JP6858482B2

JP6858482B2 - Mammography equipment

Info

Publication number: JP6858482B2
Application number: JP2015207030A
Authority: JP
Inventors: 由昌小林
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2015-10-21
Filing date: 2015-10-21
Publication date: 2021-04-14
Anticipated expiration: 2035-10-21
Also published as: JP2017077384A

Description

本発明の実施形態は、マンモグラフィ装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to a mammography apparatus.

マンモグラフィや消化器等の分野で、乳腺、脂肪、石灰化等の複数の異なる物質が重なり合う被検体の部位を、マンモグラフィ装置を用いて撮影する場合、通常のＸ線撮影では所望の物質をＸ線画像に描出出来ない場合がある。そこで、被写体の重なりがあってもターゲットの描出確度を向上させるため、トモシンセシス撮影が行われる。 In the fields of mammography, digestive organs, etc., when a site of a subject where multiple different substances such as mammary gland, fat, and calcification overlap is photographed using a mammography device, the desired substance is X-rayed in ordinary X-ray photography. It may not be possible to draw on the image. Therefore, tomosynthesis imaging is performed in order to improve the depiction accuracy of the target even if the subjects overlap.

トモシンセシス撮影において高分解能な画質の画像を得るために、Ｘ線を曝射するときだけアームを止め、曝射していないときだけアームを動かして画像を収集する方式がある。しかしながら従来のマンモグラフィ装置では、アームを止める度に当該アームが振動するという問題がある。該問題を解決するために、軽量なＸ線管およびアームを開発する流れがある。しかし軽量なＸ線管およびアームでも振動してしまう。 In order to obtain an image with high resolution in tomosynthesis imaging, there is a method of collecting an image by stopping the arm only when X-rays are exposed and moving the arm only when not exposed. However, the conventional mammography apparatus has a problem that the arm vibrates every time the arm is stopped. To solve this problem, there is a trend to develop lightweight X-ray tubes and arms. However, even a lightweight X-ray tube and arm will vibrate.

特開２００３−３０５０３１号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2003-305031

目的は、アーム動作時或いはアームが移動中から停止状態になる時におけるアームの振動軽減を可能とするマンモグラフィ装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a mammography apparatus capable of reducing vibration of an arm when the arm is operating or when the arm is in a stopped state from a moving state.

本実施形態に係るマンモグラフィ装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管が設けられるＸ線管アームと、前記Ｘ線管から発生されたＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器を収容し、前記Ｘ線検出器の検出面側に設けられた載置面を有する載置台と、前記Ｘ線管アームと前記載置台とを一体として第１回転軸回りに回転可能に支持する第１支持機構と、前記第１支持機構に支持され、前記載置台に対して独立に、前記第１回転軸よりも上方に位置する第２回転軸回りに前記Ｘ線管アームを回転可能に支持してトモシンセシス撮影を行う第２支持機構と、前記載置台が設けられ、前記Ｘ線管アームを前記第１回転軸回りに回転可能に支持する載置台アームと、前記載置台アームを前記第１回転軸回りに回転させるための動力を発生する載置台アーム駆動部と、前記Ｘ線管アームを前記第２回転軸回りに回転させるための動力を発生するＸ線管アーム駆動部と、前記Ｘ線管から発生されたＸ線の立体角を限定するための開口可変のＸ線絞りと、前記Ｘ線管アームの回転角および前記載置台アームの回転角に応じて前記Ｘ線管アームと前記Ｘ線絞りとを制御することにより、前記Ｘ線管を前記Ｘ線管アームの回転角に依らずに固定の範囲を照射させる撮影制御回路と、を具備する。前記Ｘ線管アームは、前記第２支持機構に支持され、前記Ｘ線管アームにおける前記第２回転軸は、前記第１支持機構と前記第２支持機構との間に設けられる。 The mammography apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube that generates X-ray tubes, an X-ray tube arm provided with the X-ray tube, and an X-ray detector that detects X-rays generated from the X-ray tube. A mounting table that houses the X-ray detector and has a mounting surface provided on the detection surface side of the X-ray detector, and the X-ray tube arm and the above-described stand are integrated around the first rotation axis. a first supporting mechanism for rotatably supporting the said first supported on the support Organization, independently of the mounting table, the the second rotary axis which is located above the first rotation axis X A second support mechanism that rotatably supports the X-ray tube arm to perform tomosynthesis imaging, and a pedestal arm that is provided with the above-mentioned stand and rotatably supports the X-ray tube arm around the first rotation axis. The pedestal arm drive unit for generating the power for rotating the pedestal arm around the first rotation axis and the X-ray tube for generating the power for rotating the X-ray tube arm around the second rotation axis. Depending on the tube arm drive unit, the X-ray tube with variable opening for limiting the stereoscopic angle of X-rays generated from the X-ray tube, the rotation angle of the X-ray tube arm, and the rotation angle of the above-mentioned stand arm. By controlling the X-ray tube arm and the X-ray tube, the X-ray tube is provided with an imaging control circuit that illuminates a fixed range regardless of the rotation angle of the X-ray tube arm. The X-ray tube arm is supported by the second supporting Organization, the second rotation axis in the X-ray tube arm is provided between the first support mechanism second support mechanism.

本実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成図Configuration diagram of the mammography apparatus according to this embodiment 本実施形態に係るマンモグラフィ装置の側面図Side view of the mammography apparatus according to this embodiment 図１に係る第１支持機構および第２支持機構における動力伝達機構の他の一例を説明するための図The figure for demonstrating another example of the power transmission mechanism in the 1st support mechanism and the 2nd support mechanism which concerns on FIG. トモシンセシス撮影について説明するための図Diagram for explaining tomosynthesis photography トモシンセシス撮影によって発生された、石灰化が描出された断面画像Ｉを示す図The figure which shows the cross-sectional image I which delineated the calcification generated by tomosynthesis photography. トモシンセシス撮影によって発生された、乳房の繊維が描出された断面画像ＩＩを示す図FIG. 6 showing a cross-sectional image II of breast fibers generated by tomosynthesis imaging. トモシンセシス撮影によって発生された、腫瘤が描出された断面画像ＩＩＩを示す図FIG. 6 showing a cross-sectional image III of a tumor generated by tomosynthesis imaging. 図１のＸ線管から発生されたＸ線の照射野を、Ｘ線絞りにより限定する説明をするための図（φ＝−１５°）The figure (φ = -15 °) for demonstrating that the X-ray irradiation field generated from the X-ray tube of FIG. 1 is limited by the X-ray diaphragm. 図１のＸ線管から発生されたＸ線の照射野を、Ｘ線絞りにより限定する説明をするための図（φ＝０°）The figure (φ = 0 °) for demonstrating that the X-ray irradiation field generated from the X-ray tube of FIG. 1 is limited by the X-ray diaphragm. 図１のＸ線管から発生されたＸ線の照射野を、Ｘ線絞りにより限定する説明をするための図（φ＝１５°）The figure (φ = 15 °) for demonstrating that the X-ray irradiation field generated from the X-ray tube of FIG. 1 is limited by the X-ray diaphragm. 本実施形態に係るマンモグラフィ装置に乳房が載置された状態の外観図External view of the state where the breast is placed on the mammography apparatus according to the present embodiment. 本実施形態に係るＦＰＤが検出するＸ線束を説明するための図The figure for demonstrating the X-ray flux detected by the FPD which concerns on this embodiment. 左端すなわち図８における−１５°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図The figure for demonstrating the case where the X-ray is irradiated from the left end, that is, the position of the X-ray tube 12 of -15 ° in FIG. 中央すなわち図９における０°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図The figure for demonstrating the case where the X-ray is irradiated from the center, that is, the position of the 0 ° X-ray tube 12 in FIG. 右端すなわち図１０における１５°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図The figure for demonstrating the case where the X-ray is irradiated from the right end, that is, the position of the X-ray tube 12 of 15 ° in FIG. 応用例１に係る、システム制御回路の制御のもとに行われる、Ｘ線画像の補正に関する典型的な流れを示す図The figure which shows the typical flow about the correction of the X-ray image performed under the control of the system control circuit which concerns on application example 1. 従来例に係るマンモグラフィ装置の外観図External view of the mammography apparatus according to the conventional example

以下、図面を参照しながら実施形態に係るマンモグラフィ装置を説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, the mammography apparatus according to the embodiment will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are designated by the same reference numerals, and duplicate explanations will be given only when necessary.

図１は、マンモグラフィ装置１の構成図である。マンモグラフィ装置１は、撮影機構２とコンソール３とを具備する。図２は、本実施形態に係るマンモグラフィ装置１の側面図である。 FIG. 1 is a block diagram of the mammography apparatus 1. The mammography apparatus 1 includes a photographing mechanism 2 and a console 3. FIG. 2 is a side view of the mammography apparatus 1 according to the present embodiment.

撮影機構２は、第１支持機構５０と、Ｘ線管アーム６０と、載置台アーム７０と、開口駆動装置３４と、を具備する。 The imaging mechanism 2 includes a first support mechanism 50, an X-ray tube arm 60, a mounting base arm 70, and an opening drive device 34.

第１支持機構５０は、撮影機構２全体を支える機構であり、例えば検査室の床などに設置される。そのため第１支持機構５０は、撮影機構２全体を支えるための床への設置面を有する。また、第１支持機構５０は、第１動力伝達機構１５６、載置台アーム駆動装置３２を有し、Ｘ線管アーム６０及び載置台アーム７０を、図２における第１回転軸Ｒ１（すなわち、第１動力伝達機構１５６の軸心）の周りに一体として回転可能に支持する。 The first support mechanism 50 is a mechanism that supports the entire imaging mechanism 2, and is installed on the floor of an examination room, for example. Therefore, the first support mechanism 50 has an installation surface on the floor for supporting the entire photographing mechanism 2. Further, the first support mechanism 50 includes a first power transmission mechanism 156 and a mounting base arm driving device 32, and the X-ray tube arm 60 and the mounting base arm 70 are attached to the first rotation axis R1 (that is, the first) in FIG. 1) It is rotatably supported as a unit around the axis of the power transmission mechanism 156).

載置台アーム駆動装置３２は、駆動制御回路１２０からの指示に従って、第１動力伝達機構１５６に動力を供給する。第１動力伝達機構１５６は、載置台アーム駆動装置３２から動力を受けて、載置台アーム７０をＸ線管アーム６０と一体として第１回転軸Ｒ１回りに回転させる。 The mounting base arm drive device 32 supplies power to the first power transmission mechanism 156 in accordance with an instruction from the drive control circuit 120. The first power transmission mechanism 156 receives power from the mounting base arm driving device 32 and rotates the mounting base arm 70 together with the X-ray tube arm 60 around the first rotation shaft R1.

Ｘ線管アーム６０は、Ｘ線管１２と高電圧発生器１４とを有するアームである。Ｘ線管１２は、Ｘ線管アーム６０の端部に設けられ、高電圧発生器１４から高電圧の印加とフィラメント電流の供給とを受けてＸ線を発生する。Ｘ線管１２にはＸ線絞り１６が取り付けられている。Ｘ線絞り１６は、複数の絞り羽根を備え、それらを開閉動作させる事により、Ｘ線管１２から発生されたＸ線の照射野を限定する。複数の絞り羽根は、例えば重金属等のＸ線減弱材料により形成される。 The X-ray tube arm 60 is an arm having an X-ray tube 12 and a high voltage generator 14. The X-ray tube 12 is provided at the end of the X-ray tube arm 60, and generates X-rays by receiving a high voltage application and a filament current supply from the high voltage generator 14. An X-ray diaphragm 16 is attached to the X-ray tube 12. The X-ray diaphragm 16 includes a plurality of diaphragm blades, and by opening and closing them, the irradiation field of X-rays generated from the X-ray tube 12 is limited. The plurality of diaphragm blades are formed of an X-ray attenuation material such as a heavy metal.

載置台アーム７０は、載置台２２と第２支持機構５２とを有するアームである。載置台２２は、載置面２０を有し、かつＸ線検出器２４を収容する。Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管１２から発生されたＸ線を検出する向きに設けられている。Ｘ線検出器２４は、例えば平面検出器（Ｆｌａｔ＿Ｐａｎｅｌ＿Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：以下、ＦＰＤと呼ぶ）により実現される。ＦＰＤは、２次元状に配列された複数の画素を有する。各画素は、Ｘ線管１２から発生されたＸ線を検出し、検出されたＸ線を電気信号に変換する。各画素において発生された電気信号は、図示しないアナログディジタル変換器（Ａｎａｌｏｇ＿ｔｏ＿Ｄｉｇｉｔａｌ＿ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：以下、Ａ／Ｄ変換器と呼ぶ）に出力される。Ａ／Ｄ変換器は、電気信号をディジタルデータに変換する。Ａ／Ｄ変換器は、ディジタルデータを後述する画像発生回路１０２に出力する。 The mounting base arm 70 is an arm having a mounting base 22 and a second support mechanism 52. The mounting table 22 has a mounting surface 20 and houses an X-ray detector 24. The X-ray detector 24 is provided in a direction for detecting X-rays generated from the X-ray tube 12. The X-ray detector 24 is realized by, for example, a plane detector (Flat_Panel_Detector: hereinafter referred to as FPD). The FPD has a plurality of pixels arranged in a two-dimensional manner. Each pixel detects the X-ray generated from the X-ray tube 12 and converts the detected X-ray into an electric signal. The electric signal generated in each pixel is output to an analog-digital converter (Analog_to_Digital_converter: hereinafter referred to as an A / D converter) (not shown). The A / D converter converts an electrical signal into digital data. The A / D converter outputs digital data to the image generation circuit 102, which will be described later.

第２支持機構５２は、圧迫板１８を有する。圧迫板１８は、載置面２０の上方に、載置面２０に対して接近および離反する方向に移動可能に設けられている。また、第２支持機構５２は、第２動力伝達機構１５８、Ｘ線管アーム駆動装置２８を有し、Ｘ線管アーム６０を、図２における第２回転軸Ｒ２（すなわち、第２動力伝達機構１５８の軸心）の周りに回転可能に支持する。Ｘ線管アーム駆動装置２８は、駆動制御回路１２０からの指示に従って、第２動力伝達機構１５８に動力を供給する。第２動力伝達機構１５８は、Ｘ線管アーム駆動装置２８から動力を受けて、Ｘ線管アーム６０を第２回転軸Ｒ２回りに回転させる。 The second support mechanism 52 has a compression plate 18. The compression plate 18 is provided above the mounting surface 20 so as to be movable in a direction approaching and separating from the mounting surface 20. Further, the second support mechanism 52 has a second power transmission mechanism 158 and an X-ray tube arm drive device 28, and the X-ray tube arm 60 is attached to the second rotation shaft R2 (that is, the second power transmission mechanism) in FIG. Supports rotatably around the axis of 158). The X-ray tube arm drive device 28 supplies power to the second power transmission mechanism 158 according to the instruction from the drive control circuit 120. The second power transmission mechanism 158 receives power from the X-ray tube arm driving device 28 and rotates the X-ray tube arm 60 around the second rotation axis R2.

また、コンソール３は、画像発生回路１０２と、画像処理回路１０４と、再構成回路１０６と、入力Ｉ／Ｆ（Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）回路１０８と、記憶回路１１０と、ディスプレイ１１２と、通信Ｉ／Ｆ回路１１４と、撮影制御回路１１６と、Ｘ線制御回路１１８と、駆動制御回路１２０と、システム制御回路１２２とを備えている。コンソール３の筐体は、例えば強化プラスチック等により形成される。 Further, the console 3 includes an image generation circuit 102, an image processing circuit 104, a reconstruction circuit 106, an input I / F (Interface) circuit 108, a storage circuit 110, a display 112, and a communication I / F circuit 114. The imaging control circuit 116, the X-ray control circuit 118, the drive control circuit 120, and the system control circuit 122 are provided. The housing of the console 3 is made of, for example, reinforced plastic.

画像発生回路１０２は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。画像発生回路１０２は、Ｘ線検出器２４から出力されたディジタルデータに前処理を施して、Ｘ線画像を発生する。画像前処理とは、Ｘ線検出器２４における画素間の感度不均一の補正、及び脱落（欠損）に関する補正等である。画像発生回路１０２は、発生したＸ線画像を画像処理回路１０４に出力する。なお画像発生回路１０２は、発生したＸ線画像を一旦記憶回路１１０に出力しても良い。 The image generation circuit 102 is realized by, for example, a memory and a dedicated or general-purpose processor. The image generation circuit 102 preprocesses the digital data output from the X-ray detector 24 to generate an X-ray image. The image pre-processing includes correction of non-uniform sensitivity between pixels in the X-ray detector 24, correction of omission (deficiency), and the like. The image generation circuit 102 outputs the generated X-ray image to the image processing circuit 104. The image generation circuit 102 may temporarily output the generated X-ray image to the storage circuit 110.

画像処理回路１０４は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。画像処理回路１０４は、画像発生回路１０２により発生されたＸ線画像に画像処理を施す。画像処理回路１０４は例えば、画像発生回路１０２により発生されたＸ線画像に対して、散乱線補正処理を施す。なお画像処理回路１０４は、再構成回路１０６で発生されたボリュームデータに基づいて、複数の並行した断面を表す断面画像を発生しても良い。 The image processing circuit 104 is realized by, for example, a memory and a dedicated or general-purpose processor. The image processing circuit 104 performs image processing on the X-ray image generated by the image generation circuit 102. The image processing circuit 104, for example, performs scattered ray correction processing on the X-ray image generated by the image generation circuit 102. The image processing circuit 104 may generate a cross-sectional image representing a plurality of parallel cross-sections based on the volume data generated by the reconstruction circuit 106.

再構成回路１０６は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。再構成回路１０６は、トモシンセシス撮影において画像発生回路１０２により発生されたＸ線管１２の複数の位置に関する複数のＸ線画像に基づいて、ボリュームデータを再構成する。 The reconstruction circuit 106 is realized, for example, by a memory and a dedicated or general-purpose processor. The reconstruction circuit 106 reconstructs volume data based on a plurality of X-ray images relating to a plurality of positions of the X-ray tube 12 generated by the image generation circuit 102 in tomosynthesis imaging.

入力Ｉ／Ｆ回路１０８は、撮影技師が所望するＸ線条件、Ｘ線撮影位置、Ｘ線撮影の開始及び終了などを入力する。入力Ｉ／Ｆ回路１０８は、撮影技師などからの各種指示、命令、情報、選択、設定などを後述するシステム制御回路１２２に入力する。 The input I / F circuit 108 inputs the X-ray conditions, the X-ray imaging position, the start and end of the X-ray imaging, and the like desired by the photographing engineer. The input I / F circuit 108 inputs various instructions, commands, information, selections, settings, etc. from a camera operator or the like to the system control circuit 122, which will be described later.

記憶回路１１０は、入力Ｉ／Ｆ回路１０８から供給される撮影技師の指示や、種々のデータを記憶するメモリ等である。また、記憶回路１１０は、画像発生回路１０２で発生されたＸ線画像、画像処理回路１０４で画像処理されたＸ線画像等を記憶しても良い。記憶回路１１０は、記憶したＸ線画像を適宜、画像処理回路１０４、ディスプレイ１１２、通信Ｉ／Ｆ回路１１４などへ出力する。 The storage circuit 110 is a memory or the like that stores instructions of a camera operator supplied from the input I / F circuit 108 and various data. Further, the storage circuit 110 may store an X-ray image generated by the image generation circuit 102, an X-ray image processed by the image processing circuit 104, and the like. The storage circuit 110 appropriately outputs the stored X-ray image to the image processing circuit 104, the display 112, the communication I / F circuit 114, and the like.

ディスプレイ１１２は、種々の情報をモニタに表示する。例えば、ディスプレイ１１２は、画像発生回路１０２により発生されたＸ線画像や画像処理回路１０４により画像処理されたＸ線画像を表示する。また、ディスプレイ１１２は、記憶回路１１０に記憶されている任意の画像データを読み込み表示しても良い。 The display 112 displays various information on the monitor. For example, the display 112 displays an X-ray image generated by the image generation circuit 102 and an X-ray image processed by the image processing circuit 104. Further, the display 112 may read and display arbitrary image data stored in the storage circuit 110.

通信Ｉ／Ｆ回路１１４は、ネットワークを介して図示していないＰＡＣＳ（Ｐｉｃｔｕｒｅ＿Ａｒｃｈｉｖｉｎｇ＿ａｎｄ＿Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ＿Ｓｙｓｔｅｍｓ）や他のコンピュータに接続される。 The communication I / F circuit 114 is connected to a PACS (Picture_Archiving_and_Communication_Systems) or another computer (not shown) via a network.

撮影制御回路１１６は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。撮影制御回路１１６は、Ｘ線制御回路１１８と駆動制御回路１２０とを制御することにより、撮影機構２にＸ線撮影を実行させる。 The imaging control circuit 116 is realized, for example, by a memory and a dedicated or general-purpose processor. The imaging control circuit 116 controls the X-ray control circuit 118 and the drive control circuit 120 to cause the imaging mechanism 2 to perform X-ray imaging.

Ｘ線制御回路１１８は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。Ｘ線制御回路１１８は、システム制御回路１２２からの指示に従って、高電圧発生器１４を制御する。 The X-ray control circuit 118 is realized, for example, by a memory and a dedicated or general-purpose processor. The X-ray control circuit 118 controls the high voltage generator 14 according to the instruction from the system control circuit 122.

駆動制御回路１２０は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。駆動制御回路１２０は、システム制御回路１２２からの指示に従って、Ｘ線管アーム駆動装置２８を制御する。駆動制御回路１２０は、システム制御回路１２２からの指示に従って、載置台アーム駆動装置３２を制御する。駆動制御回路１２０は、システム制御回路１２２からの指示に従って、開口駆動装置３４を制御する。 The drive control circuit 120 is realized, for example, by a memory and a dedicated or general-purpose processor. The drive control circuit 120 controls the X-ray tube arm drive device 28 according to the instruction from the system control circuit 122. The drive control circuit 120 controls the mounting base arm drive device 32 according to an instruction from the system control circuit 122. The drive control circuit 120 controls the aperture drive device 34 according to an instruction from the system control circuit 122.

システム制御回路１２２は、例えばメモリと専用の又は汎用のプロセッサによって実現される。システム制御回路１２２は、マンモグラフィ装置１の中枢として機能する。システム制御回路１２２は、マンモグラフィ装置１に含まれる各構成要素を統括的に制御し、本実施形態に係る各種動作を実現する。 The system control circuit 122 is realized by, for example, a memory and a dedicated or general-purpose processor. The system control circuit 122 functions as the center of the mammography apparatus 1. The system control circuit 122 comprehensively controls each component included in the mammography apparatus 1 and realizes various operations according to the present embodiment.

（第１指示機構及び第２支持機構）
ここで、本実施形態に係る第１支持機構５０および第２支持機構５２の詳細について、さらに詳しく説明する。 (1st instruction mechanism and 2nd support mechanism)
Here, the details of the first support mechanism 50 and the second support mechanism 52 according to the present embodiment will be described in more detail.

第２支持機構５２は、Ｘ線管アーム６０を、第２回転軸Ｒ２回りに回転可能に支持する。載置台アーム７０は、第２支持機構５２を有する。第２支持機構５２は、第２動力伝達機構１５８を介してＸ線管アーム６０と接続される。第２支持機構５２は、Ｘ線管アーム６０を、後述する第１動力伝達機構１５６の軸心を第２回転軸Ｒ２として回転可能に支持する。 The second support mechanism 52 rotatably supports the X-ray tube arm 60 around the second rotation axis R2. The mounting base arm 70 has a second support mechanism 52. The second support mechanism 52 is connected to the X-ray tube arm 60 via the second power transmission mechanism 158. The second support mechanism 52 rotatably supports the X-ray tube arm 60 with the axis of the first power transmission mechanism 156, which will be described later, as the second rotation axis R2.

上述した様に、第２支持機構５２は、第２動力伝達機構１５８及びＸ線管アーム駆動装置２８を介して、Ｘ線管アーム６０を、図２における第２回転軸Ｒ２の周りに回転可能に支持する。第２回転軸Ｒ２回りの回転方向をβ方向とする。ここで、Ｘ線管アーム６０の第２回転軸Ｒ２回りに関する回転角度を、載置台アーム７０に対する（載置台アーム７０の基準軸を基準とした）回転角度φと定義する。 As described above, the second support mechanism 52 can rotate the X-ray tube arm 60 around the second rotation axis R2 in FIG. 2 via the second power transmission mechanism 158 and the X-ray tube arm drive device 28. Support. The rotation direction around the second rotation axis R2 is the β direction. Here, the rotation angle of the X-ray tube arm 60 with respect to the second rotation axis R2 is defined as the rotation angle φ with respect to the mounting base arm 70 (based on the reference axis of the mounting base arm 70).

Ｘ線管アーム駆動装置２８は例えば、サーボモータ等により実現される。Ｘ線管アーム駆動装置２８は、第２支持機構５２の内部に収容されている。駆動制御回路１２０の制御により、Ｘ線管アーム駆動装置２８は例えば、シャフトおよびギヤ等により構成される第２動力伝達機構１５８を介してＸ線管アーム６０に回転のための動力を供給する。Ｘ線管アーム６０は、第２動力伝達機構１５８を介したＸ線管アーム駆動装置２８から動力を受けて、β方向に回転する。 The X-ray tube arm drive device 28 is realized by, for example, a servomotor or the like. The X-ray tube arm driving device 28 is housed inside the second support mechanism 52. Under the control of the drive control circuit 120, the X-ray tube arm drive device 28 supplies power for rotation to the X-ray tube arm 60 via, for example, a second power transmission mechanism 158 composed of a shaft, gears, and the like. The X-ray tube arm 60 receives power from the X-ray tube arm drive device 28 via the second power transmission mechanism 158 and rotates in the β direction.

第１支持機構５０は、第１動力伝達機構１５６及び載置台アーム駆動装置３２を介して、Ｘ線管アーム６０及び載置台アーム７０を、図２における第１回転軸Ｒ１の周りに一体として回転可能に支持する。第１回転軸Ｒ１回りの回転方向をα方向とする。ここで、第２支持機構５２の第１回転軸Ｒ１回りに関する回転角度を、第１支持機構５０に対する（第１支持機構５０の基準軸を基準とした）回転角度θと定義する。従って、第１支持機構５０に対する（第１支持機構５０の基準軸を基準とした）Ｘ線管アーム６０（或いはＸ線管１２）の回転角度は、θとφとを用いて表すことができる。 The first support mechanism 50 rotates the X-ray tube arm 60 and the mount arm 70 integrally around the first rotation shaft R1 in FIG. 2 via the first power transmission mechanism 156 and the mount arm drive device 32. Support as much as possible. The rotation direction around the first rotation axis R1 is defined as the α direction. Here, the rotation angle of the second support mechanism 52 with respect to the rotation of the first rotation axis R1 is defined as the rotation angle θ with respect to the first support mechanism 50 (based on the reference axis of the first support mechanism 50). Therefore, the rotation angle of the X-ray tube arm 60 (or the X-ray tube 12) with respect to the first support mechanism 50 (relative to the reference axis of the first support mechanism 50) can be expressed using θ and φ. ..

載置台アーム駆動装置３２は例えば、サーボモータ等により実現される。載置台アーム駆動装置３２は、第１支持機構５０の筐体内部に収容されている。駆動制御回路１２０の制御により、載置台アーム駆動装置３２は例えば、シャフトおよびギヤ等により構成される第１動力伝達機構１５６を介して第２支持機構５２に回転のための動力を供給する。載置台アーム７０及びＸ線管アーム６０は、第１動力伝達機構１５６を介した載置台アーム駆動装置３２から動力を受けて、一体としてβ方向に回転する。 The mounting base arm driving device 32 is realized by, for example, a servomotor or the like. The mounting base arm driving device 32 is housed inside the housing of the first support mechanism 50. Under the control of the drive control circuit 120, the pedestal arm drive device 32 supplies power for rotation to the second support mechanism 52 via a first power transmission mechanism 156 composed of, for example, a shaft and gears. The mounting base arm 70 and the X-ray tube arm 60 receive power from the mounting base arm driving device 32 via the first power transmission mechanism 156 and rotate as a unit in the β direction.

なお、第２回転軸Ｒ２は、第２支持機構５２において第１回転軸Ｒ１よりもＸ線管１２寄りに位置する。従って、第２回転軸Ｒ２回りに回転するＸ線管アーム６０の回転半径は、第１回転軸Ｒ１回りに回転する載置台アーム７０及びＸ線管アーム６０の回転半径に比して小さい。 The second rotation shaft R2 is located closer to the X-ray tube 12 than the first rotation shaft R1 in the second support mechanism 52. Therefore, the radius of gyration of the X-ray tube arm 60 rotating around the second rotation axis R2 is smaller than the radius of gyration of the mounting table arm 70 and the X-ray tube arm 60 rotating around the first rotation axis R1.

（変形例）
図３は、図１に係る第１支持機構５０および第２支持機構５２における動力伝達機構の他の一例を説明するための図である。同図に示す様に、図２に示した例に拘泥されず、載置台アーム駆動装置３２のみで第１動力伝達機構１５６及び第２動力伝達機構１５８を回転させることも可能である。 (Modification example)
FIG. 3 is a diagram for explaining another example of the power transmission mechanism in the first support mechanism 50 and the second support mechanism 52 according to FIG. As shown in the figure, it is possible to rotate the first power transmission mechanism 156 and the second power transmission mechanism 158 only by the mounting base arm drive device 32 without being bound by the example shown in FIG.

載置台アーム駆動装置３２は、第１支持機構５０の内部に収容されている。駆動制御回路１２０の制御により、載置台アーム駆動装置３２は例えば、シャフトおよびギヤ等により構成される第２動力伝達機構１５８を介してＸ線管アーム６０に回転のための動力を供給する。第１動力伝達機構１５６と第２動力伝達機構１５８とは、連結機構１６０により接続される。第１動力伝達機構１５６が有するクラッチ１６２（図示せず）を操作することにより、連結機構１６０による第１動力伝達機構１５６と第２動力伝達機構１５８との連結あるいは連結の解除を制御する。第１動力伝達機構１５６と第２動力伝達機構１５８とが連結機構１６０により連結されている場合、第２支持機構５２は載置台アーム駆動装置３２から第１動力伝達機構１５６を介して伝達された回転のための動力を受け回転する。同様に載置台アーム駆動装置３２はクラッチ１６２および連結機構１６０により、第２支持機構５２のみ、または第２支持機構５２とＸ線管アーム６０の双方を連動して回転させる動力の伝達を切り替えることができる。なおクラッチ１６２および連結機構１６０による、第１動力伝達機構１５６と第２動力伝達機構１５８との連結および遮断に関する動作は、操作者による指示に応じて切り替え可能である。 The mounting base arm driving device 32 is housed inside the first support mechanism 50. Under the control of the drive control circuit 120, the mounting base arm drive device 32 supplies power for rotation to the X-ray tube arm 60 via, for example, a second power transmission mechanism 158 composed of a shaft, gears, and the like. The first power transmission mechanism 156 and the second power transmission mechanism 158 are connected by a connecting mechanism 160. By operating the clutch 162 (not shown) included in the first power transmission mechanism 156, the connection mechanism 160 controls the connection or disconnection of the first power transmission mechanism 156 and the second power transmission mechanism 158. When the first power transmission mechanism 156 and the second power transmission mechanism 158 are connected by the connection mechanism 160, the second support mechanism 52 is transmitted from the mounting base arm drive device 32 via the first power transmission mechanism 156. It rotates by receiving the power for rotation. Similarly, the mounting base arm drive device 32 uses the clutch 162 and the coupling mechanism 160 to switch the transmission of power for rotating only the second support mechanism 52 or both the second support mechanism 52 and the X-ray tube arm 60 in conjunction with each other. Can be done. The operation related to the connection and disconnection of the first power transmission mechanism 156 and the second power transmission mechanism 158 by the clutch 162 and the connection mechanism 160 can be switched according to the instruction by the operator.

（トモシンセシス撮影動作）
図４は、トモシンセシス撮影について説明するための図である。トモシンセシス撮影において撮影制御回路１１６は、撮影機構２を制御し、第１回転軸Ｒ１回りの複数の回転角度において、Ｘ線撮影を実行させる。複数の回転角度は、例えば、（θ−φ）以上かつ（θ＋φ）のような、所定の角度θを挟んだ複数の回転角度に設定されると良い。具体的には、例えば、トモシンセシス撮影を開始する際、第１支持機構５０の接地面に対する垂線を０°とし、０°を基準として角度θを定義する。第１支持機構５０に対する第２支持機構５２の角度を、第１支持機構５０に接続されたＸ線検出器２４の検出面に対する垂線（すなわちθ）を基準として角度φを定義する。例えば頭尾方向撮影（Ｃｒａｎｔｉ−Ｃａｕｄａｌ：ＣＣ）の場合、θ＝０°である。その場合、角度φは、（０°−φ）以上かつ（０°＋φ）で示される。また、内外斜方向（Ｍｅｄｉｏ−ＬａｔｅｒａｌＯｂｌｉｑｕｅ：ＭＬＯ）の場合、載置台２２の垂線の接地面に対する角度はθである。その場合、角度φは、（θ−φ）以上かつ（θ＋φ）で示される。撮影制御回路１１６は、Ｘ線管１２を第２支持機構５２の回転角度（θ−φ）の位置から回転動作を開始させ、回転中心軸β周りに連続的に移動させながら連続的にＸ線発生および画像収集を繰り返させるようＸ線管１２を制御する。撮影制御回路１１６は、第２支持機構５２の回転角度（θ＋φ）の位置でＸ線撮影が終了するよう撮影機構２を制御する。画像発生回路１０２は、複数の回転角度におけるＸ線検出器２４からの検出信号に基づいて、複数の回転角度にそれぞれ対応する複数のＸ線画像を発生する。再構成回路１０６は、発生された複数のＸ線画像に基づいて、ボリュームデータを再構成する。画像処理回路１０４は、発生されたボリュームデータに基づいて、乳房の厚み方向に沿う複数の断面Ｉ乃至ＩＩＩにそれぞれ対応する複数の断面画像を発生する。 (Tomosynthesis shooting operation)
FIG. 4 is a diagram for explaining tomosynthesis imaging. In tomosynthesis imaging, the imaging control circuit 116 controls the imaging mechanism 2 to execute X-ray imaging at a plurality of rotation angles around the first rotation axis R1. The plurality of rotation angles may be set to a plurality of rotation angles sandwiching a predetermined angle θ, for example, (θ−φ) or more and (θ + φ). Specifically, for example, when starting tomosynthesis imaging, the perpendicular line of the first support mechanism 50 with respect to the ground plane is set to 0 °, and the angle θ is defined with reference to 0 °. The angle φ is defined with reference to the angle of the second support mechanism 52 with respect to the first support mechanism 50 and the perpendicular line (that is, θ) with respect to the detection surface of the X-ray detector 24 connected to the first support mechanism 50. For example, in the case of cranio-caudal imaging (CC), θ = 0 °. In that case, the angle φ is indicated by (0 ° −φ) or more and (0 ° + φ). Further, in the case of the internal / external oblique direction (Media-Lateral Oblique: MLO), the angle of the vertical line of the mounting table 22 with respect to the ground plane is θ. In that case, the angle φ is indicated by (θ−φ) or more and (θ + φ). The imaging control circuit 116 starts the rotation operation of the X-ray tube 12 from the position of the rotation angle (θ−φ) of the second support mechanism 52, and continuously moves the X-ray tube 12 around the rotation center axis β and continuously X-rays. The X-ray tube 12 is controlled so that generation and image acquisition are repeated. The imaging control circuit 116 controls the imaging mechanism 2 so that the X-ray imaging ends at the position of the rotation angle (θ + φ) of the second support mechanism 52. The image generation circuit 102 generates a plurality of X-ray images corresponding to the plurality of rotation angles based on the detection signals from the X-ray detector 24 at the plurality of rotation angles. The reconstruction circuit 106 reconstructs the volume data based on the generated plurality of X-ray images. Based on the generated volume data, the image processing circuit 104 generates a plurality of cross-sectional images corresponding to the plurality of cross-sections I to III along the thickness direction of the breast.

図５は、トモシンセシス撮影によって発生された、石灰化が描出された断面画像Ｉを示す図である。図６は、トモシンセシス撮影によって発生された、乳房の繊維が描出された断面画像ＩＩを示す図である。図７は、トモシンセシス撮影によって発生された、腫瘤が描出された断面画像ＩＩＩを示す図である。トモシンセシス撮影によりＩ乃至ＩＩＩの断面画像が発生され、読影医が観察したいターゲットがよく描出された断面画像を選んで読影することが可能である。 FIG. 5 is a diagram showing a cross-sectional image I in which calcification is depicted, which was generated by tomosynthesis imaging. FIG. 6 is a diagram showing a cross-sectional image II in which breast fibers are depicted, which was generated by tomosynthesis imaging. FIG. 7 is a diagram showing a cross-sectional image III in which a tumor is depicted, which was generated by tomosynthesis imaging. Cross-sectional images of I to III are generated by tomosynthesis imaging, and it is possible for the image interpreter to select and interpret a cross-sectional image in which the target to be observed is well depicted.

図１７は、従来例に係るマンモグラフィ装置の外観図である。トモシンセシス撮影において高分解能な画質の画像を得るために、Ｘ線を曝射するときだけＸ線管アームを止め、曝射していないときだけＸ線管アームを動かして画像を収集する。そのため、Ｘ線管アームを止める度にマンモグラフィ装置が振動してしまう。図１７の従来例に係るマンモグラフィ装置は、載置台アームにおける回転軸がＸ線管アームの回転軸を兼ねている。 FIG. 17 is an external view of a mammography apparatus according to a conventional example. In order to obtain an image with high resolution in tomosynthesis imaging, the X-ray tube arm is stopped only when the X-ray is exposed, and the X-ray tube arm is moved only when the X-ray is not exposed to collect the image. Therefore, the mammography device vibrates every time the X-ray tube arm is stopped. In the mammography apparatus according to the conventional example of FIG. 17, the rotation axis of the mounting table arm also serves as the rotation axis of the X-ray tube arm.

一方本実施形態に係るマンモグラフィ装置１は、第１回転軸Ｒ１と第２回転軸Ｒ２の２つの回転軸を有する。上述したとおり、第１回転軸Ｒ１は第２回転軸Ｒ２に比して載置台アーム７０における上方にある。すなわち、第１回転軸Ｒ１を軸心とした場合のＸ線管アーム６０の回転半径は、第２回転軸Ｒ２を軸心とした場合のＸ線管アーム６０の回転半径に比べて小さい。したがって、本実施形態に係るトモシンセシス撮影は、図１７の従来例に係るマンモグラフィ装置に比べＸ線管アーム６０が回転および停止による遠心力の影響が小さくなるため、マンモグラフィ装置１の振動を軽減できる。 On the other hand, the mammography apparatus 1 according to the present embodiment has two rotation axes, a first rotation axis R1 and a second rotation axis R2. As described above, the first rotating shaft R1 is above the mounting base arm 70 with respect to the second rotating shaft R2. That is, the radius of gyration of the X-ray tube arm 60 when the first rotation axis R1 is the axis is smaller than the radius of gyration of the X-ray tube arm 60 when the second axis R2 is the axis. Therefore, in the tomosynthesis imaging according to the present embodiment, the influence of the centrifugal force due to the rotation and stop of the X-ray tube arm 60 is smaller than that of the mammography apparatus according to the conventional example of FIG. 17, so that the vibration of the mammography apparatus 1 can be reduced.

図８、図９および図１０は、図１のＸ線管１２から発生されたＸ線の照射野を、Ｘ線絞り１６により限定する説明をするための図である。θ＝０°、すなわちＸ線検出器２４は接地面に対して水平であるとする。図８においてＸ線管１２は、トモシンセシス撮影の円軌道における−１５°の位置にある。図９においてＸ線管１２は、トモシンセシス撮影の円軌道における０°の位置にある。図１０においてＸ線管１２は、トモシンセシス撮影の円軌道における１５°の位置にある。このとき撮影制御回路１１６は、Ｘ線管アーム６０の回転角に応じてＸ線絞り１６を制御し、Ｘ線管１２をＸ線管アーム６０の回転角に依らずに固定の範囲を照射させる。照射野は、Ｘ線検出器２４の検出面における所定範囲に照準される。Ｘ線絞り１６は、回転角度毎に所定範囲にＸ線を照射するための各絞り羽根の位置が関連付けられたテーブルを有する。Ｘ線絞り１６は、Ｘ線管１２の回転角度毎にテーブルを参照して各絞り羽根を制御し、回転角度に寄らずにＸ線を所定範囲に照射させる。 8, 9 and 10 are diagrams for explaining the limitation of the X-ray irradiation field generated from the X-ray tube 12 of FIG. 1 by the X-ray diaphragm 16. It is assumed that θ = 0 °, that is, the X-ray detector 24 is horizontal to the ground plane. In FIG. 8, the X-ray tube 12 is located at −15 ° in the circular orbit of tomosynthesis imaging. In FIG. 9, the X-ray tube 12 is located at 0 ° in the circular orbit of tomosynthesis imaging. In FIG. 10, the X-ray tube 12 is located at 15 ° in the circular orbit of tomosynthesis imaging. At this time, the imaging control circuit 116 controls the X-ray throttle 16 according to the rotation angle of the X-ray tube arm 60, and causes the X-ray tube 12 to irradiate a fixed range regardless of the rotation angle of the X-ray tube arm 60. .. The irradiation field is aimed at a predetermined range on the detection surface of the X-ray detector 24. The X-ray diaphragm 16 has a table in which the positions of the diaphragm blades for irradiating a predetermined range with X-rays are associated with each rotation angle. The X-ray diaphragm 16 controls each diaphragm blade with reference to a table for each rotation angle of the X-ray tube 12, and irradiates X-rays in a predetermined range regardless of the rotation angle.

なお本実施形態に係るマンモグラフィ装置１は、Ｘ線管アーム６０の回転半径が従来のマンモグラフィ装置に比して小さくなることにより、被検体へのＸ線管アーム６０の接触が懸念される。図１１は、本実施形態に係るマンモグラフィ装置１に乳房が載置された状態の外観図である。図１１に示す通り、本実施形態に係るマンモグラフィ装置１の例えばＸ線管アーム６０にはフェイスガード１６４が設けられており、Ｘ線管アーム６０が回転する際に被検体へのＸ線管アーム６０の接触を避ける構成となっている。 In the mammography apparatus 1 according to the present embodiment, the radius of gyration of the X-ray tube arm 60 is smaller than that of the conventional mammography apparatus, so that there is a concern that the X-ray tube arm 60 may come into contact with the subject. FIG. 11 is an external view of a state in which a breast is placed on the mammography apparatus 1 according to the present embodiment. As shown in FIG. 11, for example, the X-ray tube arm 60 of the mammography apparatus 1 according to the present embodiment is provided with a face guard 164, and the X-ray tube arm to the subject when the X-ray tube arm 60 rotates. It is configured to avoid contact with 60.

（応用例）
上記実施形態に係るＸ線検出器２４は、従来のマンモグラフィ装置とは異なるＸ線束の領域を検出する。図１２は、上記実施形態に係るＦＰＤ２４が検出するＸ線束を説明するための図である。紙面中央に位置する実線は、Ｘ線束の中心を示す。濃いドット部分は、従来例に係るＸ線束を模式的に示したものである。薄いドット部分に囲まれた領域は、上記実施形態に係るＸ線束を模式的に示したものである。 (Application example)
The X-ray detector 24 according to the above embodiment detects a region of an X-ray bundle different from that of a conventional mammography apparatus. FIG. 12 is a diagram for explaining an X-ray bundle detected by the FPD 24 according to the above embodiment. The solid line located in the center of the paper indicates the center of the X-ray bundle. The dark dot portion schematically shows the X-ray bundle according to the conventional example. The region surrounded by the thin dot portion schematically shows the X-ray bundle according to the above embodiment.

一般に、トモシンセシスにおいては、図１２における濃いドット部分に囲まれた領域ＲＧ１すなわちＸ線束の中心付近をＸ線検出器が検出して検出信号として使用する。しかしながら、上述した本実施形態に係るマンモグラフィ装置１では、例えば図８におけるＸ線管角度−１５°からＸ線を斜めに入射させ、図１２における薄いドット部分に囲まれた領域ＲＧ２すなわちＸ線束の端の方をＸ線検出器２４が検出して検出信号として使用する。このため、検出信号間において、Ｘ線強度のばらつきが発生する。以下、このＸ線強度のばらつきを、図１２を図１３乃至１５に分けて詳しく説明する。 Generally, in tomosynthesis, the X-ray detector detects the region RG1 surrounded by the dark dot portion in FIG. 12, that is, the vicinity of the center of the X-ray bundle, and uses it as a detection signal. However, in the mammography apparatus 1 according to the present embodiment described above, for example, X-rays are obliquely incident from the X-ray tube angle −15 ° in FIG. The X-ray detector 24 detects the end and uses it as a detection signal. Therefore, the X-ray intensity varies between the detection signals. Hereinafter, this variation in X-ray intensity will be described in detail by dividing FIG. 12 into FIGS. 13 to 15.

図１３は、左端すなわち図８における−１５°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図である。図１４は、中央すなわち図９における０°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図である。図１５は、右端すなわち図１０における１５°のＸ線管１２の位置からＸ線を照射させた場合について説明するための図である。ここにおいて、一方の軸はＸ線の強度を規定する軸で、他方の軸はＦＰＤ２４の画素番号の１列の配置を規定する軸である。破線は、ＦＰＤ２４の画素番号各々におけるＸ線の強度を示す。 FIG. 13 is a diagram for explaining a case where X-rays are irradiated from the left end, that is, the position of the X-ray tube 12 at −15 ° in FIG. FIG. 14 is a diagram for explaining a case where X-rays are irradiated from the center, that is, the position of the X-ray tube 12 at 0 ° in FIG. FIG. 15 is a diagram for explaining a case where X-rays are irradiated from the right end, that is, the position of the 15 ° X-ray tube 12 in FIG. Here, one axis is an axis that defines the intensity of X-rays, and the other axis is an axis that defines the arrangement of one row of pixel numbers of the FPD 24. The broken line indicates the intensity of X-rays at each pixel number of the FPD 24.

左端すなわち図１３のようにＸ線を入射させたとき、Ｘ線束の中心が最もＸ線強度が高い。図８において、Ｘ線束の中心を通るＸ線はＸ線検出器２４の右端に検出される。したがって、図８におけるＸ線管１２の左端すなわち−１５°の位置からＸ線を入射させたとき、Ｘ線はＸ線検出器２４の右端において最もＸ線強度が高くなる。また破線に示されるように、中心部分から端部分におけるＸ線束は、図１４において点線で示されるように、Ｘ線束の中心部分と端部分とのＸ線強度の差が大きいという問題がある。右端すなわち図１５のようにＸ線を入射させたときも同様に、Ｘ線束の中心部分と端部分とのＸ線強度の差が大きいという問題がある。なお、中央すなわち図１４のようにＸ線を入射させたときは、Ｘ線束の中心部分と端部分とのＸ線強度の差は小さい。 When X-rays are incident on the left end, that is, as shown in FIG. 13, the center of the X-ray bundle has the highest X-ray intensity. In FIG. 8, the X-ray passing through the center of the X-ray bundle is detected at the right end of the X-ray detector 24. Therefore, when X-rays are incident from the left end of the X-ray tube 12 in FIG. 8, that is, the position of −15 °, the X-rays have the highest X-ray intensity at the right end of the X-ray detector 24. Further, as shown by the broken line, the X-ray bundle from the central portion to the end portion has a problem that the difference in X-ray intensity between the central portion and the end portion of the X-ray bundle is large as shown by the dotted line in FIG. Similarly, when X-rays are incident on the right end, that is, as shown in FIG. 15, there is a problem that the difference in X-ray intensity between the central portion and the end portion of the X-ray bundle is large. When X-rays are incident at the center, that is, as shown in FIG. 14, the difference in X-ray intensity between the central portion and the end portion of the X-ray bundle is small.

したがって、上記実施形態における図１３乃至１５のＸ線強度の差分に基づいて、Ｘ線強度分布に補正を施すことでより精度のさらに高い再構成画像を発生することができる。 Therefore, it is possible to generate a reconstructed image with higher accuracy by correcting the X-ray intensity distribution based on the difference in the X-ray intensity of FIGS. 13 to 15 in the above embodiment.

画像処理回路１０４は、図８におけるＸ線管１２の回転角度０°において発生された基準角度のＸ線画像に対する対象角度のＸ線画像のＸ線強度の比率に基づいて、対象角度のトモシンセシス撮影により発生されたＸ線画像を補正する。 The image processing circuit 104 performs tomosynthesis imaging of the target angle based on the ratio of the X-ray intensity of the X-ray image of the target angle to the X-ray image of the reference angle generated at the rotation angle 0 ° of the X-ray tube 12 in FIG. Corrects the X-ray image generated by.

次に応用例に係る、Ｘ線画像の補正に関する動作例を説明する。図１３は、システム制御回路１２２の制御のもとに行われる、Ｘ線画像の補正に関する典型的な流れを示す図である。 Next, an operation example relating to the correction of the X-ray image according to the application example will be described. FIG. 13 is a diagram showing a typical flow regarding correction of an X-ray image performed under the control of the system control circuit 122.

図１６に示すように、システム制御回路６３は、撮影制御回路１１６に、被検体を載置台２２に載置しない状態で、Ｘ線管１２の回転角度φ＝０°において、トモシンセシス撮影の事前のＸ線撮影を実行させる（ステップＳ１１）。ステップＳ１１におけるＸ線撮影により、Ｘ線管１２の回転角度φ＝０°におけるＸ線画像が発生される。ステップＳ１１で発生されたＸ線画像を、Ｘ線画像Ｒｉと定義する。 As shown in FIG. 16, the system control circuit 63 precedes tomosynthesis imaging at a rotation angle φ = 0 ° of the X-ray tube 12 in a state where the subject is not placed on the mounting table 22 on the imaging control circuit 116. X-ray imaging is executed (step S11). The X-ray imaging in step S11 generates an X-ray image at a rotation angle φ = 0 ° of the X-ray tube 12. The X-ray image generated in step S11 is defined as the X-ray image Ri.

ステップＳ１１が行われるとシステム制御回路１２２は、撮影制御回路１１６に、被検体を載置台２２に載置しない状態で回転角度φにおいて、トモシンセシス撮影の事前のＸ線撮影を実行させる（ステップＳ１２）。ステップＳ１２におけるＸ線撮影により、Ｘ線管１２の回転角度φにおけるＸ線画像が発生される。ステップＳ１２で発生された事前Ｘ線画像を、Ｓｉと定義する。なお本ステップにおいてＸ線管１２の回転角度は図８に併せて−１５°または１５°としているが、上記実施形態のように−φまたはφと一般化しても良い。 When step S11 is performed, the system control circuit 122 causes the imaging control circuit 116 to perform prior X-ray imaging of tomosynthesis imaging at a rotation angle φ without mounting the subject on the mounting table 22 (step S12). .. The X-ray imaging in step S12 generates an X-ray image at the rotation angle φ of the X-ray tube 12. The pre-X-ray image generated in step S12 is defined as Si. In this step, the rotation angle of the X-ray tube 12 is set to −15 ° or 15 ° in accordance with FIG. 8, but it may be generalized to −φ or φ as in the above embodiment.

ステップＳ１２が行われるとシステム制御回路１２２は、画像処理回路１０４に、Ｘ線検出器２４の画素各々についてＲｉ÷Ｓｉを算出させる（ステップＳ１３）。ステップＳ１３において得られた補正画像をＲａと定義する。 When step S12 is performed, the system control circuit 122 causes the image processing circuit 104 to calculate Ri ÷ Si for each pixel of the X-ray detector 24 (step S13). The corrected image obtained in step S13 is defined as Ra.

システム制御回路１２２は、撮影制御回路１１６に、ステップＳ１１乃至ステップＳ１３を、Ｘ線管１２の回転角度φを所定の最小値から所定の最大値まで変化させて行わせる。すなわちステップＳ１１乃至ステップＳ１３をＸ線管１２の回転角度φを変化させて繰り返すことにより、回転角度φ各々に対する補正画像Ｒａが得られる。 The system control circuit 122 causes the imaging control circuit 116 to perform steps S11 to S13 by changing the rotation angle φ of the X-ray tube 12 from a predetermined minimum value to a predetermined maximum value. That is, by repeating steps S11 to S13 while changing the rotation angle φ of the X-ray tube 12, a corrected image Ra for each rotation angle φ can be obtained.

ステップＳ１１乃至ステップＳ１３がＸ線管の回転角度α各々に対して行われると、操作者は被検体を載置台に載置し、入力Ｉ／Ｆ回路１０８を介してトモシンセシス撮影指示を入力する。入力Ｉ／Ｆ回路１０８を介して操作者からのトモシンセシス撮影指示が入力されると、システム制御回路１２２は撮影制御回路１１６に、トモシンセシス撮影を実行させる（ステップＳ１４）。トモシンセシス撮影により、Ｘ線管１２の回転角度φ各々におけるＸ線画像が発生される。 When steps S11 to S13 are performed for each of the rotation angles α of the X-ray tube, the operator places the subject on the mounting table and inputs a tomosynthesis imaging instruction via the input I / F circuit 108. When a tomosynthesis imaging instruction from the operator is input via the input I / F circuit 108, the system control circuit 122 causes the imaging control circuit 116 to execute tomosynthesis imaging (step S14). By tomosynthesis imaging, X-ray images are generated at each rotation angle φ of the X-ray tube 12.

ステップＳ１４が行われるとシステム制御回路１２２は、画像処理回路１０４に、ステップＳ１４において発生された回転角度φ各々におけるＸ線画像に対応する補正画像Ｒａを乗算させる（ステップＳ１５）。ステップＳ１５において画像処理回路１０４は、Ｘ線画像の画素各々に対してＲａを乗算する。Ｒａの乗算により得られた補正後画像をＯｒａと定義する。 When step S14 is performed, the system control circuit 122 causes the image processing circuit 104 to multiply the corrected image Ra corresponding to the X-ray image at each rotation angle φ generated in step S14 (step S15). In step S15, the image processing circuit 104 multiplies each pixel of the X-ray image by Ra. The corrected image obtained by multiplying Ra is defined as Ora.

ステップＳ１５が行われるとシステム制御回路１２２は、再構成回路１０６に、複数の補正後画像Ｏｒａに基づいて再構成を行わせる（ステップＳ１６）。 When step S15 is performed, the system control circuit 122 causes the reconstruction circuit 106 to perform reconstruction based on the plurality of corrected images Ora (step S16).

上記のとおり、本実施形態に係るマンモグラフィ装置は、第１回転軸と第２回転軸の２つの回転軸を有する。第１回転軸は、Ｘ線管アームのみを回転させる。第２回転軸は、載置台アームのみ、または載置台アームとＸ線管アームとの角度を固定して回転させる。第１回転軸の回転半径は、第２回転軸の回転半径に比して小さい。したがって、本実施形態に係るトモシンセシス撮影は回転軸が１つの装置でトモシンセシス撮影を行う場合に比べ、Ｘ線管アームの回転および停止による遠心力の影響が小さくなる。かくして、本実施形態に係るマンモグラフィ装置は、アーム動作時或いはアームが移動中から停止状態になる時におけるアームの振動を軽減することができる。 As described above, the mammography apparatus according to the present embodiment has two rotation axes, a first rotation axis and a second rotation axis. The first rotation axis rotates only the X-ray tube arm. The second rotation shaft is rotated only by the mounting base arm or by fixing the angle between the mounting base arm and the X-ray tube arm. The radius of gyration of the first axis of rotation is smaller than the radius of gyration of the second axis of rotation. Therefore, in the tomosynthesis imaging according to the present embodiment, the influence of the centrifugal force due to the rotation and stop of the X-ray tube arm is smaller than in the case of performing the tomosynthesis imaging with a device having one rotation axis. Thus, the mammography apparatus according to the present embodiment can reduce the vibration of the arm when the arm is operating or when the arm is in the stopped state from the moving state.

なお、上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、専用又は汎用のprocessor, circuit (circuitry), processing circuit (circuitry), operation circuit (circuitry), arithmetic circuit(circuitry)或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit : ASIC）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラム論理デバイス(Simple Programmable Logic Device : SPLD)）、復号プログラマブル論理デバイス(Complex Programmable Logic Device : CPLD)）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ(Field Programmable Gate Array : FPGA)）等を意味する。また、本実施形態の各構成要素（各処理部）は、単一のプロセッサに限らず、複数のプロセッサによって実現するようにしてもよい。さらに、複数の構成要素（複数の処理部）を、単一のプロセッサによって実現するようにしてもよい。 The word "processor" used in the above description is, for example, a dedicated or general-purpose processor, circuit (circuitry), processing circuit (circuitry), operation circuit (circuitry), arithmetic circuit (circuitry), or integrated for a specific purpose. Circuits (Application Specific Integrated Circuits: ASICs), Programmable Logic Devices (eg, Simple Programmable Logic Devices (SPLDs)), Decryptive Programmable Logic Devices (CPLDs), and Field Programmable Gate Arrays (CPLDs). Field Programmable Gate Array: FPGA)) etc. Further, each component (each processing unit) of the present embodiment is not limited to a single processor, and may be realized by a plurality of processors. Further, a plurality of components (a plurality of processing units) may be realized by a single processor.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。 Although some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other embodiments, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the scope of the invention described in the claims and the equivalent scope thereof.

１…マンモグラフィ装置、２…撮影機構、３…コンソール、１２…Ｘ線管、１４…高電圧発生器、１６…Ｘ線絞り、１８…圧迫板、２０…載置面、２２…載置台、２４…Ｘ線検出器、２８…Ｘ線管アーム駆動装置、３２…載置台アーム駆動装置、３４…開口駆動装置、５０…第１支持機構、５２…第２支持機構、６０…Ｘ線管アーム、７０…載置台アーム、８０…支柱、１０２…画像発生回路、１０４…画像処理回路、１０６…再構成回路、１０８…入力Ｉ／Ｆ回路、１１０…記憶回路、１１２…ディスプレイ、１１４…通信Ｉ／Ｆ回路、１１６…撮影制御回路、１１８…Ｘ線制御回路、１２０…駆動制御回路、１２２…システム制御回路、１５６…第１動力伝達機構、１５８…第２動力伝達機構、１６０…連結機構、１６２…クラッチ、１６４…フェイスガード 1 ... mammography device, 2 ... imaging mechanism, 3 ... console, 12 ... X-ray tube, 14 ... high voltage generator, 16 ... X-ray diaphragm, 18 ... compression plate, 20 ... mounting surface, 22 ... mounting table, 24 ... X-ray detector, 28 ... X-ray tube arm drive device, 32 ... mount arm drive device, 34 ... opening drive device, 50 ... first support mechanism, 52 ... second support mechanism, 60 ... X-ray tube arm, 70 ... mounting arm, 80 ... support, 102 ... image generation circuit, 104 ... image processing circuit, 106 ... reconstruction circuit, 108 ... input I / F circuit, 110 ... storage circuit, 112 ... display, 114 ... communication I / F circuit, 116 ... imaging control circuit, 118 ... X-ray control circuit, 120 ... drive control circuit, 122 ... system control circuit, 156 ... first power transmission mechanism, 158 ... second power transmission mechanism, 160 ... connection mechanism, 162 ... Clutch, 164 ... Face guard

Claims

An X-ray tube that generates X-rays and
An X-ray tube arm provided with the X-ray tube and
An X-ray detector that detects X-rays generated from the X-ray tube,
A mounting table that accommodates the X-ray detector and has a mounting surface provided on the detection surface side of the X-ray detector.
A first support mechanism that integrally supports the X-ray tube arm and the above-mentioned stand so as to be rotatable around the first rotation axis.
Tomosynthesis imaging is performed by rotatably supporting the X-ray tube arm around the second rotation axis, which is supported by the first support mechanism and is located above the first rotation axis independently of the above-mentioned stand. The second support mechanism to be performed and
A pedestal arm provided with the above-mentioned pedestal, which rotatably supports the X-ray tube arm around the first rotation axis,
The pedestal arm drive unit that generates power for rotating the pedestal arm around the first rotation axis, and the above-mentioned pedestal arm drive unit.
An X-ray tube arm drive unit that generates power for rotating the X-ray tube arm around the second rotation axis,
An X-ray diaphragm with a variable aperture for limiting the solid angle of X-rays generated from the X-ray tube,
By controlling the X-ray tube arm and the X-ray throttle according to the rotation angle of the X-ray tube arm and the rotation angle of the above-mentioned stand arm, the X-ray tube can be changed to the rotation angle of the X-ray tube arm. A shooting control circuit that illuminates a fixed range regardless of
Equipped with
The X-ray tube arm is supported by the second support mechanism between the first support mechanism and the second support mechanism and at a position upward from the lower end of the X-ray tube arm, and the second support mechanism is used . Ru is rotated around the rotational axis,
Mammography equipment.

The imaging control circuit performs tomosynthesis imaging by fixing the above-mentioned pedestal arm at an arbitrary rotation angle around the first rotation axis and rotating the X-ray tube arm around the second rotation axis. Item 1. The mammography apparatus according to item 1.

An image processing unit that corrects the X-ray image generated by the tomosynthesis imaging of the target angle based on the ratio of the intensity of the calibration image of the target angle to the calibration image of the reference angle generated by the calibration imaging. ,
2. The mammography apparatus according to claim 2.