JPWO2007007473A1 - デジタル放射線画像撮影システム - Google Patents

Abstract

読取制御単位のどのような位相（位置）に結像しても位相コントラスト撮影の効果であるエッジを確実に検出することができるデジタル放射線画像撮影システムを提供する。被写体にＸ線を照射するＸ線管と、被写体を透過したＸ線を検出するデジタル検出器と、を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、前記Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、Ｘ線管焦点から被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、被写体からデジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、とするとき、Ｄ≧（２Ｓ−Ｅ）／（Ｍ−１） である。

Description

この発明は、拡大撮影手法のひとつである位相コントラスト撮影方法により被写体をデジタル的に撮影し、得られたデジタル画像データ（当該被写体の拡大された画像）を、読影医の診断スタイル（被写体と略等倍（ライフサイズと呼称される）の画像に基づき診断）に合致するよう、縮小して出力するデジタル放射線画像生成システムに関する。

位相コントラスト撮影方法で撮影された画像は、病巣辺縁部（輪郭）がエッジ強調された視認性の高い画像となり、医療分野での期待が高く、特にマンモグラフィ（乳房画像）分野に於ける診断精度の向上が期待される。

医用画像分野においても、デジタル化が進みつつあり、デジタル画像撮影では、画像の読み取りの空間分解能は、Ｘ線検出器の読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチの大きさに依存して制限を受ける。この場合、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチより小さい被写体は描写できず、また、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチより大きい被写体であっても、被写体の輪郭描写が不鮮明となってしまう等の問題がある。

ここで、Ｘ線検出器の構造が微細化・複雑化すると共に、取り扱うデータ容量が増大することから、Ｘ線検出器やデータ処理用のメモリ等のコストが上昇し、データ処理時間が増大してしまうという不都合が生じる。

勿論、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチは重要ではあるが、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチの微細化のみを図っても、最終的に読影医に提供する画像(診断に供する画像）におけるエッジ強調された辺縁部（輪郭部）の視認性向上を達成できない。

位相コントラストＸ線画像のデジタル画像を得るデジタルＸ線画像検出器を備え、このデジタルＸ線画像検出器の読取画素サイズが、位相コントラストＸ線画像の位相コントラストエッジ強調半値幅と略同等であるデジタル位相コントラストＸ線画像撮影システムが特許文献１に開示されている。

また、例えば、ＣＲ（Computed Radiography）やＦＰＤ(Flat Panel Detector)等を使用して、位相コントラスト撮影を行い、得られた画像データを、フィルムやビューアに出力する際に、位相コントラスト撮影時の撮影倍率(拡大倍率)：Ｍ、読取時の最小制御単位(画素サイズ):Ａ、出力時の最小制御単位(画素サイズ):Ｂ、とし、Ｂ＝Ａ／Ｍであると、読取画素と出力画素とを１：１に対応付けることが可能である。この場合、縮小補間処理が不要となるので、補間処理時に前記エッジ強調された辺縁画像の一部を消失することがなく、画像劣化を生じず、好ましいことが知られている。
特開２００３−１８０６７０号公報

この位相コントラスト撮影方法による画像の特徴である、周囲とは異なる特性領域の辺縁（境界）部分がエッジ強調された画像を、フィルムやビューアに視認性良く画像出力するためには、エッジ強調された辺縁画像をつぶさず忠実に出力することが必要である。

上記特許文献１においては、ＣＲプレートやＦＰＤ等の検出器の各最小制御単位への病巣辺縁部の結像位置によっては、最小制御単位内に出力信号の山の一部と谷の一部とが共存する場合がある。この場合、山と谷とで出力信号値が相殺されるため、当該最小制御単位における出力信号値が低くなり、山や谷の結像していない最小制御単位における出力信号値と差が小さくなったり、場合によっては同等レベルになってしまう。その結果、読み取り段階でエッジ強調された画像を得ることができなくなり、その後いかに忠実に再現できる出力装置を用いても、満足のいくエッジ強調された画像を得ることができなくなってしまう。

本発明は、以上のような問題に鑑みてなされたものであり、位相コントラスト撮影方法により生成された画像を、デジタル的に読み取るに際し、個々の読取制御単位に対し、どのような位相（位置）に結像しても位相コントラスト撮影の効果であるエッジを確実に検出することができるデジタル放射線画像撮影システムを提供することを目的としている。

本発明のデジタル放射線画像撮影システムは、被写体にＸ線を照射するＸ線管と、前記被写体を透過したＸ線を検出するデジタル検出器と、を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、前記Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、前記デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、前記Ｘ線管焦点から前記被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、前記被写体から前記デジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、とするとき、Ｄ≧（２Ｓ−Ｅ）／（Ｍ−１）であることを特徴としている。

また、本発明のデジタル放射線画像撮影システムは、被写体にＸ線を照射するＸ線管と、前記被写体を透過したＸ線を検出するデジタル検出器と、を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、前記Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、前記デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、前記Ｘ線管焦点から前記被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、前記被写体から前記デジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、とするとき、Ｄ≧２Ｓ／（Ｍ−１）であることを特徴としている。

本発明によれば、位相コントラスト撮影方法により生成された画像を、デジタル的に読み取るに際し、エッジの山と谷が同一の読取制御単位内に含まれることが無いので、個々の読取制御単位に対し、どのような位相（位置）に結像しても位相コントラスト撮影の効果であるエッジを確実に検出することができる。

デジタル放射線画像撮影システムの概略構成図である。 Ｘ線撮影装置の概略構成図である。 Ｘ線の屈折によって被写体画像の位相コントラストエッジ強調が生ずる原理を説明する図である。 位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図である。 クーリッジＸ線管を用いる場合の位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図である。 デジタル検出器の画素サイズが一定の大きさをもっていても検出可能なことを説明する図である。 理想的な点光源から放射されたＸ線によりできる場合のエッジ強調幅よりも幾何学的不鋭により広がることを説明する図である。 半値幅ＥＢと同じ読取サンプリングピッチＳでサンプリングすることにより常時エッジを認識可能であるが、エッジが認識されない場合があることを説明する図である。 デジタル検出器での最小制御単位（読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチ）Ｓと、画像出力装置の最小制御単位（出力画素サイズ又は出力書き込みピッチ）Ａの関係を示す図である。 一制御単位を説明する図である。 プラスチックファイバ画像のモデル図である。 ファイバ画像の濃度から基準濃度を差し引いて得られた差分濃度と位置との関係を示す図である。 図１２のエッジ部分の拡大図である。 第２の実施形態に係るデジタル放射線画像撮影システムを示す図である。 図１４のＪＯＢマネージャの内部構成を示す図である。 図１４の各出力装置の出力設定情報が記憶された出力設定テーブル例を示す図である。 ＪＯＢマネージャにより実行される出力制御処理の流れを説明するフローチャートである。 拡大画像と最小出力単位が異なる場合のその出力画像との関係を示す図である。

符号の説明

１ Ｘ線撮影装置
２ 画像処理装置
４ 画像出力装置
４ａ ビューア
４ｂ プリンタ
６ 保存装置
１００ デジタル放射線画像撮影システム
１０１ａ〜１０１ｄ 画像生成装置
１０２ ＪＯＢマネージャ
１０３ ＤＢ
１０４ａ〜１０４ｃ 画像記録装置
１０４ｄ、１０４ｅ 画像表示装置

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るデジタル放射線画像撮影システムを図１に示す。本実施形態のデジタル放射線画像撮影システムは、位相コントラスト撮影装置（Ｘ線撮影装置）１、画像処理装置（ワークステージョン）２、画像出力装置４（ビューア４ａ、プリンタ4ｂ）、及び保存装置６がＬＡＮ、ＷＡＮ等で接続されている。各装置はＤＩＣＯＭプロトコルに対応した通信が可能となっており、位相コントラスト撮影方法により生成されたデジタル画像データを、デジタル的に再現する。

まず、位相コントラスト撮影装置１では、２次元平面デジタル画像撮影が行なわれ、このＸ線画像が撮影されると、画像信号が取り出されて画像処理装置２で画像処理が行なわれる。さらに、画像信号は、画像出力装置４のビューア４ａで画像表示され、また、プリンタ4ｂで画像プリント出力される。

位相コントラスト撮影装置１は、いわゆるデジタル画像撮影装置が好ましく、ＣＲ、ＦＰＤ、分割型Ｘ線検出器などのデジタル検出器を備える。又、スクリーン、フィルム系で撮影し、現像後のフィルムをデジタイザでデジタル化したものであっても良い。

ＦＰＤはいわゆる直接型と間接型との２種類があり、本発明においては、これら方式についてはなんら制限するものではない。直接型ＦＰＤでは、Ｘ線をａ−Ｓｅなどに照射し、発生した電荷を集めて一旦コンデンサなどに蓄積する。そして、２次元的に順番にその蓄積電荷を取り出して、最終的に画像信号とするものである。

分割型Ｘ線検出器は、Ｘ線を照射すると可視光を発光する平面のシンチレータに直接ＣＣＤを当接させて画像信号を取り出すものや、発光光をガラスファイバで収集しＣＣＤに導いて画像信号を取り出すもの、あるいはレンズ等を用いて発光光をＣＣＤに導いて画像信号を取り出すものである。

デジタル検出器の読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチを、読取時の最小制御単位Ｓ（μｍ）と定義する。最小制御単位Ｓは、１０≦Ｓ≦２００μｍが好ましい。２００μｍより大きいと、被写体透過Ｘ線像を正確に取得することが難しく、１０μｍより小さいと、歩留まりが悪く製造コストも高くなる。より好ましくは、３０≦Ｓ≦１００μｍであり、この範囲で読取サンプリングを行うことにより、位相コントラスト撮影で得られたエッジ強調された境界画像を欠落すること無しに読み取ることが可能となり、鮮鋭性が向上する。

ビューア４ａは、撮影済データを表示させ、撮影部位のポジショニングの良否を確認するために使用する。良好な場合、技師は、記憶装置等の保存装置６に当該データを送信し、保存する。また、これと同時に、図示せぬ読影医のワークステーションに、当該画像データを送信することとしても良い。

ビューア４ａには、陰極線管（ＣＲＴ）、液晶、プラズマディスプレイ、液晶プロジェクター、有機ＥＬ等を用いることができる。ビューア４ａにおいて、輝度：４００〜１０００ｃｄ／ｍ^２、コントラスト比：２００〜１００００、情報の深さ：８あるいは１６ｂｉｔ、が好ましい。画面の大きさはとくに制限はないが、撮影部位全体が表示されるサイズが好ましい。患者の氏名、撮影拡大率、撮影年月日等の文字情報を画像と一緒に表示することが好ましい。また、過去画像、Ｘ線ＣＴ・ＭＲＩ等の他のモダリティ画像、切除検体画像や眼底写真等のカラー画像等を同時にあるいは別々に表示してもよい。

ビューア４ａの出力画素サイズ又はプリンタ４ｂの出力書き込みピッチを、出力時の最小制御単位Ａ（μｍ）と定義する。

次に、位相コントラスト撮影方法を図２に基づいて説明する。図１のＸ線撮影装置１の概略を図２に示す。密着撮影とは、デジタル検出器１０あるいはデジタル検出器１０を含む部材に被写体１１を当接させた状態で撮影することをいう。被写体１１のデジタル検出器１０側の位置からデジタル検出器１０あるいはそれを含む部材までの距離をＲ２として定義する。密着撮影は、Ｒ２＝０あるいは実質的に０であることを意味する。実質的に０とは、Ｒ２が０．０５ｍ以下、あるいは拡大率Ｍが１．１未満であることを意味する。拡大率Ｍは、投影画像の最大長を被写体本体の対応する部分の長さで除したときに得られる値で定義される。

１＜Ｍ≦１０の拡大率Ｍを選択することにより、位相コントラスト画像が得られる。好ましくは、１．４≦Ｍ≦３であり、この範囲の拡大率Ｍを選択することにより、診断画像として使用可能な高画質の位相コントラスト画像が得られる。

図２に示すように、デジタル検出器１０を被写体１１より離して設置すると、Ｘ線管１３から放射されるＸ線により、位相コントラスト画像１２を撮影することができる。Ｒ２が０．０５ｍを越える場合や拡大率Ｍが１．１以上の場合が位相コントラスト撮影である。

本実施形態のＸ線管１３の焦点ａと被写体１１との距離Ｒ１は、一般的な撮影室の形状（特に、床〜天井の距離）及び被写体の厚みを考慮すると、０．１５≦Ｒ１≦５ｍ、さらに画質及び作業効率を考慮すると、好ましくは０．２５≦Ｒ１≦２ｍである。また、被写体１１とデジタル検出器１０との距離Ｒ２は、一般的な撮影室の形状（特に、床〜天井の距離）及び診断可能な画質を考慮すると、０．１５≦Ｒ２≦５ｍ、好ましくは０．５≦Ｒ２≦２ｍである。

Ｘ線管１３は、回転陽極熱電子管が好ましい。すなわち、フィラメントから電子が放射され、１０ｋＶ以上５００ｋＶまでの任意の電圧をかけた陽極に電子が衝突し、その運動エネルギーが電磁波に変換されてＸ線が放射されるものである。この場合、電子を放出するものがフィラメントでもよいが、カーボンナノチューブを用いても差し支えない。陽極はモリブデンやタングステン金属からなり、熱電子の衝突により発熱で陽極が損傷しないように陽極を回転させることが好ましい。熱電子が陽極に衝突する部分の形状は、放射される方向から見たとき、一般に正方形に設計され、焦点とよばれる。この正方形の一辺長が焦点径Ｄと呼ばれ、Ｘ線源の大きさを表すものである。焦点径Ｄは、一般にＸ線管の製造メーカがその仕様として提示するものであり、そしてＪＩＳ Ｚ４７０２に定められるようにピンホールカメラあるいはテストチャートを用いて測定することができる。

焦点径Ｄは、１≦Ｄ≦３００μｍ、好ましくは３０≦Ｄ≦１００μｍである。１μｍ以上の焦点径Ｄを選択することにより、被写体１１を透過するだけのＸ線出力が得られ、３０μｍ以上で、診断に適した高画質の画像が得られる。焦点径が小さいと、画質は良くなるが撮影時間が長くなる。又、マンモグラフィ等では百μｍ程度の構造物の形状を観察する必要があるため、より小焦点化が望まれることから３０μｍ以上１００μｍ以下となる。３０≦Ｄ≦１００μｍの焦点径Ｄを選択することにより、デジタル検出器１０で検出可能なエッジ像が得られ、高鮮鋭度の画像が得られる。

デジタル検出器１０の読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチである最小制御単位Ｓ（μｍ）は、１０≦Ｓ≦２００μｍであり、好ましくは３０≦Ｓ≦１００μｍである。最小制御単位Ｓが小さいほど、緻密な画像が得られ、細部の構造まで見ることが可能になるが、検出部の製造が困難になり、製品歩留まりを低下させる。デジタル検出器１０の検出領域は、被写体部位の拡大された領域を全てカバーすることが好ましい。

画像出力装置４の出力画素サイズ又は出力書き込みピッチである最小制御単位Ａは、２５≦Ａ≦３００μｍであり、最小制御単位Ａが大きすぎると、画像の輪郭がぼやけて見え、小さいほど、緻密な画像が表示でき、細部の構造物まで見ることができる。しかし、最小制御単位Ａが小さくなると、歩留まりが悪くなるとともに製造コストが増大してしまう。また、画像データ量が多くなり、表示や画像の切り替えに時間が掛かるため作業効率が低下する。

好ましくは５０≦Ａ≦２００μｍであり、２００μｍを超えると、微細な構造物を見るような細かい診断の場合には診断しにくくなることがある。

位相コントラスト撮影装置１は、上記の方法で撮影を行い、Ｘ線の屈折によって被写体像の辺縁にエッジが生ずる現象を利用して、より鮮鋭度の高い放射線画像を取得するための装置である。

位相コントラスト撮影では、図３に示すように、被写体１１の辺縁の外側では、被写体１１の辺縁を通過したＸ線が屈折してデジタル検出器１０上で被写体１１の横を通過したＸ線と重なり、Ｘ線強度が強くなる。逆に、被写体１１の辺縁の内側付近では、Ｘ線強度が弱くなる。このように、Ｘ線強度は、被写体１１の辺縁を境にして、外側に山、内側に谷が生じ、エッジ強調される。このエッジ強調作用は、エッジ効果ともよばれる。このエッジ強調作用により、辺縁がくっきりと描写される鮮鋭性の良好なＸ線画像を得ることができる。

このとき、Ｘ線源を点光源としてみなすと、図４に示すように、位相コントラストエッジ強調の半値幅Ｅは、次の式（１）で表すことができる。

Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）^１／３｛Ｒ２δ（２ｒ）^１／２｝^２／３・・・（１）
δはＸ線の屈折が起こる部分での屈折率差、ｒは物体（被写体）の半径である。

一方、医療現場や非破壊検査施設では、クーリッジＸ線管５（熱電子Ｘ線管とも言う）が広く使用されている。クーリッジＸ線管５を用いる場合を図５に示す。クーリッジＸ線管５では、熱電子がタングステンなどの金属陽極に衝突してＸ線を放射し、焦点と呼ばれるほぼ正方形の窓から放射状にＸ線が飛び出す。この正方形の窓の一辺の長さを焦点径という。クーリッジＸ線管５を用いるときは、Ｘ線源を理想的な点光源とみなすことができない。すなわち有限の大きさをもつＸ線源としての焦点によって、図６に示すように、いわゆる幾何学的不鋭によって位相コントラストエッジ強調の半値幅Ｅが広がり、かつ強度が減少する。このとき位相コントラストエッジ強調の半値幅Ｅは式（２）のように表すことができる。
ＥＢ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）^１／３｛Ｒ２δ（２ｒ）^１／２｝^２／３＋Ｄ（Ｒ２／Ｒ１）・・・（２）
ここで、Ｄは、使用するクーリッジＸ線管５の焦点径を表す。

クーリッジＸ線管５を用いる場合、上記のように幾何学的不鋭により位相コントラストエッジ強調の半値幅Ｅが広がり、エッジ強調画像がボケてしまうが、逆に半値幅Ｅが広がるため、デジタル検出器１０の画素サイズが比較的大きい場合でも、エッジ強調画像の検出が可能となる。

位相コントラスト撮影により得られた高鮮鋭な画像を診断画像として提供するためには、第１にエッジ強調画像を精度良く検出し、第２に検出したエッジ強調画像の画像情報を失わずに診断可能な状態で出力しなければならない。

まず、検出について説明する。位相コントラスト撮影法により得るエッジ強調半値幅は、図７に示すように、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで表される。Ｅは、Ｘ線管のＸ線源が理想的な点光源から放射されたＸ線により形成されるエッジ強調幅である。Ｂは、幾何学的不鋭によるボケの大きさである。焦点径Ｄを有する光源より放射されたＸ線によるエッジ強調幅ＥＢは、理想的な点光源から放射されたＸ線により形成されるエッジ強調幅Ｅよりも幾何学的不鋭により広がる。ＥＢは、エッジ強調半値幅であり、エッジの山−谷間距離を表し、理想的なエッジ強調幅ＥにボケＢを加えたＥ＋Ｂで表される。

ＥＢが読み取り最小制御単位（読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチ）Ｓよりも小さい場合には、エッジ強調の視認性が低い、条件によっては視認出来ない画像となる確率が高い。

これは、ＥＢがＳよりも小さいため、エッジの山と谷が同一読取最小制御単位内に含まれることにより一部又は全てが相殺されることに因る。

ＥＢがＳより小さい前記の場合でも、読取最小制御単位に対するエッジ結像位置によっては、エッジの山と谷を、それぞれ別々の制御単位で捕らえ、エッジ強調の視認可能な画像が得られる場合もある。しかし、読取最小制御単位に対するエッジ結像位置が適正な位置となるか否かは確率論的に決定されるため、同じ撮影条件で撮影した画像でも、エッジが見える場合と見えない場合が出てきてしまう。エッジを視認できる確率は、ＥＢがＳと比べて大きいほど高くなり、ある大きさ以上では常にエッジが視認可能となる。

被写体を透過したＸ線画像を、デジタル検出器で取り込む場合、標本化定理を満足する必要がある。

標本化定理とは、「アナログ画像の持つ最大空間周波数がｆｍａｘ（ｃｙｃｌｅｓ／ｍｍ）であるとき、標本化間隔（サンプリング間隔）Δｘ（ｍｍ）は、Δｘ≦１／（２ｆｍａｘ）に設定する必要がある。」と言う定理である。

上記を具体的な値で表すと、例えば、アナログ画像の持つ最大空間周波数が５ｃｙｃｌｅｓ／ｍｍの場合、０．１ｍｍ以下の標本化間隔（サンプリング間隔）でデジタル化する必要がある、と言う意味である。

今、エッジの山と谷を合わせた幅２ＥＢがその画像の持つ最大空間周波数（ｆｍａｘ）の周期であるような画像を仮定し、前記標本化定理を適用すると、エッジをデジタル検出器で検出するために必要なサンプリング間隔を求めることができる。

このとき、最大空間周波数ｆｍａｘは、ｆｍａｘ＝１／（２ＥＢ）（ｃｙｃｌｅｓ／ｍｍ）で表される。従って、エッジを再現するために必要なサンプリング間隔Δｘは、Δｘ≦ＥＢ（ｍｍ）であり、エッジ強調半値幅ＥＢ以下の読取幅であれば、エッジの山と谷とを検出できることとなる（図８（ａ））。

しかし、エッジ強調半値幅ＥＢと同じサイズの読取最小制御単位Ｓでサンプリングを行う場合に、確率は低いが、各読取最小制御単位Ｓと結像位置(位相)との関係が図８（ｂ）のようになる（図８（ａ）に対してＬ＝Ｓ／２だけずれる）と、検出された信号値では、各読取最小制御単位で読み取った信号値が同一強度（又は出力強度差はあるが、人間の目で視認できないほど小さい強度差）となるため、エッジを認識できなくなる。

従って、エッジを認識する為には、Ｓ＜ＥＢである必要があり、より確実にエッジを検出する場合には、Ｓ≦ＥＢ／２であることが好ましい（図８（ｃ））。

一方、幾何学的不鋭によるボケＢは、Ｂ＝Ｄ（Ｍ−１）で求めることができるので、Ｓ≦ＥＢ／２、すなわち、Ｓ≦（Ｅ＋Ｂ）／２より、
Ｄ≧（２Ｓ−Ｅ）／（Ｍ−１）・・・（３）
となる。

本実施形態においては、Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、デジタル検出器の最小制御単位（読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチ）Ｓ（μｍ）、Ｘ線管焦点から被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、被写体からデジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、とするとき、Ｄ≧（２Ｓ−Ｅ）／（Ｍ−１）である。

以上のように、Ｄ≧(２Ｓ−Ｅ)／（Ｍ−１）となるような放射線画像撮影システムであれば、エッジを確実に検出することができる。

次に、出力について説明する。位相コントラスト撮影をすることにより検出画像は実寸よりも拡大された画像となる。そのため、図９に示すように、デジタル検出器１０での最小制御単位(読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチ)Ｓを画像出力装置４の最小制御単位(出力画素サイズ又は出力書き込みピッチ)Ａに対応させるにあたり、画像を実寸大に縮小する必要があるため、Ｓ＞Ａである必要がある。

このとき、デジタル検出器１０の最小制御単位Ｓと、画像出力装置４の最小制御単位Ａのｎ個の集合体と、をデータとして対応付ける（デジタル検出器１０の最小制御単位Ｓ毎の透過Ｘ線量に基づき算出された濃度値又は輝度値を、画像出力装置４の最小制御単位Ａのｎ個の集合体の出力データとして割り付ける）。図１０（ａ）に示すように、デジタル検出器１０の最小制御単位Ｓに対して、画像出力装置４の物理的分解能である１つのピクセルを一制御単位として対応付ける場合もあるし（ｎ＝１に相当）、図１０（ｂ）に示すように、ｍ×ｎの複数のピクセル（例えば、２×２＝４ピクセル（ｎ＝４に相当））を一制御単位として対応付ける場合もある。複数のピクセルを対応付ける場合、各ピクセルの出力値を平均して、当該領域の出力値として扱う。両制御単位が相似形の場合には、縦、横ともに同数の最小制御単位を有し（ｍ＝ｎ）、両制御単位が相似形で無い場合には、ｍ≠ｎとなる。

このようにすれば、縮小補間処理が不要となり、縮小補間処理に伴ってエッジ強調画像が消失してしまうことが無く、エッジ強調された境界部において良好な視認性が得られる。

特に、拡大率がＭの場合、Ｓ＝ＭＡ、ｎ＝１の条件であれば、倍率も一致する（ライフサイズでの出力が可能となる）。

上記の実施形態では、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂとしたが、エッジ強調半値幅ＥＢは、一般的な医療用撮影装置に使用されている焦点径と撮影条件では、そのほとんどがボケ幅Ｂであり（ボケ幅Ｂは、理想的なエッジ強調半値幅Ｅの数倍から数十倍であり）、ＥＢ＝Ｂと近似することが可能である。

ＥＢ＝Ｂとすると、Ｓ≦Ｂ/２となり、
Ｂ＝Ｄ（Ｍ−１）から、
Ｄ≧２Ｓ／（Ｍ−１）・・・（４）
となる。

この場合においても、上記の実施形態の場合と同様に、エッジを確実に検出することができる。また、出力についても上記の実施形態の場合と同様である。
[撮影実験例]
評価は、被写体として半径１ｍｍの円柱状プラスチックファイバを撮影し、２５μｍ≦Ａ≦３００μｍの範囲の最小制御単位Ａを有するイメージャにて、画像をプリントした。プリントされた画像のエッジ部をマイクロデンシトメータにて１条件につき、２０箇所スキャンしてエッジ強調度を観察した。

撮影条件は、Ｘ線エネルギーを５０ＫｅＶ、照射Ｘ線量５０ｍＡｓ、拡大率Ｍ＝１．７５(Ｒ１＝１ｍ、Ｒ２＝０．７５ｍ)、拡大率Ｍ＝２(Ｒ１＝１ｍ、Ｒ２＝１ｍ)で撮影実験を行った。

使用Ｘ線源としては、焦点径の設定の都合により、焦点径Ｄが１８μｍ〜３００μｍまで変更可能に改良された非破壊検査用Ｘ線源を用いた。Ｘ線管のターゲット(陽極)としては、回転陽極式のタングステン管を用いた。尚、焦点径は実測サイズであり、表示サイズではない。

デジタル検出器としては、ＣＲであるコニカミノルタ社製カセッテタイプダイレクトデジタイザＲｅｇｉｕｓ ＭＯＤＥＬ １９０を用いた。読取サンプリングピッチ（読取最小制御単位Ｓ）は、４３．７５μｍと８７．５μｍの２種類である。

出力装置としては、コニカミノルタ社製レーザーイメージャＤＲＹＰＲＯ ＭＯＤＥＬ ７９３を用いた。出力書き込みピッチ（出力最小制御単位Ａ）は、２５μｍ、４３．７５μｍの２種類である。そして、デジタル検出器の読取サンプリングピッチで得られた各デジタルデータを、出力書き込みピッチのデータに１：１で対応付け、フィルム出力を行った。
式（３）及び式（４）における焦点径のＤの範囲は、以下のようになる。
ｄ＝８×１０^−７、ｒ＝０.００１ｍ、Ｍ＝１.７５、Ｅ＝２４.９μｍ、Ｓ＝４３.７５μｍのとき、Ｄ≧８３.５８（式（３））、Ｄ≧１１６.６７（式（４））。
ｄ=８×１０^−７、ｒ＝０.００１ｍ、Ｍ＝１.７５、Ｅ＝２４.９μｍ、Ｓ＝８７.５μｍのとき、Ｄ≧２００（式（３））、Ｄ≧２３３（式（４））。
ｄ＝８×１０^−７、ｒ＝０.００１ｍ、Ｍ＝２、Ｅ＝３１.４６μｍ、Ｓ＝８７.５μｍのとき、Ｄ≧１４３（式（３））、Ｄ≧１７５（式（４））。

図１１は、プラスチックファイバ画像の一例である。図１１の線分１００の上をマイクロデンシトメータで走査し、ファイバ画像の濃度を測定した。また、基準濃度として、一様露光部の濃度を測定した。ファイバ画像の測定濃度から基準濃度を差し引くことにより、差分濃度を求めた。

図１２は、得られる差分濃度の結果の一例である。フィルムに出力された画像上で、エッジが明確に視認できるものについては、図１２の「エッジ認識」のような形状のグラフが得られる。つまり被写体側と空気側の界面近傍にピークが見られるグラフが得られる。
エッジの視認性が低下するに伴い、グラフ上のピークは低くなっていく。エッジが視認できないものについては、図１２の「エッジ非認識」のような形状のグラフが得られる。

また、エッジを捕捉できたり、できなかったりしている画像では、２０測定点を平均化するとエッジ強調ピークの高さが低くなる。

図１３は、本撮影実験例における測定結果であり、図１２の円形で囲まれた部分に相当する、エッジ部分の拡大図である。実験条件は表１の通りである。式（３）及び式（４）を満たす場合を□、満たさない場合を■で示している。

この表１から明らかなように、式（３）を満たす場合（測定例２，４，６，７）には、デジタル検出器の個々の読取制御単位に対し、プラスチックファイバ辺縁が色々な位相の結像位置となるように配置（斜め配置）した図１１のような被写体であっても、プラスチックファイバの各稜線（辺縁）には、書き込みピッチの大きさに依らず、明瞭な高強度のエッジが連続的に観察された。一方、式（３）を満たさない場合（測定例１，３，５）には、エッジが観察されなかった。

これは、本件発明のデジタル読取部（検出部）により、読み取りの段階で、辺縁部の位相コントラスト効果（エッジ強調）画像を、デジタル的に高強度に検出していることにほかならない。

この傾向は、読取サンプリングピッチＳ、出力書き込みピッチＡ 、焦点径Ｄを変えても変らなかった。

式（４）を満たす場合（測定例２，４，６）にも明瞭な高強度のエッジが確認された。測定例７のように式（４）を満たさない場合にもエッジが確認されている。これは、式（４）は、式（３）よりも狭く限定されており、式（４）の範囲は必ず式（３）の範囲内にあるからである。測定例７においては、上述したように、式（３）は満たしている。

本実験のようにプラスチックファイバを用いた実験では、式（３）を適用しＤ、Ａ、Ｓ、Ｍの関係を規定することが可能である。しかし、実際に生体を撮影する場合には、様々な化合物が混じりあうとともに形状も複雑であり、式（３）を用いた計算が難しい。それに対し、式（４）は被写体ではなく装置のセッティングで決定される値のみを使用した式であり、簡便に計算でき実用的である。

この場合、「Ｓ−Ｅ」 を「Ｓ」として近似する式（４）による結果は、式（３）による結果と略同等の結果が得られ、実用的には、式（４）を用いると良いことがわかる。

以上のように、本発明によれば、位相コントラスト撮影方法により生成された画像を、デジタル的に読み取るに際し、エッジの山と谷が同一の読取制御単位内に含まれることが無いので、個々の読取制御単位に対し、どのような位相（位置）に結像しても位相コントラスト撮影の効果であるエッジを確実に検出することができる。その結果、最終出力画像（フィルム、又はビューア）におけるエッジ視認性が向上する。
（第２の実施形態）
図１４に、本実施形態におけるデジタル放射線画像撮影システムの構成を示す。

図１４に示すように、デジタル放射線画像撮影システムは、画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄ、ＪＯＢマネージャ１０２、ＤＢ（Data Base）１０３、画像記録装置１０４ａ〜１０４ｃ、画像表示装置１０４ｄ、１０４ｅを備えて構成されている。各装置は、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）の規格に準拠したネットワークＮを介して互いに情報の送受信が可能に構成されている。

画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄは、被写体を撮影したＸ線画像のデジタルデータを生成するものであり、撮影動作とＸ線画像の生成動作を一台で行う撮影系の画像生成装置１０１ａ、１０１ｂと、撮影装置とは別体に構成され、可搬型の画像検出器に記録されたＸ線像を読み取ってＸ線画像データを生成する読取系の画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄとに分類される。

撮影生成系の画像生成装置１０１ａ、１０１ｂは、Ｘ線管、画像検出器（ＦＰＤ又は蛍光体シート）等からなる撮影手段と、画像検出器に記録されたＸ線画像を読み取り画像データを生成する画像生成手段とを備えて、撮影動作とともに画像生成動作を行うものである。画像生成手段は、Ｘ線画像をデジタル化するデジタル画像検出器として機能する。

一方、読取系の画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄの場合、画像生成手段（デジタル画像検出器として機能する）のみを備えており、撮影動作は、別体に構成された撮影装置によりカセッテ等の可搬型の画像検出器を用いて行われる。画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄは、この撮影動作によりカセッテに記録されたＸ線画像の読取動作を行う。

何れの画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄであっても、位相コントラスト撮影の方法、Ｘ線画像の生成方法は同じである。撮影方法等についての詳細は、後述する。

ＪＯＢマネージャ１０２は、デジタル放射線画像撮影システムにおけるＸ線画像の流れを制御し、管理するものである。また、Ｘ線画像を画像記録装置１０４ａ〜１０４ｃ又は画像表示装置１０４ｄ、１０４ｅの各出力装置により出力する際の出力制御を行う。

また、ＪＯＢマネージャ１０２は、撮影オーダ情報と呼ばれる撮影に関して医師により指定された撮影指示情報を図示しないＨＩＳ（Hospital Information System）又はＲＩＳ（Radiology Information System）から受信して記憶している。ＪＯＢマネージャ１０２は、この撮影オーダ情報に基づいて、撮影されたＸ線画像の管理を行う。例えば、撮影オーダ情報には、撮影対象の被写体（患者）に関する患者情報（氏名、年齢、性別等）、撮影に関する撮影情報（撮影対象部位、撮影方向、撮影方法等）が含まれるので、ＪＯＢマネージャ１０２はＸ線画像に対応する撮影オーダ情報を検索し、当該撮影オーダ情報に含まれる患者情報、撮影情報等をＸ線画像に付帯させる。また、画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄにおける画像生成時の画像生成情報（画像生成時の最小生成単位、画像データ量等）をＸ線画像に付帯させる。各Ｘ線画像は付帯情報により個別に識別することが可能となる。

図１５に、ＪＯＢマネージャ１０２の内部構成を示す。

図１５に示すように、ＪＯＢマネージャ１０２は、制御部１２１、操作部１２２、表示部１２３、通信部１２４、記憶部１２５を備えて構成されている。

制御部１２１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成されており、記憶部１２５から各種制御プログラムを読み出して当該プログラムとの協働により、各種演算及び各部１２２〜１２５の動作の集中制御を行う。

操作部１２２は、キーボード、マウス等を備え、これら操作子の操作に応じた操作信号を生成して制御部１２１に出力する。

表示部１２３は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のディスプレイを備え、このディスプレイ上に各種操作画面や制御部１２１による処理結果等の各種表示情報を表示する。

通信部１２４は、ネットワークインターフェイスカード等の通信用インターフェイスを備えて構成されており、ネットワークＮ上の各装置と情報の送受信を行う。

記憶部１２５は、各種制御プログラムや、プログラムの実行に必要なパラメータ、制御部１２１による処理結果等のデータを記憶している。

また、記憶部１２５は、出力設定テーブル２５１を記憶している。

出力設定テーブル２５１は、デジタル放射線画像撮影システムに含まれる出力装置、つまり画像記録装置１０４ａ〜１０４ｃ、画像表示装置１０４ｄ、１０４ｅにおける出力設定情報を管理するためのテーブルである。

例えば、出力設定テーブル２５１には、図１６に示すように、各出力装置に固有に付されている出力装置ＩＤ（１０４ａ〜１０４ｄ等）毎に、出力装置の出力形態（フィルム記録又はモニタ表示）、出力可能な最小出力単位Ａ（出力時の最小制御単位ともいう）（単位μｍ）の各種出力設定情報が記憶されている。ここで、最小出力単位Ａとは、Ｘ線画像を出力する際のその出力画像を構成する最小の構成単位をいい、具体的には画素サイズ、書き込みピッチサイズをいう。なお、一の出力装置で複数の最小出力単位による出力が可能な場合には、複数の最小出力単位の設定情報が記憶されている。これらの出力設定情報は、出力装置が新規にデジタル放射線画像撮影システムに導入される毎に登録され、設定される。

ＤＢ１０３は、大容量メモリから構成され、撮影により生成されたＸ線画像を記憶している。各Ｘ線画像は、ＪＯＢマネージャ１０２により付帯された付帯情報によりＤＢ化され、管理される。

画像記録装置１０４ａ〜１０４ｃ、画像表示装置１０４ｄ、１０４ｅは、Ｘ線画像の出力処理を行うものであり、画像記録装置１０４ａ〜１０４ｃはフィルムにＸ線画像を記録し、画像表示装置１０４ｄ、１０４ｅはモニタにＸ線画像を表示する。以下、これらを総称して出力装置１０４ａ〜１０４ｅという。

各出力装置１０４ａ〜１０４ｅは、それぞれが出力可能な最小出力単位を有している。出力装置１０４ａ〜１０４ｅは、ＪＯＢマネージャ１０２により出力対象のＸ線画像及びその出力指示情報が入力されると、当該出力指示情報に従って入力されたＸ線画像の出力処理を行う。出力指示情報には、出力時に適用する最小出力単位、その最小出力単位による出力方法、フィルムサイズ、その他の出力条件が含まれる。各出力装置１０４ａ〜１０４ｅは、入力されたＸ線画像の最小生成単位毎の信号値（画素値）を、指定された出力方法に従って指定された最小出力単位毎に割り当てて最小出力単位からなる出力画像を再構成し、この出力画像の画像出力を行う。なお、ＪＯＢマネージャ１０２において出力画像を再構成する処理を行ってこれを出力装置１０４ａ〜１０４ｅに配信し、出力装置１０４ａ〜１０４ｅはＪＯＢマネージャ１０２から配信された出力画像を出力する処理のみ行う構成であってもよい。

次に、上記デジタル放射線画像撮影システムの動作について説明する。

撮影系の画像生成装置１０１ａ、１０１ｂ等において行われる位相コントラスト撮影については、第１の実施形態の場合と基本的に同様であり、説明を省略する。

画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄにおいて高画質の拡大画像データが生成されると、各画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄにおいて画像生成時の最小生成単位Ｓ（読取時の最小制御単位ともいう）及び拡大率Ｍ等、画像生成情報を当該拡大画像に付帯させる。

撮影系の画像生成装置１０１ａ、１０１ｂの場合は、撮影後すぐ読取処理が行われてデータ生成が行われるので、画像生成装置１０１ａ、１０１ｂ側で自動的に最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍを検出して拡大画像のヘッダ領域にその情報を書き込む等する。拡大率Ｍは、技師がその情報を入力する構成としてもよいし、被写体位置と画像検出器１２の位置を画像生成装置１０１ａ、１０１ｂ側で検出できる構成であれば画像生成装置１０１ａ、１０２ｂにおいて拡大率Ｍを自動的に算出する構成としてもよい。

読取系の画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄでは、撮影後、技師が拡大画像の記録されたカセッテを画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄに装填しなければならないため、その際にオペレータに最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍの情報を入力させる構成とし、画像生成装置１０１ｃ、１０１ｄで入力された最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍの情報を読み取った拡大画像のヘッダ領域に書き込むこととする。

最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍ等の画像生成情報が付帯された拡大画像のデータは、ＪＯＢマネージャ１０２に送信される。ＪＯＢマネージャ１０２では、画像生成装置１０１ａ〜１０１ｄから拡大画像のデータが受信されると、当該拡大画像に撮影オーダ情報に基づく付帯情報が付帯され、ＤＢ１０３へ保存される。

その後、ＪＯＢマネージャ１０２では、ＤＢ１０３に保存されている拡大画像を出力装置１０４ａ〜１０４ｅに配信する出力制御処理が実行される。

以下、図１７を参照して出力制御処理の流れを説明する。なお、出力制御処理は、制御部１２１と記憶部１２５に格納される処理プログラムとの協働により実現されるソフトウェア処理である。

まず、受信された拡大画像データの付帯情報が参照され、最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍの情報が取得される（ステップＳ１）。次いで、この最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍから、縮小補間処理を行うことなく、ライフサイズで出力が可能な最適出力単位Ｑが算出される。すなわち、下記式（５）を満たす最適出力単位Ｑが求められる（ステップＳ２）。

Ｑ＝Ｓ／Ｍ・・・（５）
最小生成単位Ｓ毎の信号値を、最小出力単位Ａのそれぞれに１：１で対応させて最小出力単位Ａの信号値としたとき、縮小補間処理が不要となる。最小出力単位Ａの集合体ｎＡ（ｎは自然数の２乗の値を取り得る）に信号値を対応させる場合も同様である。例えば、拡大率Ｍが１．７５、最小生成単位Ｓが４３．７５（μｍ）、最小出力単位Ａが１２．５（μｍ）であれば、画像生成時のＳ＝４３．７５（μｍ）の１画素に対し、出力時にはＡ＝１２．５（μｍ）の画素４個分（縦：２画素×横：２画素）が１：１で対応することとなる。

よって、このような信号値の割付を行ってもライフサイズと同一又はそれに近いサイズで拡大画像の出力を行うことが可能な出力単位（最小出力単位Ａ又はその集合体ｎＡ）で出力を行うことにより、エッジ効果を保持したまま画質劣化させることなく、ライフサイズで拡大画像を出力することができる。

次に、出力設定テーブル２５１が参照され、求められた最適出力単位Ｑ又は最適出力単位Ｑに最も近い出力単位で出力可能な最小出力単位Ａであって、Ｓ＞Ａを満たす出力装置１０４ａ〜１０４ｅが選択される（ステップＳ３）。このとき、最適出力単位Ｑで出力可能な最小出力単位Ａの出力手段が優先的に選択され、次いで最適出力単位Ｑに最も近い出力単位で出力可能な最小出力単位Ａの出力手段から優先的に選択される。なお、Ｓ＞Ａの関係とするのは、拡大画像をライフサイズで出力することを目的としているためである。また、最適出力単位Ｑ（又はそれに最も近い出力単位）で出力可能な最小出力単位Ａとは、最小出力単位Ａそのもので出力可能な場合と、最小出力単位Ａの集合体ｎＡにより出力可能な場合とが含まれることを意味する。

例えば、最小生成単位Ｓが４３．７５（μｍ）、拡大率Ｍが１．７５倍であり、フィルムへの出力が指示されている場合、上記式（５）から最適出力単位Ｑは２５（μｍ）と求められる。図１６に示す出力設定テーブル２５１の例では、フィルム記録の出力形態で最小出力単位Ａが最適出力単位２５（μｍ）と同一である出力装置が、出力装置１０４ａ、１０４ｃの２つ存在する。よって、出力装置１０４ａ、１０４ｃのうち、何れか１つの出力装置が選択される。何れを選択するかは任意であってもよいし、出力対象のフィルムサイズで出力可能な方を選択する等、他の条件で絞り込むこととしてもよい。

次いで、選択された出力装置１０４ａ〜１０４ｅは、出力可能な状態か否かが判別され（ステップＳ４）、出力可能な状態でない場合には（ステップＳ４；Ｎ）、次に最適出力単位Ｑ又は最適出力単位Ｑに最も近い出力単位で出力可能な最小出力単位Ａを有する出力装置の選択が行われる（ステップＳ５）。

上記の例で説明すると、出力装置１０４ａ、１０４ｃのうち出力装置１０４ａが選択されたが、この出力装置１０４ａの電源が入っていない、或いは出力対象の画像データが多量に出力待ちしている等のステータス情報が入力されている場合には、出力不可な状態であると判別され、出力装置１０４ａを除く他の出力装置１０４ｂ〜１０４ｅのうち、次に最適出力単位Ｑと同一又は最も近い出力装置が選択される。この例では、出力装置１０４ｃが最適出力単位Ｑと同一の最小出力単位Ａ（２５μｍ）を有しているため、出力装置１０４ｃが選択される。

さらに、最適出力単位２５（μｍ）と同一の最小出力単位Ａを有する出力装置１０４ａ、１０４ｃが何れも出力不可であった場合、次に最適出力単位２５（μｍ）に近い２７（μｍ）の最小出力単位Ａを有する出力装置１０４ｂが優先的に選択される。最小生成単位Ｓ４３．７５（μｍ）の信号値を最小出力単位Ａ２７（μｍ）のサイズを有する１画素に１：１で割り付けると、図１８に示すようにその出力画像はライフサイズに対して１．０８倍だけ拡大されたものとなり、ライフサイズ（拡大率１．０）とはならない。しかし、このようなわずかな拡大率であればほぼライフサイズとして読影に問題なく使用できる範囲であるので、最適出力単位Ｑに近い出力が可能として優先的に選択することとする。

つまり、図１６に示す出力設定の場合、最小生成単位Ｓが４３．７５（μｍ）、拡大率Ｍが１．７５でフィルム出力するのであれば、出力装置１０４ａ又は１０４ｃの２５（μｍ）、出力装置１０４ｂの２７（μｍ）、出力装置１０４ｃの３０．２（μｍ）、出力装置１０４ａの４３．７５（μｍ）という順番で優先的に選択されることとなる。

このようにして、出力可能な出力装置１０４ａ〜１０４ｃが選択されると（ステップＳ４；Ｙ）、制御部１２１において出力条件が決定され、当該出力条件を示す出力指示情報が生成されて出力対象の拡大画像のデータとともに前記選択された出力装置１０４ａ〜１０４ｃに配信される（ステップＳ６）。

出力条件には、最小生成単位Ｓ毎の信号値を最小出力単位Ａに割り付ける際の条件、つまり最小生成単位Ｓの１単位における信号値を、最小出力単位Ａ（又はその集合体ｎＡ）の１単位に１：１で対応させて割り付けるという条件が含まれる。集合体単位で割り付ける場合には、その集合体ｎＡを構成する最小出力単位数ｎの情報も含まれる。出力装置１０４ａ〜１０４ｅでは、この出力指示情報に従って拡大画像から出力画像が生成されてその出力が行われるので、縮小補間処理を行うことなく、かつライフサイズ又はそれに近いサイズで出力することが可能となる。

また、選択された一の出力装置１０４ａ〜１０４ｅにおいて、複数の最小出力単位Ａによる出力が可能な場合は、何れの最小出力単位Ａを用いて出力を行うのかを示す条件が出力条件に含められる。その他、技師により指定されているフィルムサイズ等があれば、そのサイズ情報等の出力条件も含められる。

このようにして、ＪＯＢマネージャ１０２から出力対象の拡大画像及びその出力指示情報が受信された出力装置１０４ａ〜１０４ｅでは、当該出力指示情報に従って出力対象の拡大画像の出力動作が行われる。

以上のように、本実施形態によれば、異なる最小出力単位Ａを有する出力装置を複数備えたデジタル放射線画像撮影システムであっても、最小生成単位Ｓ及び拡大率Ｍに応じた出力装置により画像出力を行うよう制御することができる。これにより、位相コントラスト撮影によりエッジ強調された視認性の良い高画質な拡大画像を、縮小補間処理を行うことなく、かつライフサイズ又はそれに近いサイズで出力することができ、読影に最適なＸ線画像を提供することができる。

また、出力装置１０４ａ〜１０４ｅのうちの１つが選択された場合でも、当該選択された出力装置１０４ａ〜１０４ｅが出力可能な状態ではない場合には、他の出力装置１０４ａ〜１０４ｅから再選択するので、複数ある出力装置１０４ａ〜１０４ｅの状態を考慮しながら、出力対象画像の配信を行うことができる。

また、選択された出力装置１０４ａ〜１０４ｅにおいて複数の最小出力単位Ａが適用可能な場合には、最適出力単位Ｑでの出力を実現可能な最小出力単位Ａを指定して出力させることができる。

Claims (7)

1. 被写体にＸ線を照射するＸ線管と、
   前記被写体を透過したＸ線を検出するデジタル検出器と
   を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、
   前記Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、
   前記デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、
   前記Ｘ線管焦点から前記被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、
   前記被写体から前記デジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、
   拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、
   Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、
   とするとき、
   Ｄ≧（２Ｓ−Ｅ）／（Ｍ−１）であることを特徴とするデジタル放射線画像撮影システム。
2. 被写体にＸ線を照射するＸ線管と、
   前記被写体を透過したＸ線を検出するデジタル検出器と
   を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、
   前記Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、
   前記デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、
   前記Ｘ線管焦点から前記被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、
   前記被写体から前記デジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、
   拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、
   Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、
   とするとき、
   Ｄ≧２Ｓ／（Ｍ−１） であることを特徴とするデジタル放射線画像撮影システム。
3. 前記デジタル検出器により検出されたＸ線像を出力する画像出力装置を有し、
   前記画像出力装置の最小制御単位Ａ（μｍ）とするとき、
   Ｓ＞Ａであると共に、
   前記デジタル検出器の最小制御単位Ｓと、前記画像出力装置の最小制御単位Ａのｎ個の集合体と、をデータとして対応付けて再生出力する、ことを特徴とする請求の範囲第１項又は第２項に記載のデジタル放射線画像撮影システム。
4. 前記画像出力装置を複数備え、
   前記複数の画像出力装置のそれぞれの最小制御単位Ａの情報を取得し、この複数の画像出力装置のうち、Ｓ／Ｍで示される出力単位又はＳ／Ｍに最も近い出力単位で出力可能な最小制御単位Ａを有する出力手段を選択する選択手段と、
   前記最小生成単位Ｓ毎の信号値を、前記選択された画像出力装置の最小制御単位Ａ毎の又はその集合体ｎＡ毎の信号値として割り付けて、前記選択された画像出力装置により画像出力を行わせる出力制御手段と、
   を有することを特徴とする請求の範囲第３項に記載のデジタル放射線画像撮影システム。
5. 前記選択手段は、前記Ｓ／Ｍで示される出力単位で出力可能な最小制御単位Ａに次いで、Ｓ／Ｍに最も近い出力単位で出力可能な最小制御単位Ａを有する画像出力装置を優先的に選択することを特徴とする請求の範囲第４項に記載のデジタル放射線画像撮影システム。
6. 一の画像出力装置が複数の最小制御単位Ａで出力可能であるとき、
   前記選択手段は、前記複数の最小制御単位Ａのうち、Ｓ／Ｍで示される出力単位で出力可能な最小制御単位Ａを有する画像出力装置から優先的に選択し、
   前記出力制御手段は、前記選択された画像出力装置が有する複数の最小制御単位Ａのうち、Ｓ／Ｍの出力単位で出力可能な最小制御単位Ａで画像出力を行わせることを特徴とする請求の範囲第４項又は第５項に記載のデジタル放射線画像撮影システム。
7. Ｓ＝ＭＡの時
   ｎ＝１、
   であることを特徴とする請求の範囲第３項〜第６項の何れか１項に記載のデジタル放射線画像撮影システム。