミックレングが狭いために高線量部や低線量部でコントラスト識別能が不足するため、患者のＸ線被曝線量が大きいにも関わらず、Ｘ線エネルギを低くしてコントラストを確保せざるを得ない状況を改善することができる。これと共に、Ｘ線マンモグラフィにおいて特徴的な事項である、線吸収係数が相対的に秀でて高い石灰化と線吸収係数が低い腫瘤とのイメージングの最適化を図ることが可能なＸ線マンモグラフィを提供することができる。
また、本発明に係るＸ線撮像装置によれば、非破壊検査装置においては、検査時間を短縮したり、管電流を低減したりすることで、装置を小型化して装置のコストを下げたり、小焦点のＸ線管を用いて高解像度を得たりすることができる。
添付図面において、
本発明の１つの実施形態に係る、Ｘ線撮像装置のとしてのＸ線マンモグラフィ装置の構成の概要を説明する図。 Ｘ線マンモグラフィ装置におけるＸ線発生系とＸ線を検出する系の構成の概要を説明する図。 Ｘ線管から曝射されるＸ線のエネルギースペクトラムを例示するグラフ。 Ｘ線のエネルギースペクトラムとアルミニウムフィルタ及びバリウムフィルタの帯域特性の関係を説明するグラフ。 フィルタによりＸ線の帯域成分が抑制又はカットされた後のＸ線のエネルギースペクトラムを例示するグラフ。 図５に示すＸ線のエネルギースペクトラムと従来のＸ線マンモグラフィに使用されているＸ線のエネルギースペクトラムを対比して説明するグラフ。 実施形態で採用した検出器の概略構成を示す斜視図。 フォトンカウンティング方式でＸ線検出を行う検出器の電気的な構成の概要を説明するブロック図。 Ｘ線パルスとエネルギ弁別のための閾値との関係を説明する図。 実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置で採用しているフォトンカウンティング方式のＸ線検出のためのエネルギ閾値を説明するグラフ。 実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置の電気的な構成を説明するブロック図。 実施形態の変形例に係るＸ線マンモグラフィ装置で採用しているフォトンカウンティング方式のＸ線検出のためのエネルギ閾値を説明するグラフ。 変形例に係るフォトンカウンティング方式でＸ線検出を行う検出器の電気的な構成の概要を説明するブロック図。
以下、添付図面を参照して、本発明に係るＸ線撮像装置としての軟組織用のＸ線撮像装置の実施形態を説明する。撮像対象は被検体の軟組織であり、例えば女性の乳房であり、主に乳癌の早期発見のためである。このため、この軟組織用のＸ線撮像装置は、Ｘ線マンモグラフィ装置又は乳房Ｘ線撮影装置とも呼ばれる。以下、この実施形態では、Ｘ線マンモグラフィ装置と呼ぶことにする。
図１〜図１１を参照して、１つの実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置を説明する。
このＸ線マンモグラフィ装置は、被検体の乳房を撮像対象とするもので、Ｘ線の検出をフォトンカウンティング（光子計数）と呼ばれる方式で行い、その検出値をトモシンセシス法（tomosynthesis）法で処理して乳房の画像を得る例である。勿論、この画像を得るための処理は、スキャノグラムと呼ばれる透過像を得るものであってもよいし、ＣＴ（Computed Tomography）画像を得るものであってもよい。
本実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置１は、図１に示すように、直立したガントリ１１と、そのガントリ１１にその横方向に向けられて回動可能に保持されたアーム部１２とを備える。なお、このガントリ１１の長手方向をＺ軸とする直交座標系を図１に示すように設定する。
アーム部１２は略コ字状の側面形状を有し、上下２本の横方向に伸びる梁部１２Ａ，１２Ｂと、これらの梁部１２Ａ，１２Ｂの夫々の一端部を縦方向（Ｚ軸方向）に繋ぐピラー部１２Ｃとを有する。このうち、一方の梁部１２Ａには、Ｘ線を発生させるＸ線発生系２１を備える。もう一方の梁部１２Ｂは、平面状のＸ線検出装置３１がその横方向の位置を前後左右に（つまりＸＹ面に沿って）調整可能に有する。また、ピラー部１２Ｃには、被検体Ｐの乳房ＭをＸ線検出装置３１との間で圧迫する圧迫板３２がその高さ方向（つまりＺ軸方向）の位置を調整可能に備えられている。
なお、このＸ線マンモグラフィ装置１には、後述するＸ線管に駆動用の高電圧を供給する高電圧発生装置３、コンソール４、入力器５、及び表示器６を備える。高電圧発生装置３は、上側の梁部１２Ａの内部に設置されている。コンソール４は、ガントリ１１、アーム部１２、Ｘ線検出装置３１、及び圧迫板３２の駆動部（図示せず）を制御するとともに、ガントリ１１内の電気的要素及び高電圧発生装置３の駆動を電気的に制御する。
図２に、上述したＸ線発生系２１、圧迫板３２、乳房Ｍ、及びＸ線検出装置３１の位置関係を詳細に示す。
このうち、Ｘ線発生系２１は Ｘ線管２２と、そのＸ線管２２のＸ線照射側に順に配設された第１及び第２のフィルタ２３，２４とを備える。第１のフィルタ２３はアルミニウム（Ａｌ）材を所望厚さの板状に成形したフィルタであり、以下、アルミニウムフィルタと呼ぶ。第２のフィルタ２４は、その組成の１つとしてバリウム（Ｂａ）を含む所望厚さの板状に成形したフィルタであり、以下、バリウムフィルタと呼ぶ。このバリウムフィルタのＫ吸収端は、３７．４keVである。
Ｘ線管２２には、インバータ制御で高電圧を発生させる高電圧装置２４から高電圧が供給される。このＸ線管２２は、その陽極材２２Ａとしてタングステン（Ｗ）が使用されている。
なお、第２のフィルタ２４には、バリウムフィルタの代わりに、Ｋ吸収端が３８．９２keVのランタン（Ｌａ）材を所望厚さの板状に形成した、ランタンフィルタであってもよい。
上述のＸ線管２２から例えばパルス状のＸ線が曝射される。そのＸ線はアルミニウムフィルタ２３，バリウムフィルタ２４及びコリメータ（図示せず）を介して被検体Ｐの乳房Ｍに向けてコリメートされたパルス状Ｘ線または連続Ｘ線として照射される（図２の仮想線Ｍ１参照）。
このとき、Ｘ線管２２から発生するＸ線のエネルギは、図３に示すようなスペクトラムを持つ。このスペクトラムの分布では、横軸にエネルギ[keV]を採り、縦軸にＸ線のフォトン（光子）の数を採っている。本実施形態は、フォトンカウンティング方式でＸ線検出を行っているので、かかる分布の縦軸の量をフォトン数（計測数）に割り当てている。この図３の例の場合、管電圧を５０kVに設定しているので、５０keVをエネルギの上限値とし、その途中の３５keV付近にスペクトラムのピークを有し、且つ、それよりも低いエネルギ帯域まで分布が伸びている。つまり、殆ど０に近い低域側のエネルギから５０keVまで連続的にブロードであって、３５keV付近にピークを有する分布を成している。管電圧を上下させると、その分、発生するＸ線の強度もエネルギも上下する。つまり、管電圧の上下に応じて、エネルギースペクトラムの高さ（フォトン数）も幅（エネルギ値）も大きく（広く）なる。なお、図３に示すスペクトラムは特性Ｘ線のピーク波形を有していない。それは、陽極材２２Ａとして使用したタングステンの特性Ｘ線は５０keVよりも上のエネルギ値（５７〜５９keV付近）で現れるもので、管電圧を５０ｋＶに設定した場合には図３に示すように特性Ｘ線のないブロードなエネルギースペクトラムになる。なお、管電圧は必ずしも５０ｋＶでなくてもよく、特性Ｘ線が出ない範疇の値であればよく、例えば４０〜５０ｋＶの間の任意の値に設定してもよい。
図３に示すエネルギースペクトラムの分布は、このままではＸ線マンモグラフィに適さない。
そこで、このＸ線管２２から曝射された生のＸ線は、アルミニウムフィルタ２３及びバリウムフィルタ２４により、そのエネルギースペクトラムの分布が補正される。図４にその帯域特性を示す。このうち、アルミニウムフィルタ２３は、低域側のエネルギースペクトラム、すなわち、この例では、約１７keV以下のエネルギ成分をカット又は抑制する。アルミニウムフィルタ２３は、そのようなエネルギ成分のカット又は抑制が可能なように、その板厚が選択されている。反対に、バリウムフィルタ２４は、低域側のエネルギースペクトラム、すなわち、この例では、約３７keV以上のエネルギ成分をカット又は抑制する。バリウムフィルタ２４は、そのようなエネルギ成分のカット又は抑制が可能なように、その板厚が選択されている。
この結果、Ｘ線管２２から曝射されたＸ線は、アルミニウムフィルタ２３及びバリウムフィルタ２４を透過することで、図５に示すようなエネルギースペクトラムを有する。同図によれば、両フィルタ２３，２４で低域側及び高域側のスペクトラム分布がカットされ、およそ、１７keV〜３７keVまでの狭い帯域で連続した分布を有する。高域側のスペクトラム分布は、約３７keVで急激に低下している。この結果、Ｘ線マンモグラフィで必要な２０keV〜３７keV付近の帯域を中心に、Ｘ線のエネルギースペクトラムの分布を確保できている。
図６には、両フィルタ２３、２４を透過してスペクトラム補正されたＸ線、すなわち、Ｘ線発生系２１から被検体Ｐの乳房Ｍに向けて曝射されるＸ線のエネルギースペクトラムと、従来のＸ線マンモグラフィで主流となっているそれとを比較して示す。図６において、本実施形態に係るＸ線のエネルギースペクトラムは、（１）：W/Al/Ba1と（２）：W/Al/Ba2に対する２つのスペクトラムとが示されている。この図示は、図５においても同様である。なお、W/Al/Ba1とW/Al/Ba2は、共に、アルミニウムフィルタ及びバリウムフィルタを有し、かつ陽極材にタングステンを用いたＸ線発生系であることを示している。Ｂａ１及びＢａ２の添え字「１」、「２」はバリウムフィルタの厚さが違っていることを示している。
また、図６において、従来のＸ線マンモグラフィ用のエネルギースペクトラムは、Ｘ線管の陽極にモリブデン(Mo)を、また上記第１のフィルタとしてロジウム(Rh)によるフィルタを用いた例である。このエネルギースペクトラムは、Mo/Rhとして図示されている。
図６に示す両スペクトラム、すなわち本実施形態に係る２つのスペクトラム（１）：W/Al/Ba及び（２）：W/Al/Baと、従来例に係るスペクトラムMo/Rhとを比較してみれば、その違いは一目瞭然である。本実施形態に係る２つのスペクトラムは共に、従来例に係るそれよりも高域側のエネルギ帯域を有し（主に、２０〜３７keV）を有し、かつ、特性Ｘ線がない連続的な分布になっている。このエネルギースペクトラムは、従来のものよりも、高いＸ線エネルギを有し、Ｘ線マンモグラフィに適したものである。
このように、そのエネルギの帯域が補正（制限）されたＸ線がＸ線発生系２１から被検体Ｐの乳房Ｍに入射する。
なお、本実施形態において、使用するＸ線帯域としての２０keV〜３７keVの中心帯域をずらしたり、その下限値を２０keVから上下させたり、その上限値を３７keVから上下させたりして、所望のＸ線スペクトラムを作成してもよい。この所望のＸ線スペクトラムを作成する上でのポイントは、本発明でマンモグラフィに使用するエネルギ帯域が従来のマンモグラフィで使用されているエネルギ帯域（概略10keV〜23keV）よりも十分に高いことである。そのための一つの指標として、本発明者等は、本実施形態において、少なくとも従来のマンモグラフィ装置が使用されているエネルギ帯域よりも平均Ｘ線エネルギが高く、且つ、従来のエネルギ領域とのオーバーラップが２０％以下のエネルギ帯域を使用することを提案する。
図２に戻って説明する。圧迫板３２は、Ｘ線検出装置３１の上面との間で被検体Ｐの乳房Ｍを挟み込み、乳房Ｍを圧迫するように構成されている。これは、乳房Ｍを極力薄い状態に変形させた状態で撮像することで病変部の描出をより精細に行うためである。
また、Ｘ線検出装置３１は、薄い略箱状のケーシング３１Ａを有する。このケーシング３１Ａの内部に、Ｘ線の散乱線を防止するためのグリッド４１と、Ｘ線を検出するＸ線検出器（以下、単に検出器と呼ぶ）４２と、この検出器４２に高圧のバイアス電圧を供給するバイアス電源４３とが備えられる。ケーシング３１Ａの少なくともＺ軸方向（使用状態におけるＺ軸方向）の部分はＸ線を透過する樹脂で形成されている。ケーシング３１Ａの内部では、検出器４２のＸ線入射面４２Ｆ（図７参照）にグリッド４１が載置され、そのグリッド４１がケーシング３１Ａの上壁の下面に当接している。
この検出器４２は、図７に示すように、Ｘ線撮像素子を２次元に配列した複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｎを有し、この複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｎの全体で検出部分が構成される。複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは互いに独立したブロックとして作成され、それらを基板（図示せず）上に所定形状（例えば矩形状）に実装して検出器４２の全体が作成される。個々の検出モジュールＢ１（〜Ｂｍ）はＸ線を直接、電気パルス信号に変換する半導体材料で作成される。このため、検出器４２は、半導体による直接変換方式のフォトンカウンティング型Ｘ線検出器である。
この検出器４２は、上述したように、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍの集合体として形成され、その全体として、２次元に配列された収集画素Ｓｎ（ｎ＝１〜Ｎ：画素数Ｎは例えば５０ｘ１４５０画素）を有する。各収集画素Ｓｎのサイズは、例えば２００μｍ×２００μｍである。また、検出器２２のＸ線検出面のサイズは、例えば横６．４ｍｍ×縦１５０ｍｍ）である。
このため、検出器４２は、入射Ｘ線に応じた光子（フォトン）を、検出器４２の入射面４２Ｆを構成する画素（収集画素）Ｓｎ（ｎ＝１〜Ｎ）毎に計数して、その計数値を反映させた電気量のデータを例えば３００ｆｐｓの高いフレームレートで出力する。このデータはフレームデータとも呼ばれる。
この複数の収集画素Ｓｎそれぞれは、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミウムジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）、ＣｓＩなどのシンチレータに、光電変換器をＣ−ＭＯＳなどの半導体セル（センサ）Ｃにより構成される。この半導体セルＣは、それぞれ、入射するＸ線を検出して、そのエネルギ値に応じたパルス電気信号を出力する。つまり、検出器４２は、半導体セルＣの複数が２次元に配列されたセル群を備え、その半導体セルＣのそれぞれ、すなわち、２次元配列の複数の収集画素Ｓｎそれぞれの出力側にデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が備えられている（図８参照）。ここで、収集画素Ｓｎのそれぞれ、すなわち半導体セルＣのそれぞれから各データ収集回路５１１（〜５１Ｎ）に至る経路を必要に応じて、収集チャンネルＣＮｎ（ｎ＝１〜Ｎ）と呼ぶ。
なお、収集画素Ｓｎのそれぞれを形成するＸ線検出素材は、Pr:LuAG（プラセオジム添加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）あるいはCe:GAGG（ガドリニウムアルミニウムガリウムガーネット）などの結晶を用いた減衰時間の早いシンチレータとSiPM（シリコンフォトマルティプライヤー）を組み合わせた要素であってもよい。
なお、この半導体セルＳの群の構造は、特開２０００−６９３６９号公報、特開２００４−３２５１８３号公報、特開２００６−１０１９２６号公報によっても知られている。
ところで、前述した各収集画素Ｓｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）は、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答した電気パルス信号間の重畳現象（パイルアップとも呼ばれる）の発生を実質的に無視可能な又はその量が予測可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性にＸ線粒子の数え落とし（パイルアップカウントロスとも呼ばれる）が発生する。このため、検出器４２の収集画素Ｓｎのサイズは、この数え落としが発生しない又は実質的に発生しないと見做せる大きさに、又は、数え落し量が推定できる程度に設定されている。この検出器４２の特徴は、Ｘ線パルスの数が正確に計測できることである。
続いて、図８を用いて、検出器４２の電気的なデータ収集回路を説明する。複数のデータ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のそれぞれは、各半導体セルＣから出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ５２を有し、このチャージアンプ５２の後段に、波形整形回路５３、多段の比較器５４１〜５４ｉ（ここではｉ＝２）、エネルギ領域振分け回路５５、多段のカウンタ５６１〜５６ｉ（ここではｉ＝２）、多段のＤ／Ａ変換器５７１〜５７ｉ（ここではｉ＝２）、ラッチ回路５８、及びシリアル変換器５９を備える。
各チャージアンプ５２は、各半導体セルＳの各集電電極に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ５２の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５３に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路５３のゲイン及びオフセットは、半導体セルＣから成る収集画素Ｓｎ毎の電荷チャージ特性に対する不均一性と各回路特性のバラツキを考慮して、キャリブレーションされる。これにより、不均一性を排除した波形整形信号の出力とそれに対する相対的な閾値の設定精度とを上げることができる。この結果、各収集画素Ｓｎに対応した、即ち、各収集チャンネルＣＮｎの波形整形回路５３から出力された波形整形済みのパルス信号は実質的に入射するＸ線粒子のエネルギ値を反映した特性を有する。したがって、収集チャンネルＣＮｎ間のばらつきは大幅に改善される。
この波形整形回路５３の出力端は、複数の比較器５４１〜５４２の比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器５４１〜５４２それぞれの基準入力端には、図９に示す如くそれぞれ値が異なるアナログ量の閾値ｔｈｉ（ここではｉ＝１〜２）が印加されている。これにより、１つのパルス信号を異なるアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ２に各別に比較することができる。この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ値が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３(図１０参照)のうちのどの領域に入るのか（弁別）について調べるためである。パルス信号の波高値（つまり、入射するＸ線粒子のエネルギ値を表す）がアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ２のどの値を超えているかについて判断される。これにより、弁別されるエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３が異なる。
なお、最も低いアナログ量閾値ｔｈ１は、通常、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプ４２などの回路に起因するノイズ、或いは、画像化に必要のない低エネルギの放射線を検出しないようにするための閾値として設定される。このため、最も低いアナログ量閾値ｔｈ１よりもエネルギが低い帯域は、ノイズや外乱に左右される情報が多いとして、「計測しない（非計測）エネルギ帯域」として扱われる。
また、閾値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも２個に限定されず、上記アナログ量閾値ｔｈ１の分を含めて１個であってもよいし、後述するように３個以上であってもよい。
上述したアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ２は、具体的には、コンソール４からディジタル値で収集画素Ｓｎ毎、即ち収集チャンネル毎に与えられる。このため、比較器５４１〜５４２それぞれの基準入力端は２つのＤ／Ａ変換器５７１〜５７２の出力端にそれぞれ接続されている。このＤ／Ａ変換器５７１〜５７２はラッチ回路５８を介して閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）に接続され、この閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）がコンソール４に接続されている。
ラッチ回路５８の出力は、撮像時に、後述する閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）を介して与えられたディジタル量の閾値ｔｈ１´〜ｔｈ２´をラッチし、対応するＤ／Ａ変換器Ｄ／Ａ変換器５７１〜５７２にそれぞれ出力される。このため、Ｄ／Ａ変換器５７１〜５７２は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ１〜ｔｈ２を電圧量として比較器５４１〜５４２それぞれに与えることができる。各収集チャンネルＣＮｎは、Ｄ／Ａ変換器５７ｉ（ｉ＝１〜２）から比較器５４ｉ（ｉ＝１〜２）を介してカウンタ５５ｉ（ｉ＝１〜２）に至る１つ又は複数の回路系につながっている。この回路系を「弁別回路」ＤＳｉ（ｉ＝１〜２）と呼ぶ。
図１０に、このアナログ量閾値ｔｈｉ（ｉ＝１〜３）に相当するエネルギ閾値ＴＨｉ（ｉ＝１〜２）の設定例を示す。
アナログ量閾値ｔｈｉは、各弁別回路ＤＳｉにおいて比較器５４ｉに与えるアナログ電圧であり、エネルギ閾値ＴＨｉはエネルギースペクトラムのＸ線エネルギ（keV）を弁別するアナログ値である。図１０に示すエネルギースペクトラムは、前述したように、Ｘ線発生系２１から曝射されるＸ線のエネルギの連続スペクトラムの一例を示す。なお、縦軸の計数値（カウント）は横軸のエネルギ値に相当するフォトンの発生頻度に比例する量であり、横軸のエネルギ値はＸ線管２２の管電圧に依存する量である。このスペクトラムに対して、第１のアナログ量閾値ｔｈ１を、Ｘ線粒子数を計数不要領域（計測に意味のあるＸ線情報がなくかつ回路ノイズが混在する領域）と低目のエネルギ領域ＥＲ１とを弁別可能なエネルギ閾値ＴＨ１に対応して設定する。この第１のエネルギ閾値ＴＨ１は一例として２０keVに設定されている。
また、第２のアナログ量閾値ｔｈ２を、第１のエネルギ閾値ＴＨ１より高い値ＴＨ２であって、Ｘマンモグラフィとして有意なＸ線透過情報とそうでない情報とを弁別可能な値に設定されている。この第２のエネルギ閾値ＴＨ２は一例として３７keVに設定されている。この第２のエネルギ閾値ＴＨ２は３５〜３９keV程度の範囲から選択的に設定される。
勿論、上述の第１及び第２のエネルギ閾値ＴＨ１，ＴＨ２は被検体Ｐの乳房Ｍの大きさ、年齢などに応じて適宜、変更可能になっている。この変更は、例えば検査医師が手動で入力器５から指令できるようになっている。
このため、比較器５４１〜５４２の出力端は、図８に示すように、エネルギ領域振分け回路５５に接続されている。このエネルギ領域振分け回路５５は、複数の比較器５４１〜５４２の出力、すなわち、検出したＸ線粒子のエネルギ値に相当するパルス電圧とアナログ量閾値ｔｈ１（〜ｔｈ２）との比較結果を解読し、そのエネルギ値がどのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３に分類されるかという振分けを行う。エネルギ領域振分け回路５５は、カウンタ５６１〜５６２の何れかに弁別結果に応じたパルス信号を送る。例えば、エネルギ領域ＥＲ２に弁別される事象があれば、１段目のカウンタ５６１にパルス信号を送る。エネルギ領域ＥＲ３に弁別される事象があれば、２段目のカウンタ５６２にパルス信号を送る。エネルギ領域ＥＲ１に弁別される事象については、どのカウンタ５６１、５６２にも入力がない。つまり、そのようなノイズの影響を強く受けていると思われるエネルギを持つ光子はカウントされない。
このため、カウンタ５６１〜５６２のそれぞれは、エネルギ領域振分け回路５５からパルス信号が入力される度にカウントアップする。これにより、担当するエネルギ領域に弁別されるエネルギ値のＸ線粒子数を一定時間毎の累積値として計測することができる。なお、カウンタ５６１〜５６２にはコンソール４からスタート・ストップ端子Ｔ２を介して起動及び停止の信号が与えられる。一定時間の計測は、カウンタ自身が有するリセット回路を使って外部から管理される。
このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６１〜５６２により、検出器４２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素Ｓｎ毎に且つエネルギ領域毎に計測される。このＸ線粒子数の計数値は、カウンタ５６１〜５６２のそれぞれからディジタル量の計数データとして並列に出力された後、シリアル変換器５９によりシリアルフォーマットに変換される。このシリアル変換器５９１は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器５９２〜５９Ｎとシリアルに接続されている。このため、全てのディジタル量の計数データは、最後のチャンネルのシリアル変換器５９Ｎからシリアルに出力され、送信端Ｔ３を介してコンソール４に送られる。
コンソール４は、図１１に示すように、信号の入出力を担うインターフェース（Ｉ／Ｆ）６１を備え、このインターフェース６１にバス６２を介して通信可能に接続されたコントローラ６３、第１の記憶部６４、画像プロセッサ６５、キャリブレーション演算器６８、第２の記憶部６９、ＲＯＭ７０、及び閾値付与器７１を備えている。また、インターフェース６１は入力器５及び表示器６に接続され、コントローラ６３と通信可能になっている。
コントローラ６３は、ＲＯＭ７０に予め与えられたプログラムに沿ってガントリ１１の駆動を制御する。この制御には、高電圧発生装置３への指令値の送出、及び、キャリブレーション演算器６８への駆動指令も含まれる。第１の記憶部６４は、ガントリ１１からインターフェース６１を介して送られてきたフレームデータを保管する。
画像プロセッサ６５は、コントローラ６３の管理の下に、ＲＯＭ７０に予め与えられたプログラムに基づいて、各種の処理を実行する。この処理には、フレームデータに公知のシフト・アンド・アッド（shift and add）と呼ばれる演算法に基づくトモシンセシス法を実行する処理が含まれる。
この処理により、検出器４２から出力されるエネルギ領域別に収集したＸ線フォトン数のカウント値に基づくフレームデータを使って、被験者Ｐの乳房Ｍの所望断面のパノラマ画像が断層像として作成される。
本実施形態にあっては、このパノラマ画像はＷＯ２０１１０１３７７１号公報に開示されている、所望の擬似３次元断面又は所望の２次元断面に沿ったパノラマ画像を自動的に最適焦点化する、所謂、オートフォーカスの手法により再構成される。疑似３次元断面とは、断面自体は２次元であるが、その断面が３次元空間に３次元的に位置していることを言う。この３次元及び２次元の所望断面の採り方は様々である。
表示器６は、トモシンセシス法により作成されるパノラマ画像を表示する。また表示器６は、ガントリ１１の動作状況を示す情報及び入力器５を介して与えられるオペレータの操作情報の表示も担う。入力器５は、オペレータが撮像に必要な情報をシステムに与えるために使用される。
また、キャリブレーション演算器６８は、データ収集回路で収集画素Ｓｎ毎のエネルギ弁別回路毎に与える、エネルギ弁別のためのディジタル量の閾値をキャリブレーションする。第２の記憶部６９は、キャリブレーションにより収集画素毎、及び、エネルギ弁別回路毎に生成された閾値の値を記憶する。
閾値付与器７１は、撮像時に第２の記憶部６９に格納されているディジタル量の閾値を収集画素毎に且つ弁別回路毎に呼び出して、その閾値を指令値としてインターフェース６１を介して検出器４２に送信する。
コントローラ６３、画像プロセッサ６５、キャリブレーション演算器６８、及び閾値付与器６１は、夫々、与えられたプログラムで稼動するＣＰＵ（中央処理装置）を備えている。それらのプログラムは、ＲＯＭ７０に事前に格納されている。
この構成されたＸ線マンモグラフィ装置１では、コントローラ６３の制御の下に、ガントリ１１のアーム部１２を被検体Ｐの乳房Ｍの周りに回転させる。この回転中に、Ｘ線発生系２１からＸ線が撮像対象である乳房Ｍに向けて照射される。
このＸ線は、前述したように、アルミニウムフィルタ２３及びバリウムフィルタ２４により、そのエネルギースペクトラムが補正される。つまり、図６に示すようにスペクトラムが補正される。この補正されたスペクトラムによれば、約２０〜３７ｋeVの帯域に特性Ｘ線を持たないブロードなエネルギを有し、約３７ｋeVよりも高い帯域ではバリウムフィルタ２４によりエネルギが抑制されている。また、約２０ｋeVよりも低い帯域ではアルミニウムフィルタ２３によりエネルギがほとんどカットされている。この約２０〜３７ｋeVの帯域に主要なエネルギを有するＸ線が軟組織である乳房Ｍを通過する。
このＸ線のフォトンの一部は乳房Ｍの組織で吸収されるが、従来よりも多い、残りのフォトンが乳房Ｍを透過して検出器４２により検出される。これにより、Ｘ線からディジタル電気量に直接変換されたデータが前述したフレームデータが検出器４２から出力される。このフレームデータは、各収集画素Ｓｎにおけるエネルギ帯域ＥＲ毎のＸ線フォトン数の積算値を反映したデータである。
このフレームデータは、アーム１２の回転している間に、一定のフレームレートでフレーム毎に収集される。このフレームデータは順次、コンソール４に送られ、第１の記憶部６４に保存される。
そこで、撮像、つまりデータ収集が終わると、画像プロセッサ６５は、入力器５からの操作者の指令に応じて、第１の記憶部６４に格納されているフレームデータを読み出し、このフレームデータを用いて画像、例えば乳房Ｍのある断面のＸ線透過画像を例えばトモシンセシス法の元で再構成する。各収集画素Ｓｎから２つのエネルギ領域ＥＲ２、ＥＲ３のフレームデータが得られる。
このため、この画像の再構成において、画像プロセッサ６５は、例えば、高いエネルギ帯域ＥＲ３のフレームデータに低い又は零の重み付けを施し、低いエネルギ帯域ＥＲ２のフレームデータにより高い重み付けを施し、それらを収集画素Ｓｎ毎に相互に加算する。これにより、収集画素Ｓｎ毎に、収集されたデータが作成される。これにより、全収集画素Ｓｎから収集したＸ線スキャンに伴うデータが揃うので、これらの収集データをトモシンセシス法で処理してパノラマ画像を再構成する。このパノラマ画像は例えば表示器３６で表示される。勿論、重み付けを施さずに画像を再構成してもよい。
ここで、前述したＸ線の検出回路の電気ノイズについて述べる。この電気ノイズの影響を無くすという視点で、最近、フォトンカウンティング型の検出器を搭載した装置が歯科パノラマ装置として製品化されている。フォトンカウンティング検出技術はＸ線を粒子とみなし、その粒子のエネルギをパルスの高さと見なせる、パルス信号に整形して、エネルギ閾値を設けることで、その閾値を越えたパルスのみカウンタで計測する技術で、２００μｍｘ２００μｍ程度の画素で独立して計測し、しかも複数のエネルギ閾値（これをエネルギＢＩＮと呼び、ＢＩＮの数は３〜４）を識別可能なシステムが製品化されている。この技術では少なくとも電気ノイズよりも高いエネルギに閾値設定をするために、電気ノイズが乗らないのが大きな特徴である。
また複数のエネルギに分割した収集が可能なので、Ｘ線エネルギに応じて物質の線吸収係数が異なるために、線吸収係数が高い物質においては、高いエネルギでコントラストが得やすく、線吸収係数が低い物質では、低いエネルギでコントラストが得やすい傾向にある。このことからＢＩＮ毎の画像を適宜に重み付け加算することで、腫瘤と石灰化の両者を最適に表示したり、どちらかに最大限コントラストが得られるような処理方法を行ったりすることも可能になる。
次に、図１２及び図１３を参照して、上述した実施形態の変形例に係るＸ線マンモグラフィ装置を示す。この装置では、フォトンカウンティングに係るエネルギ閾値を図１２に示すように、ＴＨ１，ＴＨ２，およびＴＨ３（ＴＨ１＜ＴＨ２＜ＴＨ３）の３個にし、エネルギ領域をＥＲ１,ＥＲ２，ＥＲ３，およびＥＲ４の４個に分けている。３つのエネルギ閾値を図１０のそれと比較すると、第１及び第３のエネルギ閾値ＴＨ１，ＴＨ３は、図１０の第１及び第２のエネルギ閾値ＴＨ１，ＴＨ２と同じであり、第２のエネルギ閾値ＴＨ２が両値ＴＨ１，ＴＨ３の間の所望値に設定れている。つまり、計数しないエネルギ領域ＥＲ１を除くと、前述した２０〜３７keVのエネルギ領域が更に２つの領域に分けられ、３７keV以上のエネルギ領域と合わせて、３つのエネルギ領域ＥＲ２，ＥＲ３、ＥＲ４が画素毎に作られている。
この計数用の３つのエネルギ領域ＥＲ２，ＥＲ３、ＥＲ４を得るために、図１３に示すように、検出器４２の各データ収集回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）に、もう一段の弁別回路ＤＳ３が併設されている。この弁別回路ＤＳ３は、各収集チャンネルＣＮｎにおいて、Ｄ／Ａ変換器５７３、比較器５４３及びカウンタ５５３を前述した実施形態と同様に備えている。図１３において、比較器５４１，５４２，５４３に与えられるアナログ量閾値ｔｈ１、ｔｈ２、ｔｈ３が、図１２に示す第１、第２、第３のエネルギ閾値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３に相当する値に設定されている。
その他の構成及び動作は、前述した実施形態のものと同様であるので、同様の作用効果が得られる。特に、データ収集に係るエネルギ領域、例えば２０〜３７keVの範囲においてエネルギ領域を複数にしたので、収集データに対する再構成処理、例えばエネルギウエイト法をよりきめ細かく適用できる。例えば、２０〜３７keVの範囲であっても、よりエネルギの低い成分を強調したり、その反対に、よりエネルギの高い成分を強調したりして、データ処理の多様化を図ることができる。
勿論、例えば２０〜３７keVの範囲を更に細かく、例えば３つのエネルギ領域に分けたフォトンカウンティングを行うことができる。それにより、データ処理の多様化を一層推し進めることができる。
以上を総括すると、上述した実施形態及びその変形例では、
・フォトンカウンティング型の検出器をＸ線マンモグラフィに適用すること、
・Ｘ線管電圧を40kV〜50kVに設定すること、
・Ｘ線管のターゲットにタングステンを使用すること、
・所望のエネルギ領域では、特性Ｘ線を有さずブロードなＸ線スペクトラムを形成すること、
・２５keV以下のＸ線を極力抑えるため、２．３mmAleqの固有ろ過を持つＸ線管とコリメータを用いること、
・３７keV以上のＸ線成分を抑えるため、バリウムフィルタを挿入する、
という基本構造を有する。
バリウムフィルタのＫ吸収端は３７．４keVであるため、ほぼ２５keV〜３７keVのフォトンカウンティング方式で最適なメージングのＸ線帯域を実現するとともに、３７keV以上の成分も補完的に有効使用することもできる。
具体的には２５keV〜３７keVのエネルギ領域を2〜3分割したエネルギＢＩＮを設定し、３７keV以上に１エネルギBINを設定したＸ線マンモグラフィを行う。
このように本実施例では、少なくとも従来のＸ線マンモグラフィのエネルギ領域よりも平均Ｘ線エネルギが高く、従来のエネルギ領域とのオーバーラップが２０％以下の帯域すべてを含む。つまり、使用するＸ線エネルギが従来のものに比較して高いことが特徴である。例えば平均エネルギが３０keVだとすると５０％脂肪５０％乳腺の３０keVにおける線吸収係数は０．３１９cm-1であるので約80%のＸ線が体内で吸収され、他は画像化に寄与する。前述した１５keVのＸ線においては約９９．８%が体内で吸収されることと比較すると、本発明において画像化に寄与するＸ線の量は(100-20)/(100-99.8)=１００倍多いことになる。逆の見方をすれば、コントラストの要求が従来と同様であるとするならば、Ｘ線量を１／１００に減らしても５０％脂肪、５０％乳腺のコントラスの表現は可能ということになる。つまり、Ｘ線マンモグラフィにおいてＸ線被曝線量を画期的に減らすことができる。
実際には、想定した乳房厚より薄い場合や厚い場合もあり、組織による線吸収係数の差もあるので、Ｘ線線量の低減量は必ずしも一定割合に決まらないが、少なくとも１／１０以上の線量低減は期待できるものと想定される。
また、所望のエネルギ領域でブロードなＸ線スペクトラムを有するために、エネルギＢＩＮ毎の画像の作成と、腫瘤と石灰化の両者に最適な画像表示方法を各ＢＩＮ画像の重み付け加算で得ることが可能である。
以上、一部上記と重複するが、本実施形態に係るＸ線マンモグラフィ装置の効果をまとめると、以下のことが挙げられる。
・患者のＸ線被曝線量が１／１０と画期的に低減可能であるので、より若年層の患者にマンモグラフィを実施でき、検診受診率の向上が期待できる、
・上記メリットは特に乳房サイズがより大きい患者にも最適にマンモグラフィを実施できる、
・Ｘ線のエネルギ領域に分けた画像収集により、腫瘤と石灰化の描出が収集後の画像処理を介して最適なコントラストで表示することができる、
・使用するＸ線管が歯科用途と類似で、安価なアルミニウムフィルタやバリウムフィルタが使えるためにシステム構成の製造コスト費用を抑えることができる、
・照射するＸ線量を減らすことができるため、収集時間を短縮する効果も得られる、
・Ｘ線検出器はモジュール構造を有する検出モジュールを組合せて構成している。このため、検出器の形状を、様々な収集方法（フラットパネル、トモシンセシス、単純なスキャノグラムなど）に合わせて設定できる、
・さらに、Ｘ線管の選択肢が歯科領域で使用されるＸ線管とダブルために、低価格のＸ線管が選択できるのもメリットである。
なお、本発明に係るＸ線撮像装置は、処理の対象を乳房とするものに限定されず、例えば顎部など、他の部位であってもよい。
また、本発明に係るＸ線撮像装置としては、上述したほかには、概ね１５〜２５keＶのネルギー範囲のＸ線を用いて映像化していた非破壊検査装置や小動物のＸ線検査装置などがある。これらのＸ線装置に、本発明に係るＸ線発生系の構成を適用することもできる。この場合にも、
・撮影時間の短縮が図れるため、検査のピッチタイムの大幅に短縮できる、
・Ｘ線管電流を小さく出来るため、Ｘ線装置の小型化や低コスト化を実現することができる、
・Ｘ線管電流を小さく出来ることから、Ｘ線管焦点に掛かる負荷を軽減することでき、これにより、焦点サイズの小型化が可能になり、高解像度の画像を得ることが可能になる、という効果が得られる。
１ Ｘ線マンモグラフィ装置
４ コントローラ
５ 入力器
６ 表示器
２１ Ｘ線発生系
２２ Ｘ線管
２２Ａ 陽極
２３ アルミニウムフィルタ（第１のフィルタ）
２４ バリウムフィルタ（第２のフィルタ）
４２ 検出器
５３ コントローラ
６４ 第１の記憶部
６５ 画像プロセッサ
７０ ＲＯＭ

Claims (16)

  1. １０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高く、かつ、少なくとも下限のエネルギが２０keVであり、この２０keVから３７keVまでのエネルギ範囲に渡って連続的に分布し且つ特性Ｘ線のピーク波形を持たないエネルギースペクトラムのＸ線を発生するＸ線発生系と、
    前記Ｘ線を粒子とみなし、画素毎に、その粒子の入射に呼応して当該粒子の持つエネルギに応じた電気信号を出力するＸ線検出器と、
    を備えたＸ線撮像装置。
  2. 前記Ｘ線発生系は、
    陽極を有するＸ線管と、
    前記Ｘ線管のＸ線照射側に配置され且つ前記陽極から発生する前記Ｘ線が通過する位置に配置されたフィルタと、を有し、
    前記フィルタは、
    前記エネルギースペクトラムよりも高域側のエネルギを有するＸ線粒子の通過を抑制する第１のフィルタと、
    前記エネルギースペクトラムよりも低域側のエネルギを有するＸ線粒子の通過を抑制する第２のフィルタと、を有する
    ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮像装置。
  3. 前記陽極はタングステンであり、
    前記Ｘ線管は、前記陽極から発生するＸ線のエネルギ分布領域が３７〜５０keVであり、かつ、その領域に前記特性Ｘ線のピーク波形を持たないように設定されていることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮像装置。
  4. 前記第１のフィルタは、その組成にバリウムを含むバリウムフィルタ、又は、その組成にランタンを含むランタンフィルタであり、
    前記第２のフィルタは、アルミニウムから成るアルミニウムフィルタである、
    ことを特徴とする請求項２又は３に記載のＸ線撮像装置。
  5. 前記Ｘ線管は、前記アルミニウムフィルタを内蔵したＸ線管である、請求項２〜４の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
  6. 前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線の粒子の入射に応じた電気パルス信号を出力する半導体材料をＸ線検出素材として有し、
    前記Ｘ線検出素材は、概略２５〜３７keVのエネルギ範囲においてシリコン（Si）を用いたＸ線検出器よりもＸ線検出感度が２倍以上の素材である、
    ことを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
  7. 前記Ｘ線検出素材は、CdTe（カドミウムテルライド）、CZT（カドミウムジンクテルライド）、HgI2（ヨウ化水銀）、または、TlBr（臭化タリウム）であることを特徴とする請求項６に記載のＸ線撮像装置。
  8. 前記Ｘ線検出素材は、Pr:LuAG（プラセオジム添加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）あるいはCe:GAGG（ガドリニウムアルミニウムガリウムガーネット）などの結晶を用いた減衰時間の早いシンチレータとSiPM（シリコンフォトマルティプライヤー）を組み合わせた要素であることを特徴とする請求項６に記載のＸ線撮像装置。
  9. 前記検出器は、前記Ｘ線検出素材をほぼ正方形の２次元的に配列したフラットパネル型又は細長い矩形状の２次元的に配列したライン状の検出器であることを特徴とする請求項１〜８の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
  10. 前記Ｘ線検出器から出力される電気信号を前記粒子の持つエネルギの複数の帯域別に分けて加算し、当該加算した値を画素単位で出力するフォトンカウンティング型の信号処理回路を有することを特徴とする請求項１〜９に記載のＸ線撮像装置。
  11. 前記信号処理回路は、ＡＳＩＣで作成された層状の回路であり、
    前記Ｘ線検出器は、前記信号処理回路を前記Ｘ線検出素材の層と一体に積層した構造を有する、
    ことを特徴とする請求項１０に記載のＸ線撮像装置。
  12. 前記複数のエネルギ領域として２つ以上のエネルギが設定されており、
    前記電気信号からその帯域別に画像を生成する画像生成手段と、
    前記画像生成手段により生成される領域別の画像の画素値を重み付けして互いに加減算して当該画像に写り込んでいる物質のコントラストを最適化する画像最適化手段と、
    を備えたことを特徴とする請求項１０に記載のＸ線撮像装置。
  13. 前記複数のエネルギ領域は３つ以上のエネルギ領域であり、当該３つ以上のエネルギ領域を弁別するためのエネルギ閾値の少なくとも１つは３７keVの近傍に設定されており、
    前記画像生成手段により、前記３７keVの近傍に設定されたエネルギ閾値よりも上のエネルギ領域から生成された画像の情報を、前記画像最適化手段による最適化処理から除外する除外手段を備えたことを特徴とする請求項１１又は１２に記載のＸ線撮像装置。
  14. 前記Ｘ線発生系と前記Ｘ線検出器との間に、撮像対象としての乳房を配置させ、当該Ｘ線撮像装置をＸ線マンモグラフィ装置として使用することを特徴とする請求項１〜１３の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
  15. 実効エネルギが１０〜２３keVのエネルギ領域の実効エネルギより高く、かつ、少なくとも下限のエネルギが２５keVであり、この２５keVから３７keVまでのエネルギ範囲に渡って連続的に分布するエネルギースペクトラムを有するＸ線を発生させ、
    撮像対象である乳房を透過してきた前記Ｘ線を、当該Ｘ線を粒子とみなし且つ画素毎にその粒子の持つエネルギに応じた電気信号として検出し、
    この電気信号を前記粒子の持つエネルギの複数の帯域別に分けて加算し、当該加算した値を画素単位で出力する、
    ことを特徴とするＸ線撮像方法。
  16. 前記電気信号からその帯域別に画像を生成し、
    前記生成される帯域別の画像の画素値を重み付けして互いに加減算して当該画像に写り込んでいる物質のコントラストを最適化する、
    ことを特徴とする請求項１５に記載のＸ線撮像方法。
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