JP4010101B2 - X-ray imaging device - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、X線画像撮影装置に関するものであり、特に発散するX線を放射するX線管を用いて拡大撮影を行うときに、X線屈折コントラストによるエッジ強調によって、鮮鋭性の優れるX線画像を得るX線画像撮影装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
X線が物質を透過する作用を利用するX線画像は、医用画像診断や非破壊検査等に広く利用されている。このX線画像は、X線が被写体を透過するときに、被写体を構成する物質の原子量の大きさによってX線透過量が異なることによる陰影画線である。すなわちX線源から放射され、被写体を透過したX線量の2次元分布をX線画像検出器で検出し、被写体のX線吸収コントラストに基づくX線画像を形成する。
【0003】
【発明解決しようとする課題】
非破壊検査や一般の医療施設で用いられる発散するX線を放射するX線管の例としては、回転陽極X線管等があるが、このX線管では、熱電子が対陰極に衝突して発生するX線は放射状に広がる。この性質を利用して、被写体とX線画像検出器との距離を離すことで、X線画像の拡大撮影が行われている。このとき、X線の焦点サイズが有限の大きさであるために拡大撮影では、図1に示すように“半影”とよばれるボケが生ずることはよく知れられている。
【0004】
X線源が点光源であるとき、もしくは点光源とみなせるとき、すなわち、焦点サイズが0もしくはほぼ0である場合には、こうした拡大撮影のX線画像にはボケは生じない。一方、人体など厚い被写体を透過するための十分なX線量を得ようとすると、実用上一定の大きさの焦点サイズが必要となる。従ってX線撮影においてはこの半影によるボケは避けられず、特に、拡大撮影の場合、X線画像の鮮鋭性が低下する。
【0005】
そして、X線拡大撮影の拡大率を上げると、ボケ幅はさらに拡大される。例えば胸部スポット撮影や骨部精密X線撮影などの拡大撮影では、その拡大率を上げると画像の鮮鋭性が劣化することで、かえって読影しづらくなり、拡大撮影の効果が半減することになる。
一方、本発明者らは、被写体を撮影する際、被写体の屈折率のある部分で、X線の屈折コントラストによりエッジ強調現象が生じることを見いだした。
【0006】
本発明は、以上のような課題に鑑みてなされたものであり、発散するX線を放射するX線管を用いて拡大撮影を行うときに、半影によるボケとエッジ強調の関係を最適化することにより鮮鋭性の優れる拡大撮影画像を得ることができるX線画像撮影方法及びその撮影装置を提供するものである。
【0007】
【課題を解決する手段】
前記課題を解決し、かつ目的を達成するために、本発明は、以下のように構成した。
【0008】
請求項1の発明は、『発散するX線を照射するX線管と、
前記X線管に対して被写体の位置を設定するための被写体位置設定具と、
前記被写体を透過したX線画像を検出するX線画像検出器と、を有し、
X線画像の半影によるボケ幅をB(μm)、被写体の屈折率の異なる界面部分を透過したX線画像における、X線の屈折によってX線強度が低下した部分のX線量低下最大値と、X線の屈折によってX線強度が上昇した部分のX線量増加最大値との半値幅であるエッジ強調幅をE(μm)とするとき、前記X線管より照射されるX線を被写体に透過させてX線拡大撮影を行う際、9E≧Bとなるように前記被写体位置設定具及び前記X線画像検出器を設置可能としたことを特徴とするX線画像撮影装置。』である。
【0009】
請求項2の発明は、『ボケ幅B及びエッジ強調幅Eはそれぞれ、下記2式及び3式で表されることを特徴とする請求項1に記載のX線画像撮影装置。
B=D×(R2/R1)・・・(2式)
E=39×R2(1+0.045/R1)×λ2×√A・・・(3式)
ただし、X線管の焦点サイズをD(μm)、X線管の焦点から被写体までの距離をR1(m)、被写体からX線画像検出器までの距離をR2(m)、X線管から放射されるX線におけるX線量の最大値の波長をλ(Å)、被写体の物体を円柱とした時の断面の円の直径をA(mm)とする。』である。
【0010】
請求項3の発明は、『ボケ幅B及びエッジ強調幅Eはそれぞれ、下記2式及び4式で表されることを特徴とする請求項1に記載のX線画像撮影装置。
B=D×(R2/R1)・・・(2式)
E=27×(1+R2/R1)1/3×(λ2×R2×√A)2/3・・・(4式)
ただし、X線管の焦点サイズをD(μm)、X線管の焦点から被写体までの距離をR1(m)、被写体からX線画像検出器までの距離をR2(m)、X線管から放射されるX線におけるX線量の最大値の波長をλ(Å)、被写体の物体を円柱とした時の断面の円の直径をA(mm)とする。』である。
【0011】
請求項4の発明は、『前記X線管と前記被写体との距離を0.5m以上離すべく前記被写体位置設定具を設けることが可能で、且つ前記被写体と前記X線画像検出器までの距離を1m以上離すことが可能であることを特徴とする請求項1乃至請求項3のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0012】
請求項5の発明は、『前記X線管の焦点を起点とする距離の情報を具備したレールもしくは支柱と、
前記X線画像検出器を保持するX線画像検出器用保持具とを有し、
前記被写体位置設定具及び前記X線画像検出器用保持具は、前記レール又は前記支柱に移動可能で、且つ一時的に固定可能に設けられていることを特徴とする請求項4に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0013】
請求項6の発明は、『50kVp〜150kVp管電圧設定が可能なX線管を有し、前記X線管から0.5m以上離れた位置に被写体位置設定具を配置し、かつ前記被写体位置設定具から1m以上離れた位置にX線画像検出器を配置したことを特徴とする請求項1乃至請求項5のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0014】
請求項7の発明は、『前記X線拡大撮影の拡大率は、1.1〜10倍であることを特徴とする請求項1乃至請求項6のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0015】
請求項8の発明は、『前記X線管の焦点サイズは、0.03mm〜0.3mmであることを特徴とする請求項1乃至請求項7のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0016】
請求項9の発明は、『前記X線管は、クーリッジX線管であることを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0017】
請求項10の発明は、『前記X線管は、タングステン回転陽極X線管であることを特徴とする請求項1乃至請求項9のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0018】
請求項11の発明は、『前記X線画像検出器として、平均諧調Gが1.5〜4.0であるスクリーン・フィルムシステムを用い、エッジ強調幅Eが9μm以上であることを特徴とする請求項1乃至請求項10のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0019】
請求項12の発明は、『前記X線画像検出器として、画素サイズが1μm〜200μmのデジタルX線画像検出器を用い、かつ前記エッジ強調幅Eが0.1μmより大きいことを特徴とする請求項1乃至請求項10のいずれか1項に記載のX線画像撮影装置。』である。
【0027】
本発明は、図1に示すX線画像撮影装置1において、発散するX線を放射するX線管2の例であるクーリッジX線管から放射するX線を被写体3に透過させて、X線画像検出器4によりX線画像を得、X線拡大撮影を行う。X線は電磁波であるゆえに波の性質、すなわち可視光視と同様に、X線が屈折率の異なる物体、被写体3を透過すると、その界面で屈折を起こす性質をもっている。なお、拡大撮影とは、被写体3より拡大された画像をX線画像検出器4上に得る撮影である。この場合の拡大率は長さに対する拡大をいい、例えば、図1のような系においては拡大率(倍率)をとする。
【0028】
図2で模式的に示すように、屈折率の異なる界面部分のX線画像検出器4上のX線透過画像では、X線の屈折によってX線強度が低下する部分と、そしてその屈折したX線が空間を直進してきたX線と重なりあってX線強度が上昇する部分とが生ずる。すなわち、ここで得られる陰画画像では、屈折率の異なる界面を境にしてX線強度が低下する部分が白く抜け、X線強度が上昇する部分がより黒くなる結果、いわゆるエッジ強調画像が得られる。これはX線屈折コントラストと呼ばれる現象である。X線の波長は非常に短く、その屈折率は小さいので、従来の一般に行われているX線画像撮影では、このX線屈折コントラストは見過ごされる程度の弱いものであった。すなわち、従来のX線画像ではX線屈折コントラストは十分に活用されておらず、X線の吸収差による吸収コントラストのみのX線画像であった。
【0029】
本発明においては、このX線屈折コントラストを課題解決の手段とするものである。すなわち、拡大撮影で半影による画像のボケが生じても、前記のようなエッジ強調を同時に生じせしめることによってこのボケを解消し、鮮鋭性のよい拡大X線撮影画像を得るものである。さらに具体的には本発明において次に述べる方法によって課題を解決した。
【0030】
すなわち、例えばクーリッジX線管である発散するX線を放射するX線管2を用いて拡大撮影を行うとき、半影によるボケ幅B(μm)と、X線屈折コントラスト強調によるエッジ強調幅E(μm)とすると、
9E≧B・・・(1式)である。
【0031】
なお、ここでのX線拡大撮影の拡大率は、1.1〜10倍であることが好ましい。ここで用いられるX線管2の焦点サイズは、10μm〜1000μmが好ましい。また、X線管2のX線管電圧は50kVp〜150kVpであることが好ましい。X線管2は対陰極にタングステンを含有することをが好ましい。
【0032】
ここでX線焦点とは、X線管2の例えば回転陽極に電子線が衝突して発生するX線を取り出す、被写体方向から見た窓のことをいう。この窓の大きさのことを焦点サイズといい、焦点が正方形である場合、その1辺の長さを、また焦点が正方形以外の長方形のときはその短辺の長さ、円であるときはその直径を焦点サイズとし、JISZ4704に定められているように測定することもできる。また、焦点の形がその他の場合にも、JISZ4704に定められているように、ピンホールカメラもしくはテストチャートを用いて測定することができる。
【0033】
画像を形成するためのX線画像検出器4は、平均階調Gが1.5〜4.0のスクリーン・フィルムシステムを用いることが好ましい。このときエッジ強調幅Eは、図3に示すように、9μm以上であることが好ましい。この範囲にすることにより、人間の視覚での診断の精度を向上させることができる。
また、X線画像検出器4として、デジタルX線画像検出器を用いる場合には、画素サイズが1μm以上200μm以下であることが好ましく、このときのエッジ強調幅Eは0.1μmより大きいことが好ましい。この範囲にすることにより、診断の精度を向上させることができる。
【0034】
本発明においては、とくに被写体3として人体もしくは人体から摘出された検体などが好ましい。以下さらに詳細を述べる。
【0035】
まず、本発明で用いるX線源は、X線が放射状に発散するX線管を用いる。X線が放射状に発散するX線管は、被写体とX線画像検出器との距離を調整することにより、X線画像の拡大率を任意に設定することができる。本発明で用いるX線源は、具体的には熱電子が対陰極に衝突することによりX線が得られるクーリッジX線管であり、特に強いX線を得るには回転陽極を持つX線管が好ましい。そして、自己バイアスX線管やプラズマX線管等を用いることができる。
【0036】
半影によるボケ幅B(μm)は、図1に示すように、X線管焦点サイズD(μm)、X線焦点から被写体3までの距離R1(m)、そして被写体3からX線画像検出器4まで距離R2(m)とすると、幾何光学的に一意的に決まる。すなわち、
B=D×(R2/R1)・・・(2式)
で算出することができる。
【0037】
X線屈折コントラストによる界面のエッジ強調幅E(μm)は、図2に示すように、X線量低下最大値とX線量増加最大値の半値幅であり、この値は、次の式によって得たものを使用することができる。
【0038】
E=39×R2(1+0.045/R1)×λ2×√A・・・(3式)
このときR1はX線源から被写体3までの距離(m)、R2は被写体3からX線画像検出器4までの距離(m)、λはX線量の最大値の波長(Å)、Aは被写体3の物体を円柱とした時の断面の円の直径(mm)である。この実験式は、以下のように求めた。
【0039】
基準となる強度分布をまず下記の条件においてモデル的に光線追跡により求めた。
【0040】
モデル:プラスチックファイバー直径1mm
空気との屈折率差:3×10-6(プラスチックのCu特性X線1.5オングストロームに対する値)
配置:R1:無限大、R2=0.25得られたエッジ部分の強度分布を図3に示す。これに対してX線屈折コントラスト幅(エッジ強調幅)Eが、R2と屈折率差と物体の直径Aの平方根のそれぞれに比例し、またR1が有限のときのエッジ強調幅Eの増加量が1/R1に比例することを見出した。
【0041】
ここで屈折率差はX線領域で波長(λ)の2乗に比例する。したがって
E=a×R2×(1+b/R1)×λ2×√Aという式が書ける。a、bは定数である。次に実用的な観点から計算機シミュレイションで求めた強度分布におけるエッジ強調幅Eから、a=39、b=0.045となり、最終的に(3式)が得られた。
【0042】
また、エッジ強調幅Eの値としては、次式により求めた値も使用することができる。
【0043】
E=27×(1+R2/R1)1/3×(λ2×R2×√A)2/3・・・(4式)
このときR1はX線源から被写体3までの距離(m)、R2は被写体3からX線画像検出器4までの距離(m)、λはX線量の最大値の波長(Å)、Aは被写体3の物体を円柱とした時の断面の円の直径(mm)である。
【0044】
より一般的には、X線位相コントラストにより界面のエッジ強調幅は、図2に示すように、X線量低下最大値とX線量増加最大値の半値幅であり、この値は空気中に置かれた円柱状物体の場合、
理論式E=2.3×(1+R2/R1)1/3×(R2×δ×√A)2/3によって得ることができる。
【0045】
このときδは物体と空気との屈折率差(δ>0)である。
【0046】
この理論式は、物体透過後の波面形状をWとしたとき、物体で屈折したX線に.より引き起こされる強度分布がWの2階微分W”を用いて
i=(1+R2/R1)/(1−R2×W”)と表せられることより求めた。
【0047】
δをλ(Å)の関数と表し、人体の組成物に対しては3式のように表すことができる。
【0048】
以上の式は、何れもX線の屈折効果を考慮して得られたものである。
【0049】
また、(4式)で求めた値の方が(3式)で求めた値よりも真のエッジ強調幅に近くより好ましい。
【0050】
特表平11−50262号公報や科学雑誌”Nature, vol, 77,2962(1996)”においては、X線の干渉によるX線画像のエッジ強調効果が論じられている。そこの議論においては、まず使用されるX線に高い横方向の空間干渉性があることが前提であり、エッジ強調効果はX線の干渉、すなわちフレネル回折コントラストの第1次近似によるX線の強度の低下と上昇によるものである。したがって、高い空間干渉性のX線を得るためにX線源の焦点サイズができるだけ小さく且つ点光源とみなせるように被写体からX線画像検出器までの距離を十分にとる必要があり、そしてコントラストが被写体とX線画像検出器との距離(R2)に対して直接的に変化するので、R2について一定以上の距離をとる必要があることが論じられている。
【0051】
本発明においては、X線の屈折によるコントラスト強調現象を用いるものであるゆえに、X線の高い空間干渉性は特に必要でない。したがって焦点サイズについては、点光源あるいは点光源と見なせる程度のものであることは必須ではない。また、本発明においては、X線源から被写体までの距離(R1)、そして被写体とX線画像検出器との距離(R2)は、X線画像の拡大率や他の因子から決定されるものである。さらに(3式)もしくは(4式)から求められるエッジ幅と幾何光学的に求められるボケ幅の関係の(2式)でR1とR2が決定される。このように本発明の課題の解決にX線の空間干渉性とはとくに必要とされず、被写体とX線画像検出器との距離(R2)のみで高コントラストが実現するものでもない。したがって本発明で得られる効果は、前記特許公報並びに科学雑誌で開示されている技術とは異なるものである。
【0052】
また、鮮鋭性のよいX線画像を得るため、被写体からX線画像検出器を離すことによって散乱X線を除去する方法が、グレーデル効果として知られている。とくに拡大撮影を行う時はその距離が大きくなるので、グレーデル効果を利用している。一方、本発明に係るX線屈折コントラストは、この散乱X線とはとくに関係するものではないため、(3式)及び(4式)を導くなかにはX線散乱の因子は組み込まれていない。すなわち、本発明は、従来知られている散乱X線を除去してX線画像の鮮鋭性を向上せしめるグレーデル効果とは異なるものである。
【0053】
しかしながら、本発明においても散乱線が問題となる場合、例えば散乱線除去のためのX線グリッドを用いない場合には、被写体とX線画像検出器との距離を設定するとき、散乱X線の影響も考慮してよいことはいうまでもない。
(2式)からX線管の焦点サイズが小さいほどボケ幅は小さいことになる。このときX線屈折コントラストはより強く観察される。しかし焦点サイズが小さいとX線源からのX線量が低下するために、被写体3やX線画像検出器4に制限が生ずる。一方焦点サイズが大きくなるとX線量は増大するが、半影によるボケ幅Bが大きくなってX線屈折コントラスト効果が得にくくなる。したがって、こうしたバランスから焦点サイズは少なくとも0.03mm〜0.3mmが好ましい。
本発明において、X線管の焦点からの距離R1は、0.15m以上そして被写体3とX線画像検出器4との距離R2は0.15m以上が好ましい。R1が0.15m以上であるとX線画像に幾何学的歪みがより小さくなる。また、R2が0.15m以上であると被写体による散乱X線を拾いにくく、散乱X線による画像の鮮鋭性をより高められる。
【0054】
本発明においては、拡大撮影を行うためにX線画像検出器4に到達するX線が少なくなる。従って、X線のロスを伴う散乱X線除去のためのX線グリッドは用いないことが好ましい。また被写体3が厚い場合には、R1、R2とも0.5mより大きいことが好ましい。また、医療用に用いる場合、X線被曝という観点から、X線源から被写体までの距離R1は1m以上、X線源からX線画像検出器との間の距離R1+R2は1.5m以上とることが望ましい。X線画像撮影室の大きさやX線画像検出器4に届くX線量を考慮するとR1+R2が10m以内が好ましく、さらに、R1+R2は5m以内とすることがより好ましい。
【0055】
(3式)及び(4式)において、被写体3の位置における検出物の直径AはX線撮影で描写したい目的によって決定すべき値である。非破壊検査等においては、0.1mm程度の幅のクラッキングを探索する必要があり、また医療用では、例えば胸部の初期肺がんの検出には1mm程度の大きさの腫瘍や石灰化陰影を描出することが望まれている。特に10mmより小さい構造物の検出に、本発明の拡大撮影は有用である。
【0056】
このように(3式)及び(4式)中のAの値は、X線画像撮影の目的によって選択されるべき値であり、本発明ではAは0.1mm以上で10mm以下、さらには1mm以上で2mm以下を考慮したものである。
【0057】
(3式)及び(4式)で示すようにエッジ強調幅Eは、使用するX線の波長に依存する。(3式)及び(4式)における波長λ(Å)は、使用するX線管から発生する特性X線を除く連続スペクトルのX線量の最大値のX線波長である。例えばタングステンを回転陽極としてもつクーリッジX線管2においてはλ=0.4オングストロームとして計算する(図4)。
【0058】
使用するX線管の管電圧によって、X線の線質、いわゆる被写体に対する透過のしやすさが異なる。管電圧が高いほど、発生する高いX線エネルギー成分が増加するので被写体をX線が透過しやすくなり、このため吸収によるX線画像コントラストは低下する。管電圧が低い場合、X線は透過しにくくなる。したがって使用目的によってX線管の管電圧を設定する必要がある。医用のX線画像診断や非破壊検査では、X線管電圧は50kVp〜150kVpの範囲が使用される。
【0059】
本発明の(1式)の領域は、これらX線エネルギー領域に適した領域である。ここで”kVp”とは放射されるX線のもっともエネルギーの高いX線成分を表すもので、一般にX線管から放射されるX線エネルギーの指標であり、撮影時にX線管電圧として設定される(図4)。
【0060】
本発明における横型及び縦型のX線画像撮影装置を、図5及び図6に模式的に示す。X線画像撮影装置1で拡大撮影を行なうとき、被写体3の動きに起因するブレも拡大される。従って、こうしたブレをできるだけ少なくするために、被写体3を撮影時に固定するための被写体位置設定具20が必要である。被写体位置設定具20は機械的強度を持たすために、金属もしくは強化プラスチック樹脂からなる枠を備え、X線が透過する枠内はX線をできるだけ多く透過するプラスチック樹脂板を張り付けることが好ましい。その板の厚さは0.05mmから数mmが好ましい。被写体3である患者は、この被写体位置設定具20に身体あるいは身体の一部を密着することにより、撮影時の動きを最小にすることが可能となる。
【0061】
X線管2の焦点の位置から被写体位置設定具20までの距離R1及び被写体位置設定具20からX線画像検出器4までの距離R2は、本発明の範囲内で任意に設定することができる。この設定を正確に行なうために、X線管2、被写体位置設定具20そしてX線画像検出器4とを結ぶ、X線管2の焦点を起点とする距離の情報を具備した距離を刻印したレール21を設置することが好ましい。X線画像検出器4及びX線画像検出器用保持具25は、レール21に移動可能で、且つ一時的に固定可能に設置されている。
【0062】
図6ではX線管2が被写体3の上に設置されているが、この逆にX線管2を下にしてX線画像検出器4を上に設置してもよい。この装置においては被写体3である患者を寝た状態で撮影することができるようにテーブル22を持つことが好ましい。このテーブル22に被写体位置設定具20が設けられている。さらに図5と同様に、X線管2と被写体3までの距離R1そして被写体3からX線画像検出器4までの距離R2を正確に設定するために、距離刻印のある支柱23を設置することが好ましい。X線画像検出器4及びX線画像検出器用保持具25は、支柱23に移動可能で、且つ一時的に固定可能に設置されている。
【0063】
なお、被写体位置設定具20として、被写体を保持する側を示したが、保持しなくても本発明のX線画像を得るために必要な被写体位置を決めるものであればよく、被写体位置を指示する部材等でもよい。
【0064】
X線画像検出器4としては現在種々のものが用いられている。例えばハロゲン化銀乳剤を塗布した写真感光材料とX線蛍光増感紙からなるスクリーン・フィルムシステムを用いることができる。写真感光材料(フィルム)は乳剤層を支持体の片面あるいは両面に塗布したものを用いることができる。高い解像度を必要とするときは片面フィルムが用いることが好ましく、拡大率が大きい時には高感度の両面塗布フィルムを用いることが好ましい。写真感光材料とともに用いる蛍光増感紙(スクリーン)については、X線照射によって青色発光するものあるいは緑色発光するものが使用できる。特にX線吸収率のよいテルビウムで賦活したカドリニウムオキシサルファイド(Gd2O2S:Tb、以下GOSとする)蛍光体からなる蛍光スクリーンが好ましい。使用するスクリーン・フィルムシステムの平均階調Gは1.5〜4.0が好ましい。また、エッジ強調効果によりX線画像コントラストが上昇するために、スクリーン・フィルムシステムの平均階調Gは2から3.8がより好ましく、さらに「カブリ濃度+1.0」より低い領域においてラチチュードが広いシステムが好ましい。なお、平均階調Gとは特性曲線において「カブリ濃度+0.25」の濃度となる点と「カブリ濃度+2.0」の濃度となる点の2点を結んだ直線の勾配をいう。カブリとは、露光を受けなかった部分を現像して得られた濃度である。
【0065】
なお、ここでいう特性曲線とは、ハロゲン化銀写真感光材料を使用する場合に用いるものであり、例えば、“改訂 写真光学の基礎 −銀塩写真編−”(日本写真学会編コロナ社1998年)に説明されているように、ハロゲン化銀の乳剤層を露光した後、現像等の処理を行ってできた写真像の黒化濃度(光学濃度)Dを露光量E(=I×t、Iは露光照度、tは露光時間)の常用対数に対してプロットしたD−logE曲線のことである。
【0066】
スクリーン・フィルムシステムの平均階調に影響する主因子は、フィルムの特性及びその現像処理の二つがあげられる。フィルムの場合は乳剤層を構成するハロゲン化銀粒子の組成また粒径分布、カブリ抑制剤などの添加剤、さらに乳剤層中のハロゲン化銀粒子の量により平均階調が決定される。本発明で使用されるハロゲン化銀写真感光材料については、例えば前述の”改訂 写真工学の基礎−銀塩写真編−”(日本写真学会編コロナ社1998年)に概説されている。また、現像処理については、現像処理温度を上げることやその処理時間を延ばすことで平均階調を挙げることができるが、自動現像処理を行うときには原則的にはフィルムメーカー指定の現像処理条件で処理することが好ましい。
【0067】
なお、エッジ強調幅Eよりスクリーン・フィルムシステムの画像分解能は大きくすることが必要である。また、スクリーン・フィルムシステムでの医用画像は、フィルム画像を通常裸眼で直接観察するので、エッジ強調幅が狭すぎると観察できなくなる。そこで、鋭意検討の結果、スクリーン・フィルムシステムをX線画像検出器として用いる際には、エッジ強調幅Eは9μm以上であることが好ましいことが実験的にわかった。
【0068】
デジタルX線画像検出器とは、X線画像をデジタル画像信号として得るものであり、例えば、輝尽性蛍光体を塗布したイメージングプレートを用いるコンピューデッドラジオグラフィ(CR)、X線照射をGOSや沃化セシウム蛍光体で受けて発生する光を、フォトダイオードを用いて電気信号に変換しTFT等で読み取る、あるいはX線照射をa−Seで受けてそこで発生する電荷を直接にTFTで読み取る平面型X線画像検出器(FPD)、またGOS蛍光体等でX線照射で得られるX線像を可視光に変換してCCDやCMOSで読み取る検出器等がある。
【0069】
これらのディジタルX線画像検出器を用いた撮影システムにおいては、2次元平面を分割してX線画像情報を読み取る。この読み取る最小面積の四角形の辺の長さ、あるいは円形の直径が画素サイズとよばれている。例えば、前述のCRにおいては輝尽発光を読み取る時のピッチに相当し、CCDやCMOSの最小読取径、またFPDにおいてはシリコン光ダイオードの読み取り径やX線導電層での発生電荷を収集する最小画素サイズにあたる。
【0070】
また、図7に示すように、デジタルX線画像検出器10を用いると、画像処理手段11によって画像処理し、この画像処理によって拡大・縮小や画像コントラストの調整が容易にでき、CRT画像表示装置12、画像プリンター13に出力し、あるいは画像記憶装置14に記憶し、例えば病院内LAN等に送る。このようにデジタルX線画像検出器10を用いることで、本発明の拡大撮影後に実際の画像サイズに縮小して表示することができる。また、撮影時の拡大率以上に画像を拡大することも可能である。撮影時以上の拡大を考慮するとデジタルX線画像検出器10では読み取るエッジ強調幅Eは0.1μmより大きいことが好ましい。ここでデジタルX線画像検出器4においては読取最小画像サイズが使用目的やシステムの能力によって決められている。
【0071】
本発明においては、X線像検出のために輝尽性蛍光体を用いるとき、画像信号の読み取りはレーザー露光スキャンで行われるのが一般的である。通常、その最小画素サイズは読み取りレーザスポット径と同等の大きさをとる。この径については1μmより大きいことが好ましいが、読み取り速度を高速とするために20μm以上とすることがより好ましい。また、読み取り画像自体の鮮鋭性を高めるために200μm以下とすることが好ましい。また、本発明に述べているほかのデジタルX線画像検出器についても同様である。
【0072】
X線管としては、現在広く医療現場で使用されている、陽極である対陰極にタングステンを含有するものが好ましい。何故ならば、非破壊検査や人体のX線画像を得るために、もっとも好ましいX線エネルギー範囲をとることができるからである。X線の透過性のよい魚など小動物を被写体とするときは、例えば陽極が銅であるX線源が用いられる。
【0073】
本発明においては、例えば胸部の5mm以下の初期肺がんの発見に寄与できる可能性がある。なぜならば、8倍の拡大撮影を行えば2mmの大きさの構造物が16mmに拡大されて描出されるからである。従来は、このような大きな拡大撮影を行うと半影によるボケによって、かえって判読が難しいが、本発明においては、鮮明に微細な構造物を描写できるので、判読が容易になる。
【0074】
また、代謝性及びロイマチス性障害の早期発見のために、手指の末梢骨の拡大撮影が行われている。このとき、鮮鋭性を重視するためにX線蛍光増感紙(スクリーン)を用いないノンスクリーン撮影を行い、拡大プリントを行う方法が知られている。ノンスクリーン撮影を行なう場合、X線被曝量が多いことが課題である。
【0075】
本発明においては、ノンスクリーン撮影より低線量で、鮮鋭性のよい拡大撮影を実現することができる。今日の医療現場ではタングステンX線管の50〜150kVpのX線が広く使用されている。そしてX線画像検出器に、スクリーン・フィルムシステムを適用すると、医療現場に容易に導入することができる。したがって、本発明はとくに医療領域への適用が有用である。
【0076】
【発明の実施の形態】
[実施例1]
X線源として、焦点サイズが40μmで対陰極がタングステン陽極である浜松ホトニクス(株)製のX線管L662202及び対陰極がタングステン陽極で焦点サイズが300μmの(株)東芝製のX線管DRA−3535HDを用いて、京都科学社製の胸部ファントム画像の撮影を行った。このときのX線管電圧はいずれも120kVpであった。X線画像撮影装置の機器の配置は、図5に示す通りである。被写体位置設定具の枠は、幅2cmの塩化ビニル性で、約0.2mmの厚さの透明ポリエステルフィルムを枠内に貼り付けた。この被写体位置設定具に胸部ファントムを密着させて撮影を行なった。
【0077】
X線画像検出器はスクリーン・フィルムシステムを用いた。フィルムはフィルム支持体の片面にヨウ臭化銀乳剤が塗布されているコニカ株式会社製医療用レントゲンフィルムSRIC、そしてフィルム支持体の両面にヨウ臭化銀乳剤が塗布されているコニカ株式会社製医療用レントゲンフィルムSRGを用いた。蛍光増感紙はコニカ株式会社製のSRO125バック用増感紙をSRICと組み合わせて用いた。
【0078】
また両面フィルムSRGにはコニカ株式会社製の増感紙SRO250、あるいはSRO1000を用いた。SRO125とSRICの組み合わせは感度が最も低いが、解像度が最も高いシステムである。そしてSRGと組み合わせる蛍光増感紙は算用数字が大きいほど感度が高くなる一方、解像度は低下する。なお、SRICの平均階調Gは2.6、SRGの平均階調Gは2.45であった。
【0079】
X線像撮影後のフィルム現像処理は、コニカ株式会社製SRX502自動現像機で35℃の90秒処理で行った。現像処理後に約9000ルクスの明るさのシャウカステン(ライトボックス)にフィルムをかけて、裸眼で観察してエッジ強調が認められるかどうかの判定を行った。
【0080】
すなわち、胸部肺野領域のフィルム面とほぼ平行に走行する円筒形の擬似血管像の周りが黒く縁取りがされているかどうかを判定した。3式中のAの値はこの擬似血管径を用いた。判定ランクは、非常に良く見えるとき5、良く見えるとき4、認識できるとき3、みえたとしても極めて弱いとき2、見えないときを1として評価した。その結果を表1に示す。なお、Eとして、(4式)を用いて求めた値を示す。
【0081】
【表1】
なお、表中の血管径は拡大撮影していないときのX線撮影で測定したものである。試料のNo.6は9E≧Bを満たさないので、判定結果は最も低い値1となっている。また、試料No.5は(4式)で求めたEの値は上記の通りであるが、(3式)で求めたEの値は36、9Eは324であり、9E≧Bを満たしている。
【0082】
[実施例2]
実施例1と同様に胸部ファントムX線像の撮影を行った。コニカ製の輝尽製蛍光体を用い、レーザースポットサイズ87μmで画像信号を読み取り、コニカ製レーザイメージャLi−7でコニカ製片面フィルム67LPにプリントし、自動現像機SRX502で現像処理を行った。撮影条件はR1=R2=2mで拡大率2倍、焦点サイズ40μmで、ボケ幅B=40μm及び(4式)のAを血管直径1mmとするときエッジ強調幅E=16μmで9E=144μmであり、9E≧Bであり、Eは0.1μmより大きい。
【0083】
撮影後に得られた画像を3倍拡大及び元のサイズに縮小した画像をプリントした。2枚のプリントとともに直径1mmの横走行の擬似血管の周りが黒く縁取られてエッジ強調が認められ、判定は3倍拡大画像が5、原寸表示が4であった。なおX線量は7.8mAsであった。
【0084】
[実施例3]
京都科学製の頭部のファントムを用いて頭蓋骨X線像の撮影を行った。このときのX線管の設定管電圧は70kVpであった。増感紙はSRO250を用い、フィルムはSRGを用いた。R1=R2=2mの拡大倍率2倍、焦点サイズ40μmでぼけ幅B=40μm、3式のAの被写体幅1mmとするとエッジ強調幅E=16μで9E=144μmとなり、9E≧Bである。また、E≧9μmも満足する。実施例1と同様の現像処理後にシャウカステン上で画像を裸眼で観察したとこと、骨部境界部分に明瞭に黒く縁取りをした境界線が見られた。評価は4であった。このときの36mAsであった。
【0085】
[実施例4]
京都科学製の手ファントムを用いて手指骨X線像の撮影を行った。X線画像撮影装置の機器の配置は、図6の通りであった。テーブルの一部がくりぬけられて、この窓に厚さ約0.5mmの透明のポリエステル板を張り、この上に手ファントムを置いて撮影を行なった。
【0086】
このときのX線管の設定管電圧は50kVpであった。増感紙はコニカ株式会社製M100を用い、フィルムはコニカ株式会社製片面乳剤フィルムCMHを用いた。このシステムの平均階調は3.2であった。実施例1と同様の現像処理後にシャウカステン上で1mm幅(4式のAの値)の骨梁を裸眼で観察し、その評価結果を表2に示す。
【0087】
【表2】
No.9,10は「認識できる」(3)及び「良く見える」(4)の判定である。No.7は9E≧Bを満足しておらず判定は「見えない」の(1)、No.8については、9E≧Bを満足しているがE≧9μmを満足しておらず判定は「極めて弱い」の(2)となっている。
【0088】
【発明の効果】
前記したように、本発明のX線画像撮影方法及びX線画像撮影装置では、発散するX線を放射するX線管を用いて拡大撮影を行うときに、半影によるボケとエッジ強調の関係を最適化することにより鮮鋭性の優れる拡大撮影画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】X線画像撮影装置を示す図である。
【図2】X線画像撮影のエッジ強調を示す図である。
【図3】エッジ部分の強度分布を示す図である。
【図4】X線管から放射されるX線エネルギーの指標を示す図である。
【図5】横型のX線画像撮影装置を模式的に示す図である。
【図6】縦型のX線画像撮影装置を模式的に示す図である。
【図7】デジタルX線画像検出器を用いたX線画像の出力システムを示す図である。
【符号の説明】
1 X線画像撮影装置
2 X線管
3 被写体
4 X線画像検出器[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention, XBACKGROUND OF THE
[0002]
[Prior art]
X-ray images using the action of X-rays passing through a substance are widely used for medical image diagnosis, non-destructive inspection, and the like. This X-ray image is a shading line due to the X-ray transmission amount being different depending on the atomic amount of the substance constituting the subject when the X-ray passes through the subject. That is, a two-dimensional distribution of the X-ray dose emitted from the X-ray source and transmitted through the subject is detected by the X-ray image detector, and an X-ray image based on the X-ray absorption contrast of the subject is formed.
[0003]
[Problem to be Solved by the Invention]
Examples of X-ray tubes that emit divergent X-rays used in non-destructive inspections and general medical facilities include rotary anode X-ray tubes. In these X-ray tubes, thermionic electrons collide with the counter-cathode. X-rays generated in this manner spread radially. Taking advantage of this property, the X-ray image is magnified by separating the distance between the subject and the X-ray image detector. At this time, since the focal size of the X-ray is a finite size, it is well known that a blur called “penumbra” occurs in magnified imaging as shown in FIG.
[0004]
When the X-ray source is a point light source, or when it can be regarded as a point light source, that is, when the focal spot size is 0 or almost 0, blurring does not occur in such an enlarged X-ray image. On the other hand, in order to obtain a sufficient X-ray dose for transmitting through a thick subject such as a human body, a practically constant focal spot size is required. Therefore, in X-ray photography, this blur caused by a penumbra cannot be avoided. In particular, in the case of magnified photography, the sharpness of the X-ray image is lowered.
[0005]
When the enlargement ratio of the X-ray enlargement imaging is increased, the blur width is further enlarged. For example, in magnified imaging such as chest spot imaging and bone precise X-ray imaging, if the magnification ratio is increased, the sharpness of the image deteriorates, making it difficult to interpret, and the effect of enlarged imaging is halved.
On the other hand, the present inventors have found that when a subject is photographed, an edge enhancement phenomenon occurs due to the refractive contrast of X-rays at a portion where the subject has a refractive index.
[0006]
The present invention has been made in view of the above problems, and optimizes the relationship between blur caused by penumbra and edge emphasis when performing magnified imaging using an X-ray tube that emits diverging X-rays. The present invention provides an X-ray image capturing method and an image capturing apparatus capable of obtaining an enlarged captured image with excellent sharpness.
[0007]
[Means for solving the problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention is configured as follows.
[0008]
The invention of
An object position setting tool for setting an object position with respect to the X-ray tube;
An X-ray image detector for detecting an X-ray image transmitted through the subject,
The bokeh width caused by the penumbra of the X-ray image is B (μm), and the X-ray dose reduction maximum value of the portion where the X-ray intensity is reduced due to X-ray refraction in the X-ray image transmitted through the interface portion having a different refractive index. , E (μm) is the edge emphasis width which is a half-value width with respect to the maximum X-ray dose increase at the portion where the X-ray intensity has increased due to X-ray refraction.When the X-ray radiated from the X-ray tube is transmitted through the subject and the X-ray enlarged photographing is performed, the subject position setting tool and the X-ray image detector can be installed so that 9E ≧ B.X-ray imagingapparatus.].
[0009]
The invention of claim 2『BoThe X-ray image photographing according to
B = D × (R2 / R1) (2 formulas)
E = 39 × R2 (1 + 0.045 / R1) × λ2× √A (3 formulas)
However, the focus size of the X-ray tube is D (μm), the distance from the focus of the X-ray tube to the subject is R1 (m), the distance from the subject to the X-ray image detector is R2 (m), and from the X-ray tube The wavelength of the maximum value of the X-ray dose in the emitted X-ray is λ (Å), and the diameter of the circle of the cross section when the subject object is a cylinder is A (mm). ].
[0010]
The invention of claim 3『BoThe X-ray image photographing according to
B = D × (R2 / R1) (2 formulas)
E = 27 × (1 + R2 / R1)1/3× (λ2× R2 × √A)2/3... (4 formulas)
However, the focus size of the X-ray tube is D (μm), the distance from the focus of the X-ray tube to the subject is R1 (m), the distance from the subject to the X-ray image detector is R2 (m), and from the X-ray tube The wavelength of the maximum value of the X-ray dose in the emitted X-ray is λ (Å), and the diameter of the circle of the cross section when the subject object is a cylinder is A (mm). ].
[0011]
According to a fourth aspect of the present invention, “the X-rayThe subject position setting tool can be provided so that the distance between the tube and the subject is 0.5 m or more, and the distance between the subject and the X-ray image detector can be 1 m or more.The X-ray imaging according to
[0012]
According to a fifth aspect of the present invention, “the focal point of the X-ray tube”A rail or support with information on the distance starting from
An X-ray image detector holder for holding the X-ray image detector;
The subject position setting tool and the X-ray image detector holder are provided so as to be movable and temporarily fixable to the rail or the column.It is characterized byRepliesClaim4X-ray imaging as describedapparatus. ].
[0013]
The invention of claim 6It has an X-ray tube capable of setting a 50 kVp to 150 kVp tube voltage, a subject position setting tool is disposed at a position 0.5 m or more away from the X-ray tube, and at a position 1 m or more away from the subject position setting tool. An X-ray image detector was placedX-ray imaging according to any one of
[0014]
The invention of claim 7 is directed to “the X-ray.The magnification rate of magnified shooting is 1.1 to 10 timesThe X-ray imaging according to
[0015]
The invention of claim 8 is “the X-ray tubeThe focal spot size is 0.03mm to 0.3mmThe X-ray imaging according to
[0016]
The invention of claim 9The X-ray tube is a Coolidge X-ray tubeThe X-ray imaging according to
[0017]
The invention of claim 10The X-ray tube is a tungsten rotating anode X-ray tubeThe X-ray imaging according to any one of
[0018]
The invention of claim 1111. The X-ray image detector according to
[0019]
The invention of claim 1211. The X-ray image detector according to
[0027]
In the
[0028]
As schematically shown in FIG. 2, in the X-ray transmission image on the X-ray image detector 4 at the interface portion having different refractive indexes, the portion where the X-ray intensity decreases due to X-ray refraction, and the refracted X There is a portion where the X-ray intensity increases due to the line overlapping with the X-ray that has traveled straight through the space. That is, in the negative image obtained here, a portion where the X-ray intensity decreases at the interface having different refractive indexes is whitened, and a portion where the X-ray intensity increases becomes blacker, resulting in a so-called edge-enhanced image. . This is a phenomenon called X-ray refraction contrast. Since the wavelength of X-ray is very short and its refractive index is small, this X-ray refraction contrast is weak enough to be overlooked in conventional X-ray imaging. That is, in the conventional X-ray image, the X-ray refraction contrast is not sufficiently utilized, and the X-ray image has only the absorption contrast due to the X-ray absorption difference.
[0029]
In the present invention, this X-ray refraction contrast is used as a means for solving the problem. In other words, even if an image blur due to a penumbra occurs in magnified photography, edge blur as described above is caused at the same time to eliminate this blur, and an enlarged X-ray photograph image with good sharpness is obtained. More specifically, the present invention solves the problem by the following method.
[0030]
That is, for example, when performing magnified imaging using an X-ray tube 2 that emits diverging X-rays, which is a Coolidge X-ray tube, a blur width B (μm) due to penumbra and an edge enhancement width E due to X-ray refraction contrast enhancement. (Μm)
9E ≧ B (1 formula).
[0031]
In addition, it is preferable that the magnification rate of X-ray expansion imaging here is 1.1 to 10 times. The focal spot size of the X-ray tube 2 used here is preferably 10 μm to 1000 μm. The X-ray tube voltage of the X-ray tube 2 is preferably 50 kVp to 150 kVp. The X-ray tube 2 preferably contains tungsten in the counter cathode.
[0032]
Here, the X-ray focal point refers to a window viewed from the direction of the subject from which X-rays generated when an electron beam collides with, for example, a rotating anode of the X-ray tube 2 are extracted. The size of this window is called the focus size. When the focus is a square, the length of one side is used. When the focus is a rectangle other than a square, the length of the short side is used. The diameter can be used as a focal size and measured as defined in JISZ4704. Further, when the focus shape is other than the above, it can be measured using a pinhole camera or a test chart as defined in JISZ4704.
[0033]
The X-ray image detector 4 for forming an image preferably uses a screen film system having an average gradation G of 1.5 to 4.0. At this time, the edge emphasis width E is preferably 9 μm or more as shown in FIG. By setting this range, it is possible to improve the accuracy of human visual diagnosis.
When a digital X-ray image detector is used as the X-ray image detector 4, the pixel size is preferably 1 μm or more and 200 μm or less, and the edge emphasis width E at this time is preferably larger than 0.1 μm. preferable. By setting this range, the accuracy of diagnosis can be improved.
[0034]
In the present invention, the subject 3 is preferably a human body or a sample removed from the human body. Further details will be described below.
[0035]
First, the X-ray source used in the present invention uses an X-ray tube in which X-rays radiate radially. For an X-ray tube in which X-rays radiate radially, the magnification of the X-ray image can be arbitrarily set by adjusting the distance between the subject and the X-ray image detector. The X-ray source used in the present invention is specifically a Coolidge X-ray tube in which X-rays can be obtained by thermionic electrons colliding with the counter-cathode, and an X-ray tube having a rotating anode for obtaining particularly strong X-rays. Is preferred. A self-bias X-ray tube, a plasma X-ray tube, or the like can be used.
[0036]
As shown in FIG. 1, the blur width B (μm) due to the penumbra includes the X-ray tube focus size D (μm), the distance R1 (m) from the X-ray focus to the subject 3, and the X-ray image detection from the subject 3. If the distance R2 (m) to the unit 4 is determined uniquely geometrically. That is,
B = D × (R2 / R1) (2 formulas)
Can be calculated.
[0037]
As shown in FIG. 2, the edge emphasis width E (μm) at the interface due to the X-ray refraction contrast is the half width of the maximum X-ray dose decrease value and the maximum X-ray dose increase value, and this value was obtained by the following equation. Things can be used.
[0038]
E = 39 × R2 (1 + 0.045 / R1) × λ2× √A (3 formulas)
At this time, R1 is the distance (m) from the X-ray source to the subject 3, R2 is the distance (m) from the subject 3 to the X-ray image detector 4, and λ is the wavelength of the maximum value of the X-ray dose (Å), A is the diameter (mm) of the circle of the cross section when the object 3 is a cylinder. This empirical formula was obtained as follows.
[0039]
A reference intensity distribution was first obtained by ray tracing in a model manner under the following conditions.
[0040]
Model: Plastic fiber diameter 1mm
Refractive index difference from air: 3 × 10-6(Value for Cu characteristic X-ray 1.5 angstrom of plastic)
Arrangement: R1: Infinite, R2 = 0.25 The obtained intensity distribution of the edge portion is shown in FIG. On the other hand, the X-ray refraction contrast width (edge enhancement width) E is proportional to R2, the refractive index difference, and the square root of the object diameter A, and the increase amount of the edge enhancement width E when R1 is finite. It was found to be proportional to 1 / R1.
[0041]
Here, the refractive index difference is proportional to the square of the wavelength (λ) in the X-ray region. Therefore
E = a × R2 × (1 + b / R1) × λ2X√A can be written. a and b are constants. Next, from the edge emphasis width E in the intensity distribution obtained by computer simulation from a practical viewpoint, a = 39 and b = 0.045 were obtained, and finally (Expression 3) was obtained.
[0042]
As the value of the edge emphasis width E, a value obtained by the following equation can also be used.
[0043]
E = 27 × (1 + R2 / R1)1/3× (λ2× R2 × √A)2/3... (4 formulas)
At this time, R1 is the distance (m) from the X-ray source to the subject 3, R2 is the distance (m) from the subject 3 to the X-ray image detector 4, and λ is the wavelength of the maximum value of the X-ray dose (Å), A is the diameter (mm) of the circle of the cross section when the object 3 is a cylinder.
[0044]
More generally, as shown in FIG. 2, the edge enhancement width at the interface due to the X-ray phase contrast is the half width of the maximum X-ray dose decrease value and the maximum X-ray dose increase value, and this value is placed in the air. For cylindrical objects,
Theoretical formula E = 2.3 × (1 + R2 / R1)1/3× (R2 × δ × √A)2/3Can be obtained by:
[0045]
At this time, δ is a refractive index difference (δ> 0) between the object and air.
[0046]
This theoretical formula is based on X-rays refracted by an object, where W is the wavefront shape after passing through the object. Intensity distribution caused by the second-order derivative W ”of W”
It calculated | required from expressing with i = (1 + R2 / R1) / (1-R2 * W ").
[0047]
δ to λ (Å) And can be expressed as the following equation for the human body composition.
[0048]
The above formulas are all obtained in consideration of the X-ray refraction effect.
[0049]
Also, (4 formulas)soThe obtained value is closer to the true edge emphasis width than the value obtained in (Expression 3) and is more preferable.
[0050]
Japanese Patent Publication No. 11-50262 and the scientific journal “Nature, vol, 77, 2962 (1996)” discuss the edge enhancement effect of X-ray images due to X-ray interference. In the discussion there, it is assumed that the X-rays used have a high lateral spatial coherence, and the edge enhancement effect is caused by X-ray interference, that is, X-rays by the first-order approximation of Fresnel diffraction contrast. This is due to a decrease and increase in strength. Therefore, in order to obtain highly spatially coherent X-rays, it is necessary to take a sufficient distance from the subject to the X-ray image detector so that the focal point size of the X-ray source is as small as possible and can be regarded as a point light source, and the contrast is low. Since it changes directly with respect to the distance (R2) between the subject and the X-ray image detector, it is argued that a certain distance or more needs to be set for R2.
[0051]
In the present invention, since a contrast enhancement phenomenon due to refraction of X-rays is used, high spatial coherence of X-rays is not particularly required. Therefore, it is not essential that the focal spot size be a point light source or a point light source. In the present invention, the distance (R1) from the X-ray source to the subject and the distance (R2) between the subject and the X-ray image detector are determined based on the magnification of the X-ray image and other factors. It is. Further, R1 and R2 are determined by (Equation 2) of the relationship between the edge width obtained from (Equation 3) or (Equation 4) and the blur width obtained geometrically. Thus, the X-ray spatial coherence is not particularly required for solving the problems of the present invention, and high contrast is not realized only by the distance (R2) between the subject and the X-ray image detector. Therefore, the effects obtained by the present invention are different from the techniques disclosed in the patent publications and scientific journals.
[0052]
In addition, a method of removing scattered X-rays by separating an X-ray image detector from a subject in order to obtain a sharp X-ray image is known as the Gradel effect. In particular, when zooming in, the distance increases, so the Gradel effect is used. On the other hand, since the X-ray refraction contrast according to the present invention is not particularly related to the scattered X-ray, (Expression 3) and (4formulaX-ray scattering factors are not incorporated in the). That is, the present invention is different from the Gradel effect, which removes scattered X-rays known in the art and improves the sharpness of the X-ray image.
[0053]
However, in the present invention, when scattered radiation becomes a problem, for example, when an X-ray grid for removing scattered radiation is not used, when setting the distance between the subject and the X-ray image detector, Needless to say, the impact may be taken into account.
From (Expression 2), the smaller the focal size of the X-ray tube, the smaller the blur width. At this time, the X-ray refraction contrast is observed more strongly. However, if the focal spot size is small, the X-ray dose from the X-ray source is reduced, so that the subject 3 and the X-ray image detector 4 are limited. On the other hand, as the focal spot size increases, the X-ray dose increases, but the blur width B caused by the penumbra increases and it becomes difficult to obtain the X-ray refraction contrast effect. Therefore, the focal spot size is preferably at least 0.03 mm to 0.3 mm from such balance.
In the present invention, the distance R1 from the focal point of the X-ray tube is preferably 0.15 m or more, and the distance R2 between the subject 3 and the X-ray image detector 4 is preferably 0.15 m or more. When R1 is 0.15 m or more, the geometric distortion in the X-ray image becomes smaller. If R2 is 0.15 m or more, it is difficult to pick up scattered X-rays from the subject, and the sharpness of the image by scattered X-rays can be further improved.
[0054]
In the present invention, the number of X-rays that reach the X-ray image detector 4 for performing magnified imaging is reduced. Therefore, it is preferable not to use an X-ray grid for removing scattered X-rays accompanied by X-ray loss. When the subject 3 is thick, both R1 and R2 are preferably larger than 0.5 m. When used for medical purposes, from the viewpoint of X-ray exposure, the distance R1 from the X-ray source to the subject is 1 m or more, and the distance R1 + R2 between the X-ray source and the X-ray image detector is 1.5 m or more. Is desirable. In consideration of the size of the X-ray imaging room and the X-ray dose reaching the X-ray image detector 4, R1 + R2 is preferably within 10 m, and more preferably R1 + R2 is within 5 m.
[0055]
In (Expression 3) and (Expression 4), the diameter A of the detected object at the position of the subject 3 is a value to be determined according to the purpose to be described by X-ray imaging. In non-destructive examinations, etc., it is necessary to search for cracking with a width of about 0.1 mm. For medical use, for example, a tumor with a size of about 1 mm or a calcified shadow is drawn for detection of early lung cancer in the chest. It is hoped that. The magnified imaging of the present invention is particularly useful for detecting structures smaller than 10 mm.
[0056]
As described above, the value of A in (Expression 3) and (Expression 4) is a value to be selected according to the purpose of X-ray imaging. In the present invention, A is 0.1 mm or more and 10 mm or less, and further 1 mm. Thus, 2 mm or less is taken into consideration.
[0057]
As shown in (Expression 3) and (Expression 4), the edge enhancement width E depends on the wavelength of the X-ray used. Wavelength λ (in Equation (3) and Equation (4)Å) Is the X-ray wavelength of the maximum value of the X-ray dose of the continuous spectrum excluding the characteristic X-rays generated from the X-ray tube used. For example, in the Coolidge X-ray tube 2 having tungsten as a rotating anode, the calculation is made with λ = 0.4 angstrom (FIG. 4).
[0058]
Depending on the tube voltage of the X-ray tube used, the quality of X-rays, that is, the ease of transmission through the subject, differs. The higher the tube voltage, the higher the X-ray energy component that is generated, so that X-rays are more easily transmitted through the subject, and therefore the X-ray image contrast due to absorption decreases. When the tube voltage is low, X-rays are hardly transmitted. Therefore, it is necessary to set the tube voltage of the X-ray tube according to the purpose of use. In medical X-ray image diagnosis and nondestructive inspection, the X-ray tube voltage is in the range of 50 kVp to 150 kVp.
[0059]
The region of (formula 1) of the present invention is a region suitable for these X-ray energy regions. Here, “kVp” represents the X-ray component having the highest energy of the emitted X-ray, and is generally an index of the X-ray energy emitted from the X-ray tube, and is set as the X-ray tube voltage at the time of imaging. (FIG. 4).
[0060]
The horizontal and vertical X-ray imaging apparatuses according to the present invention are schematically shown in FIGS. When the X-ray
[0061]
The distance R1 from the focal position of the X-ray tube 2 to the subject position setting tool 20 and the distance R2 from the subject position setting tool 20 to the X-ray image detector 4 can be arbitrarily set within the scope of the present invention. . In order to perform this setting accurately, a distance having information on the distance from the focal point of the X-ray tube 2 connecting the X-ray tube 2, the subject position setting tool 20 and the X-ray image detector 4 is imprinted. It is preferable to install the
[0062]
In FIG. 6, the X-ray tube 2 is installed on the subject 3, but conversely, the X-ray tube 2 may be placed downward and the X-ray image detector 4 may be installed upward. In this apparatus, it is preferable to have a table 22 so that the patient who is the subject 3 can be photographed while lying down. The table 22 is provided with a subject position setting tool 20. Further, as in FIG. 5, in order to accurately set the distance R1 from the X-ray tube 2 to the subject 3 and the distance R2 from the subject 3 to the X-ray image detector 4, a column 23 with a distance stamp is installed. Is preferred. The X-ray image detector 4 and the X-ray image detector holder 25 can be moved to the support column 23 and can be temporarily fixed.
[0063]
Although the object holding side is shown as the object position setting tool 20, it is sufficient to determine the object position necessary for obtaining the X-ray image of the present invention without holding it. It may be a member or the like.
[0064]
Various X-ray image detectors 4 are currently used. For example, a screen film system comprising a photographic light-sensitive material coated with a silver halide emulsion and an X-ray fluorescent intensifying screen can be used. As the photographic light-sensitive material (film), one obtained by coating an emulsion layer on one side or both sides of a support can be used. When high resolution is required, it is preferable to use a single-sided film. When the enlargement ratio is large, it is preferable to use a high-sensitivity double-sided coated film. As the fluorescent intensifying screen (screen) used together with the photographic light-sensitive material, those that emit blue light or green light by X-ray irradiation can be used. Cadolinium oxysulfide (Gd) activated by terbium with particularly good X-ray absorption2O2A fluorescent screen made of a phosphor (S: Tb, hereinafter referred to as GOS) is preferable. The average gradation G of the screen / film system used is preferably 1.5 to 4.0. Further, since the X-ray image contrast is increased by the edge enhancement effect, the average gradation G of the screen / film system is more preferably 2 to 3.8, and the latitude is wide in a region lower than “fog density + 1.0”. A system is preferred. The average gradation G refers to the slope of a straight line connecting two points of the characteristic curve, the point having the “fog density + 0.25” density and the point having the “fog density + 2.0” density. The fog is a density obtained by developing a portion that has not been exposed.
[0065]
The characteristic curve here is used when a silver halide photographic light-sensitive material is used. For example, “Basics of Revised Photo Optics—Silver Salt Photo Edition” (Corona Corp., edited by Japan Photographic Society, 1998) ), The blackening density (optical density) D of a photographic image obtained by exposing the silver halide emulsion layer and then performing development or the like is expressed as an exposure amount E (= I × t, I is the D-log E curve plotted against the common logarithm of I (exposure illuminance, t is exposure time).
[0066]
There are two main factors that influence the average gradation of the screen / film system: film characteristics and development processing. In the case of a film, the average gradation is determined by the composition of the silver halide grains constituting the emulsion layer, the particle size distribution, additives such as a fog inhibitor, and the amount of silver halide grains in the emulsion layer. The silver halide photographic light-sensitive material used in the present invention is outlined in, for example, the above-mentioned “Revised Basics of Photographic Engineering—Silver Salt Photo Edition” (edited by the Japan Photographic Society, Corona 1998). As for development processing, the average gradation can be raised by raising the development processing temperature or extending the processing time. However, when performing automatic development processing, in principle, processing is performed under the development processing conditions specified by the film manufacturer. It is preferable to do.
[0067]
The image resolution of the screen / film system needs to be larger than the edge enhancement width E. In addition, since a medical image in a screen / film system is usually observed directly with the naked eye, it cannot be observed if the edge enhancement width is too narrow. As a result of intensive studies, it was experimentally found that the edge emphasis width E is preferably 9 μm or more when the screen / film system is used as an X-ray image detector.
[0068]
The digital X-ray image detector obtains an X-ray image as a digital image signal. For example, a computed radiography (CR) using an imaging plate coated with a stimulable phosphor, X-ray irradiation is performed by GOS. The light generated by the cesium iodide phosphor is converted into an electrical signal using a photodiode and read by the TFT, or the X-ray irradiation is received by a-Se and the generated charge is directly read by the TFT. There are flat-type X-ray image detectors (FPD), detectors that convert X-ray images obtained by X-ray irradiation with a GOS phosphor or the like into visible light, and read them with a CCD or CMOS.
[0069]
In an imaging system using these digital X-ray image detectors, X-ray image information is read by dividing a two-dimensional plane. The length of the side of the square having the minimum area to be read or the diameter of the circle is called the pixel size. For example, in the above-mentioned CR, it corresponds to the pitch for reading the photostimulated light emission, and the minimum reading diameter of the CCD or CMOS, and in the FPD, the reading diameter of the silicon photodiode or the minimum collecting charge generated in the X-ray conductive layer. This is the pixel size.
[0070]
Further, as shown in FIG. 7, when the digital
[0071]
In the present invention, when a photostimulable phosphor is used for X-ray image detection, reading of an image signal is generally performed by a laser exposure scan. Usually, the minimum pixel size is equal to the reading laser spot diameter. The diameter is preferably larger than 1 μm, but more preferably 20 μm or more in order to increase the reading speed. Further, it is preferably 200 μm or less in order to improve the sharpness of the read image itself. The same applies to other digital X-ray image detectors described in the present invention.
[0072]
As an X-ray tube, what contains tungsten in the counter cathode which is an anode currently widely used in the medical field is preferable. This is because the most preferable X-ray energy range can be taken in order to obtain non-destructive inspection and X-ray images of the human body. When a small animal such as a fish with good X-ray permeability is used as a subject, an X-ray source whose anode is copper, for example, is used.
[0073]
In the present invention, for example, there is a possibility that it can contribute to the discovery of an early lung cancer of 5 mm or less in the chest. This is because a structure with a size of 2 mm is enlarged and drawn to 16 mm if 8 × magnification is taken. Conventionally, when such a large magnified image is taken, it is difficult to interpret due to blur caused by penumbras. However, in the present invention, since a fine structure can be clearly depicted, it is easy to interpret.
[0074]
In addition, for the early detection of metabolic and leumatic disorders, magnified photography of the peripheral bone of the finger is performed. At this time, in order to attach importance to sharpness, there is known a method of performing non-screen photography without using an X-ray fluorescent intensifying screen (screen) and performing enlarged printing. When performing non-screen photography, the problem is that the X-ray exposure is large.
[0075]
In the present invention, it is possible to realize magnified photographing with a lower dose and better sharpness than non-screen photographing. In today's medical field, tungsten X-ray tubes of 50 to 150 kVp X-rays are widely used. If a screen film system is applied to the X-ray image detector, it can be easily introduced into the medical field. Therefore, the present invention is particularly useful when applied to the medical field.
[0076]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
[Example 1]
As an X-ray source, an X-ray tube L662202 manufactured by Hamamatsu Photonics Co., Ltd., whose focal size is 40 μm and the counter cathode is a tungsten anode, and an X-ray tube DRA manufactured by Toshiba Corporation, whose counter cathode is a tungsten anode and whose focal size is 300 μm. A chest phantom image made by Kyoto Science Co., Ltd. was taken using -3535HD. The X-ray tube voltage at this time was 120 kVp. The arrangement of the devices of the X-ray imaging apparatus is as shown in FIG. The frame of the subject position setting tool was made of vinyl chloride having a width of 2 cm, and a transparent polyester film having a thickness of about 0.2 mm was attached to the frame. Photographing was performed with a chest phantom in close contact with the subject position setting tool.
[0077]
A screen film system was used as the X-ray image detector. The film is a medical X-ray film SRIC manufactured by Konica Corporation in which a silver iodobromide emulsion is coated on one side of a film support, and a medical product manufactured by Konica Corporation in which a silver iodobromide emulsion is coated on both sides of a film support. An X-ray film SRG was used. As the fluorescent intensifying screen, an SRO125 back intensifying screen manufactured by Konica Corporation was used in combination with SRIC.
[0078]
The double-sided film SRG used was an intensifying screen SRO250 or SRO1000 manufactured by Konica Corporation. The combination of SRO125 and SRIC has the lowest sensitivity but the highest resolution. The fluorescent intensifying screen combined with SRG has higher sensitivity as the arithmetic number is larger, while the resolution is lowered. The average gradation G of SRIC was 2.6, and the average gradation G of SRG was 2.45.
[0079]
The film development processing after X-ray image photographing was performed at 35 ° C. for 90 seconds with an SRX502 automatic developing machine manufactured by Konica Corporation. After the development processing, a film was put on a shaukasten (light box) having a brightness of about 9000 lux, and it was observed with naked eyes to determine whether edge enhancement was recognized.
[0080]
That is, it was determined whether or not the periphery of the cylindrical pseudo blood vessel image running substantially parallel to the film surface of the chest lung field region was blackened. The pseudo blood vessel diameter was used as the value of A in the three equations. The evaluation rank was evaluated as 5 when it looks very good, 4 when it looks good, 3 when it can be recognized, 2 when it is very weak even if it looks, and 1 when it is not visible. The results are shown in Table 1. E represents a value obtained by using (Expression 4).
[0081]
[Table 1]
In addition, the blood vessel diameter in the table is measured by X-ray imaging when magnification imaging is not performed. Sample No. Since 6 does not satisfy 9E ≧ B, the determination result is the
[0082]
[Example 2]
A chest phantom X-ray image was taken in the same manner as in Example 1. An image signal was read at a laser spot size of 87 μm using a Konica bright-excited phosphor, printed on a Konica single-sided film 67LP with a Konica laser imager Li-7, and developed with an automatic processor SRX502. The imaging conditions are R1 = R2 = 2m, double magnification, focus size of 40 μm, blur width B = 40 μm, and edge enhancement width E = 16 μm and 9E = 144 μm when A in (Formula 4) is 1 mm blood vessel diameter. 9E ≧ B, where E is greater than 0.1 μm.
[0083]
An image obtained by enlarging the image obtained after the photographing by 3 times and reducing the original size was printed. Along with the two prints, a 1 mm diameter laterally running pseudo blood vessel was bordered in black, and edge emphasis was recognized. The determination was 5 for a 3 × enlarged image and 4 for the original size display. The X-ray dose was 7.8 mAs.
[0084]
[Example 3]
A skull X-ray image was taken using a head phantom made by Kyoto Science. At this time, the set tube voltage of the X-ray tube was 70 kVp. SRO250 was used for the intensifying screen, and SRG was used for the film. If the magnification is R1 = R2 = 2m, the focal size is 40 μm, the blur width B = 40 μm, and the subject width of the three formulas A is 1 mm, the edge emphasis width E = 16 μ is 9E = 144 μm, and 9E ≧ B. Further, E ≧ 9 μm is also satisfied. After the same development processing as in Example 1, the image was observed with naked eyes on the shaukasten, and a borderline with a clear black border was seen at the bone boundary portion. The evaluation was 4. The current was 36 mAs.
[0085]
[Example 4]
A finger bone X-ray image was taken using a hand phantom made by Kyoto Kagaku. The arrangement of the devices of the X-ray imaging apparatus was as shown in FIG. A part of the table was hollowed out, and a transparent polyester plate having a thickness of about 0.5 mm was stretched on the window, and a hand phantom was placed on the transparent polyester plate to take a picture.
[0086]
At this time, the set tube voltage of the X-ray tube was 50 kVp. The intensifying screen used was M100 manufactured by Konica Corporation, and the film used was a single-sided emulsion film CMH manufactured by Konica Corporation. The average gradation of this system was 3.2. After development processing similar to that in Example 1, a trabecular bone having a width of 1 mm (value of A in Formula 4) was observed with naked eyes on the shaucus ten, and the evaluation results are shown in Table 2.
[0087]
[Table 2]
No.
[0088]
【The invention's effect】
As described above, in the X-ray image capturing method and X-ray image capturing apparatus of the present invention, the relationship between blur due to penumbra and edge emphasis when performing magnified imaging using an X-ray tube that emits diverging X-rays. By optimizing, an enlarged photographed image with excellent sharpness can be obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an X-ray imaging apparatus.
FIG. 2 is a diagram illustrating edge enhancement in X-ray image capturing.
FIG. 3 is a diagram showing an intensity distribution of an edge portion.
FIG. 4 is a diagram showing an index of X-ray energy emitted from an X-ray tube.
FIG. 5 is a diagram schematically showing a horizontal X-ray imaging apparatus.
FIG. 6 is a diagram schematically illustrating a vertical X-ray imaging apparatus.
FIG. 7 is a diagram showing an X-ray image output system using a digital X-ray image detector.
[Explanation of symbols]
1 X-ray imaging equipment
2 X-ray tube
3 Subject
4 X-ray image detector
Claims (12)
前記X線管に対して被写体の位置を設定するための被写体位置設定具と、
前記被写体を透過したX線画像を検出するX線画像検出器と、を有し、
X線画像の半影によるボケ幅をB(μm)、被写体の屈折率の異なる界面部分を透過したX線画像における、X線の屈折によってX線強度が低下した部分のX線量低下最大値と、X線の屈折によってX線強度が上昇した部分のX線量増加最大値との半値幅であるエッジ強調幅をE(μm)とするとき、前記X線管より照射されるX線を被写体に透過させてX線拡大撮影を行う際、9E≧Bとなるように前記被写体位置設定具及び前記X線画像検出器を設置可能としたことを特徴とするX線画像撮影装置。 And X-ray tube that shot an X-ray diverging irradiation,
An object position setting tool for setting an object position with respect to the X-ray tube;
An X-ray image detector for detecting an X-ray image transmitted through the subject,
The bokeh width caused by the penumbra of the X-ray image is B (μm), and the X-ray dose reduction maximum value of the portion where the X-ray intensity is reduced due to X-ray refraction in the X-ray image transmitted through the interface portion having a different refractive index. When the edge emphasis width, which is a half-value width with respect to the maximum X-ray dose increase at the portion where the X-ray intensity has increased due to X-ray refraction, is E (μm), the X-ray irradiated from the X-ray tube is applied to the subject. An X-ray imaging apparatus, wherein the subject position setting tool and the X-ray image detector can be installed so that 9E ≧ B when performing X-ray magnified imaging with transmission.
B=D×(R2/R1)・・・(2式)
E=39×R2(1+0.045/R1)×λ2×√A・・・(3式)
ただし、X線管の焦点サイズをD(μm)、X線管の焦点から被写体までの距離をR1(m)、被写体からX線画像検出器までの距離をR2(m)、X線管から放射されるX線におけるX線量の最大値の波長をλ(Å)、被写体の物体を円柱とした時の断面の円の直径をA(mm)とする。2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the blur width B and the edge enhancement width E are expressed by the following two formulas and three formulas, respectively.
B = D × (R2 / R1) (2 formulas)
E = 39 × R2 (1 + 0.045 / R1) × λ 2 × √A (3 formulas)
However, the focus size of the X-ray tube is D (μm), the distance from the focus of the X-ray tube to the subject is R1 (m), the distance from the subject to the X-ray image detector is R2 (m), and from the X-ray tube The wavelength of the maximum value of the X-ray dose in the emitted X-ray is λ (Å), and the diameter of the circle of the cross section when the subject object is a cylinder is A (mm).
B=D×(R2/R1)・・・(2式)
E=27×(1+R2/R1)1/3×(λ2×R2×√A)2/3・・・(4式)
ただし、X線管の焦点サイズをD(μm)、X線管の焦点から被写体までの距離をR1(m)、被写体からX線画像検出器までの距離をR2(m)、X線管から放射されるX線におけるX線量の最大値の波長をλ(Å)、被写体の物体を円柱とした時の断面の円の直径をA(mm)とする。2. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the blur width B and the edge enhancement width E are expressed by the following two formulas and four formulas, respectively.
B = D × (R2 / R1) (2 formulas)
E = 27 × (1 + R2 / R1) 1/3 × (λ 2 × R2 × √A) 2/3 (4 formulas)
However, the focus size of the X-ray tube is D (μm), the distance from the focus of the X-ray tube to the subject is R1 (m), the distance from the subject to the X-ray image detector is R2 (m), and from the X-ray tube The wavelength of the maximum value of the X-ray dose in the emitted X-ray is λ (Å), and the diameter of the circle of the cross section when the subject object is a cylinder is A (mm).
前記X線画像検出器を保持するX線画像検出器用保持具とを有し、
前記被写体位置設定具及び前記X線画像検出器用保持具は、前記レール又は前記支柱に移動可能で、且つ一時的に固定可能に設けられていることを特徴とする請求項4に記載のX線画像撮影装置。 A rail or support column having information on the distance from the focal point of the X-ray tube ;
An X-ray image detector holder for holding the X-ray image detector;
The object position setting tool and the X-ray image detector retainer according to the rail or movable in said post, 請 Motomeko 4 you characterized that you have and temporarily mounted fixably X-ray imaging device .
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