WO2006080206A1 - マンモグラフィー用放射線画像撮影システム及び放射線画像変換パネル - Google Patents

マンモグラフィー用放射線画像撮影システム及び放射線画像変換パネル Download PDF

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    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—HANDLING OF PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K4/00—Conversion screens for the conversion of the spatial distribution of X-rays or particle radiation into visible images, e.g. fluoroscopic screens

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic imaging system for mammography and a radiographic image conversion panel used therefor.
  • image information radiation energy corresponding to the radiation transmission density of each part of the subject
  • image information radiation energy corresponding to the radiation transmission density of each part of the subject
  • the image information accumulated in the photostimulable phosphor by the excitation light is emitted as photostimulated luminescence, and the intensity of the photostimulated luminescence is converted into an electrical signal, which is used for photosensitive materials, etc. It is reproduced as a visible image by an image display device such as an image recording material or CRT.
  • a sheet-like photostimulable phosphor (hereinafter referred to as “stimulable phosphor sheet”) used in the radiation image recording / reproducing system described above is fixed in a predetermined support plate in a casing.
  • the radiographic image reading means hereinafter referred to as “reading means”. Information is read.
  • mammography is one of the inspection methods indispensable for the diagnosis of mammary gland diseases, especially breast cancer.
  • the advantage is that it can detect small breast cancer.
  • the X-ray dose distribution in the mammography radiography system generally decreases from the chest wall side to the anti-chest wall side. It is.
  • radiographic image recording media and optical discs have S / F, CR, FPD, etc., and there is a characteristic that X-ray dose and emission luminance (and hence image output intensity) are proportional to each other. ing.
  • a radiation image conversion panel has been sought that accurately corresponds to a predetermined amount of X-rays and can obtain uniform light emission brightness (see, for example, Patent Document 1). Therefore, for X-rays irradiated with a distribution from the imaging apparatus as described above, the obtained radiographic image has a luminance distribution (density distribution) reflecting the distribution.
  • an image having a high density is preferable, particularly in the peripheral portion of the breast region necessary for diagnosis so as not to interfere with the diagnosis.
  • the current image density is not satisfactory for diagnosis on the anti-chest wall side.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2002-250797
  • Patent Document 2 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-163562
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a breast particularly necessary for diagnosis even when the X-ray irradiation dose decreases from the chest wall side to the anti-chest wall side. Another object of the present invention is to provide a mammography radiation imaging system capable of obtaining a high-density image suitable for diagnosis at the periphery of the region, and a radiation image conversion panel suitable for use in the system.
  • One aspect of the present invention for achieving the above object is a mammography radiographic imaging system for irradiating a subject with radiation and recording radiation transmission image information of the subject on a radiation image conversion panel.
  • the radiation image photographing system for mammography is characterized in that the emission luminance on the side opposite to the chest wall of the radiation image conversion panel is higher than that on the chest wall side.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a radiation image conversion method using a radiation image detection medium (radiation image conversion panel).
  • FIG. 2 is a schematic configuration diagram of a radiographic imaging system for mammography.
  • FIG. 3 Distribution diagram of X-ray intensity (X-ray dose) reaching the subject.
  • FIG. 4 A diagram schematically showing a situation in which X-rays with a distribution in X-ray dose are irradiated and imaged.
  • FIG. 5 (a) is a view showing the shape of a coating liquid outlet cross-section of a slide hopper having different opening sizes in the width direction. (B) is a figure which shows the shape of the coating liquid outflow port cross-section of a slide hopper with a fixed opening part size in the width direction.
  • FIG. 6 (a) is a cross-sectional view of a photostimulable phosphor layer having a different thickness in the width direction applied on a support.
  • (b) is a cross-sectional view of a photostimulable phosphor layer having a constant thickness in the width direction applied on a support.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a method of gradually increasing the surface area of the vapor deposition source in the width direction and changing the amount deposited on the support.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method of applying a stimulable phosphor coating solution in which the coating solution outlet of the slide hopper is divided into several parts and the emission luminance changes in the width direction.
  • a radiographic imaging system for mammography that irradiates a subject with radiation and records radiation transmission image information of the subject on a radiation image conversion panel
  • the emission brightness on the side opposite to the chest wall of the radiation image conversion panel is the chest wall.
  • a radiographic imaging system for mammography characterized in that it is higher than the side.
  • a clear X-ray image that is easy to diagnose can be obtained unless the amount of stimulated luminescence is increased in comparison with the amount of X-ray irradiation in a region irradiated with an X-ray dose smaller than it should be.
  • I ca n’t In other words, in radiographic imaging for mammography, the non-image area density is almost constant for the first time by making the emission luminance on the side opposite to the chest wall of the radiation image conversion panel higher than that on the chest wall side. X-ray images that are easy to handle are obtained.
  • the representative method is a method of performing radiation display on a subject by irradiating the subject with radiation using an stimulable phosphor as a radiation image detection medium.
  • a radiation transmission image is formed through the following steps.
  • FIG. 1 conceptually shows a radiation image conversion method using the radiation image detection medium (also referred to as a radiation image conversion panel) of the present invention.
  • FIG. 1, 2 is a radiation generator
  • 3 is a subject (indicated by a human body)
  • 5 is a radiation image detection medium according to the present invention
  • 24 is a stimulating excitation light source (such as a laser), irradiation
  • the photoelectric conversion device 25 that detects the stimulated fluorescence emitted from the radiation image detection medium 5 by the stimulated excitation light 5, the device 26 that reproduces the signal detected by the 25 as an image, and displays the reproduced image
  • a filter 28 that separates stimulated excitation light and stimulated fluorescence and transmits only the stimulated fluorescence.
  • the number after 25 is not limited to the above as long as optical information from the radiation image detection medium 5 can be reproduced as an image in some form.
  • the radiation (R) from the radiation generator 2 enters the radiation image detection medium 5 through the subject 3 (RI).
  • the incident radiation is absorbed by the stimulating layer of the radiation image detection medium 5, the energy is accumulated, and an accumulated image of a radiation transmission image is formed.
  • this accumulated image is excited by stimulated excitation light from the stimulated excitation light source 24 and emitted as stimulated emission.
  • this optical signal is photoelectrically converted by a photoelectric conversion device 25 such as a photomultiplier tube, and an image is generated by an image generation device 26. As a result, the radiographic image of the subject can be observed.
  • the tube voltage of the radiation generator 2 is generally 20 to 35 kV, which is lower than that of chest imaging.
  • FIG. 2 shows the configuration of a radiographic imaging system for mammography according to the present invention.
  • Reference numeral 1 denotes a mammography radiographic image capturing apparatus, which captures an object 3 with X-rays generated from the radiation generating apparatus 2.
  • subject 3 was photographed in a compressed state by a compression plate 4 on a photographing table 7 on which a radiation image detection medium (radiation image conversion panel) 5 such as a stimulable phosphor was installed.
  • a radiation image detection medium (radiation image conversion panel) 5 such as a stimulable phosphor was installed.
  • the X-rays generated by the radiation generator 2 are originally radial and reach the subject 3, but the chest wall side (the large shaded area in Fig. 2) is cut to prevent adverse effects on the human body and image quality degradation. Usually there is.
  • the X-ray intensity (X-ray dose) reaching the subject 3 has a distribution as shown in FIG. 3, and is small on the side opposite to the chest wall, which is large on the chest wall side. Therefore, an image affected by the radiation image conversion panel 5 is recorded.
  • Figure 4 shows the effect and the results corrected by the present invention.
  • Fig. 3 schematically shows the situation in which X-rays with a distribution in the X-ray dose are projected onto the subject 3 and photographed (upper diagram) ) And a diagram (lower diagram) schematically showing the distribution of luminance obtained when light is emitted after recording on a radiation image conversion panel with uniform sensitivity.
  • Fig. 4 (b) shows the result of actual X-ray imaging.
  • the X-ray image finally obtained is the X-ray dose on the chest wall side, especially when there is no luminance distribution on the radiation image conversion panel. Since the density is large, the density decreases on the side opposite the chest wall where the density is high.
  • the lower diagram of FIG. As shown in FIG. 5, a uniform image as a whole can be obtained, and diagnostic accuracy can be improved.
  • Radiological image detection medium radiological image conversion panel
  • the radiographic image detection medium that can be preferably used in the present invention usually has a support, a stimulable phosphor layer and a protective layer formed on the support, and a bright image is formed between the support and the protective layer.
  • This is a radiation image conversion panel which is sealed with a sealing agent or a spacer and a sealing agent surrounding the peripheral portion of the stimulable phosphor.
  • the radiation image conversion panel of the present invention has different emission luminances on the chest wall side and the non-chest wall side, but there are several methods for producing the same, and it should not be particularly limited.
  • a typical example is a method of changing the thickness of the photostimulable phosphor layer.
  • a photostimulable phosphor layer is coated on a support with a slide hopper, and the shape of the coating liquid outlet 11 of the slide hopper is changed to a width as shown in Fig. 5 (a) in order to change the coating amount in the width direction.
  • Use the one with the opening size changed in the direction usually the opening size is constant in the width direction as shown in Fig. 5 (b)).
  • the photostimulable phosphor layer 13 coated on the support 12 can be changed in thickness depending on the position in the width direction as shown in FIG. 6 (a) (usually as shown in FIG. 6 (b)).
  • the film thickness is constant in the width direction).
  • the surface area of the vapor deposition source 14 is gradually increased so that the film thickness gradually increases in the width direction, and vapor deposition is performed on the support per unit area.
  • the amount can be changed.
  • the thickness of the photostimulable phosphor layer can also be changed by changing the distance between the deposition source and the support.
  • the liquid emission outlet 11 of the slide hopper is divided into several parts such as l la, l ib, l lc and 1 Id in FIG.
  • the stimulable phosphor coating solution is applied.
  • the vapor deposition method it can be produced by arranging the vapor deposition source 14 and forming the photostimulable phosphor layer so that the emitted luminance gradually changes when the photostimulable phosphor layer is formed.
  • the coating type is a general formula aBaX-(l -a) BaY: bEu 2+ (formula described in JP-A-2-58593) Middle, X, Y are
  • MIX 'aMIIX' -bMIIIX "described in JP-A-61-72087: cA (where MI is Li, Na, K, Rb,
  • ⁇ represents at least one divalent metal of Be, Mg, Ca, Sr, Ba, Zn, Cd, Cu, Ni, ⁇ represents Sc, Y, La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb, Lu, Al, Ga, In represent at least one trivalent metal, X, X ' , X "represents at least one halogen of F, Cl, Br, I, A is Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb, Er, Gd, Lu, Sm, Represents at least one metal of Y, Tl, Na, Ag, Cu, Mg, a, b, c are 0 ⁇ a ⁇ 0.5, 0 ⁇ b ⁇ 0.5, 0 ⁇ c ⁇ 0.2
  • An alkali hydroxide stimulable phosphor represented by the general formula (Ba (MI)) FX: yA
  • MIFX'xA (MI is at least one of Mg, Ca, Ba, Sr, Zn, and Cd described in JP-A-55-160078)
  • A represents BeO, MgO, CaO, SrO, BaO, ZnO, AlO, YO, LaO, In
  • Ln represents at least one of Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb, Er, Sm, and Gd
  • X represents at least one of Cl, Br, and I
  • x , y is 5 X 10- 5 ⁇ x ⁇ 0. 5, 0 ⁇ stimulable phosphor represented by represents a number) that satisfies y ⁇ 0. 2 and the like.
  • the vapor deposition type is a general formula MlX ′ aM2X ′ -bM3X ”described in JP-A-2004-205354.
  • EA (Ml is at least one alkali metal selected from the group force consisting of Li, Na, K, Rb and Cs, and M2 consists of Be, Mg, Ca, Sr, Ba, Zn, Cd, Cu and Ni Group force is at least one divalent metal selected, M3 is Sc, Y, La, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb, Lu, At least one trivalent metal selected from the group consisting of Al, Ga and In, and X, X ′ and X ′ ′ are selected from the group consisting of F, Cl, Br and I.
  • A is Eu, Tb, In, Ga, Cs, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb, Er, Gd, Lu, Sm, Y, Tl, Na, Ag A, b, e are 0 ⁇ a ⁇ 0.5, 0 ⁇ b ⁇ 0.5, and 0 ⁇ e ⁇ 0.2, respectively.
  • Fig. 5 Using a slide hopper having the coating solution outlet 11 in the shape of (a) and (b), the coating solution of the photostimulable phosphor CsBr: Eu is applied on the support and dried.
  • a stimulable phosphor plate having the cross-sectional shapes of a) and (b) was prepared, each having a resin protective layer, and sealing surrounding the periphery of the stimulable phosphor between the support and the protective layer
  • the radiation image conversion panels 1 and 2 were prepared and sealed.
  • the coating solution of the photostimulable phosphor BaFI: Eu was applied onto the support and dried.
  • 6 Prepare stimulable phosphor plates having the cross-sectional shapes of (a) and (b), each having a protective layer of resin, and surrounding the periphery of the stimulable phosphor between the support and the protective layer. Sealed radiation image conversion panels 3 and 4 were prepared with a sealant.
  • a stimulable phosphor (CsBr: l.OEu) coating liquid with high emission luminance is applied from the coating liquid outlet 11a.
  • a low emission luminance stimulable phosphor (CsBr: 0.8 Eu) coating solution is applied, and from the coating solution outlet 11 b, a high emission luminance stimulable phosphor coating solution is 0.65, Stimulable phosphor with low emission luminance (CsBr: 0.8Eu) mixed at a ratio of 0.35, and further, a stimulable phosphor with high emission luminance is applied from the coating solution outlet 11c.
  • the solution was mixed with 0.35 and a low emission luminance stimulable phosphor (CsBr: 0.8Eu) coating solution at a ratio of 0.65. It was applied on the carrier. Using this, a sealing radiation image conversion panel 5 having a resin protective layer and having a sealing agent surrounding the periphery of the stimulable phosphor between the support and the protective layer was prepared.
  • a low emission luminance stimulable phosphor CsBr: 0.8Eu
  • the stimulating phosphor (BaFI: l. OEu) having a high emission luminance is applied from the coating solution outlet 1 la.
  • a stimulable phosphor (BaFI: 0.8Eu) coating solution with low emission brightness is applied, and the coating solution outlet l ib force is 0.665 of the stimulable phosphor coating solution with high emission brightness
  • a mixture of low emission luminance stimulable phosphor (CsBr: 0.8Eu) coating solution at a ratio of 0.35, and the coating solution outlet 11c force is high emission luminance stimulable phosphor coating solution 0.35 and a low emission luminance stimulable phosphor (CsBr: 0.8Eu) coating solution mixed at a ratio of 0.65 were each applied to the support by allowing an equal amount of solution to flow out.
  • a sealed radiation image conversion panel 6 having a resin protective layer and having a sealing agent surrounding the periphery of
  • Radiation image conversion panel 7 was produced in the same manner as radiation image conversion panel 1 except that the stimulable phosphor (CsBr: Eu) was deposited by changing the surface area of the evaporation source as shown in FIG.
  • a radiation image conversion panel 8 was produced in the same manner as the radiation image conversion panel 7 except that the surface area of the vapor deposition source was made uniform.
  • X-ray images were prepared at a tube voltage of the radiation generator of 30 kV, and the image densities at the chest wall and non-chest wall were compared.
  • the radiation image conversion panels 1, 3, 5, 6 and 7 within the scope of the present invention have a uniform luminance with respect to the non-image part, and a luminance difference from the lowest luminance when the highest luminance is 1. Was within 0.2.
  • the radiation image conversion panels 2, 4 and 8 outside the scope of the present invention have non-uniform light emission luminance in the non-image area, and when the maximum light emission luminance is 1, the luminance difference from the minimum light emission luminance is 0. Greater than 2. For this reason, the outline of the breast on the non-chest wall was able to obtain only a ray X-ray image that could be clearly distinguished from the non-image area.
  • a high-density image suitable for diagnosis can be obtained, especially in the peripheral part of the breast area necessary for diagnosis.
  • a radiographic imaging system for mammography and a radiation image conversion panel suitable for use in the system can be provided.

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Abstract

　被写体に放射線を照射して被写体の放射線透過画像情報を放射線画像変換パネルに記録するマンモグラフィー用放射線画像撮影システムにおいて、該放射線画像変換パネルの反胸壁側の発光輝度が胸壁側に比して高くなるようにしたことを特徴とするマンモグラフィー用放射線画像撮影システム。

Description

明 細 書
マンモグラフィー用放射線画像撮影システム及び放射線画像変換パネル 技術分野
[0001] 本発明はマンモグラフィー用放射線画像撮影システム及びそれに用いる放射線画 像変換パネルに関するものである。
背景技術
[0002] 従来より、 X線画像に代表される放射線画像が病気診断用などに広く用いられてい る。
[0003] 近年においては、蛍光増感紙とハロゲン化銀写真感光材料を使用する放射線写 真方式に代わって、照射された放射線エネルギーを蓄積し、励起光を照射すると蓄 積された放射線エネルギーに応じて輝尽発光する「輝尽性蛍光体」を用いた放射線 画像記録再生方式が実用化されてレ、る。
[0004] この方式は、被写体を透過させた放射線を輝尽性蛍光体に照射することによって、 被写体各部の放射線透過密度に対応する放射線エネルギー（以下、「画像情報」と いう）を輝尽性蛍光体に蓄積させた後、励起光によって輝尽性蛍光体に蓄積された 画像情報を輝尽発光光として放出させ、この輝尽発光光の強弱を電気信号に変換し て、感光材料などの画像記録材料や CRTなどの画像表示装置により可視像として再 生するものである。
[0005] 前記した放射線画像記録再生方式で使用されるシート状の輝尽性蛍光体 (以下、「 輝尽性蛍光体シート」という）は、所定の支持板に固定された状態で筐体内に配置さ れ、放射線画像撮影に供されることが多ぐ放射線画像撮影を終えた後には、放射 線画像読取手段 (以下、「読取手段」という）によって輝尽性蛍光体に蓄積された画 像情報が読み取られる。
[0006] ところで、マンモグラフィー（乳房 X線撮影）は、乳腺疾患、中でも乳がんの識別診 断で欠くことのできない検査法の一つであり、「しこり」のない一見健康そうな乳房でも マンモグラフィー検診によって微小乳がんを発見できるのが長所である。
[0007] 20人に 1人は乳がんに羅患という欧米先進国では、乳がん検査に早くからマンモグ ラフィ一の導入がなされてきた力 わが国の乳がん羅患率はまだ欧米に比べれば低 レ、。しかし、 日常生活の欧米化とともに急速に増加する傾向にある。従って、わが国も 近々マンモグラフィーを乳がん検査に導入する制度が発足することになつている。
[0008] しかし、実際の撮影においては、マンモグラフィー用放射線画像撮影システム (装 置）における X線の線量分布は、胸壁側から反胸壁側に向かって X線照射線量が減 少するのが一般的である。
[0009] 一方、放射線画像記録媒体とレ、うものは、 S/F、 CR、 FPD等、レ、ずれも X線線量 と発光輝度（従って、画像の出力強度）は比例する特性を有している。また、現在まで 、定められた一定量の X線に対し、それに正確に対応し、均一な発光輝度が得られ る放射線画像変換パネルが追求されてきた (例えば、特許文献 1参照）。従って、上 記の如く撮影装置から分布を持って照射された X線に対して、得られる放射線画像 はその分布を反映した輝度分布 (濃度分布）を持つものとなってしまう。
[0010] マンモグラフィー用放射線画像においては、特に診断のために必要な乳房領域の 周辺部において、診断の妨げにならないよう濃度の高い画像が好ましいとされる。し 力 ながら、上記した撮影装置における X線線量の分布があるために、反胸壁側に おいては診断上満足しうる画像濃度とはならないのが現状である。
[0011] 上記問題の解決手段としては、乳房周辺部の出力画像濃度が高くなるよう画像処 理を施すことが提案されている (例えば、特許文献 2参照）。しかし、乳房の形状認識 を得るための画像処理の時間を要し、また、認識精度にバラツキがあるなど問題があ つに。
特許文献 1 :特開 2002— 250797号公報
特許文献 2 :特開 2000— 163562号公報
発明の開示
[0012] 本発明は上記問題に鑑みなされたものであり、本発明の目的は、胸壁側から反胸 壁側に向かつて X線照射線量が減少しても、特に診断のために必要な乳房領域の 周辺部においても、診断に適した濃度の高い画像が得られるマンモグラフィー用放 射線画像撮影システム、及びそれに用いるに適した放射線画像変換パネルを提供 することにある。 [0013] 上記目的を達成するための本発明の態様の一つは、被写体に放射線を照射して 被写体の放射線透過画像情報を放射線画像変換パネルに記録するマンモグラフィ 一用放射線画像撮影システムにおレ、て、該放射線画像変換パネルの反胸壁側の発 光輝度が胸壁側に比して高くなるようにしたことを特徴とするマンモグラフィー用放射 線画像撮影システムにある。
図面の簡単な説明
[0014] [図 1]放射線画像検出媒体 (放射線画像変換パネル)を用いた放射線画像変換方法 を概念図である。
[図 2]マンモグラフィー用放射線画像撮影システムの構成概略図である。
[図 3]被写体に達した X線強度 (X線線量）の分布図である。
[図 4]X線線量に分布がある X線が被写体に照射され撮影される状況を模式的に示し た図である。
[図 5] (a)は幅方向に開口部の大きさの異なるスライドホッパーの塗布液流出口断面 の形状を示す図である。 （b)は幅方向に開口部の大きさの一定なスライドホッパーの 塗布液流出口断面の形状を示す図である。
[図 6] (a)は支持体上に塗布された幅方向に膜厚の異なる輝尽性蛍光体層の断面図 である。 (b)は支持体上に塗布された幅方向に膜厚の一定な輝尽性蛍光体層の断 面図である。
[図 7]幅方向に次第に蒸着源の表面積を大きくし、支持体に蒸着される量を変える方 法を説明する図である。
[図 8]スライドホッパーの塗布液流出口を幾つかに分割し、幅方向に発光輝度が変化 する輝尽性蛍光体塗布液を塗布する方法を説明する図である。
発明を実施するための最良の形態
[0015] 本発明の上記目的は、以下の構成を採ることにより達成される。
( 1 ) 被写体に放射線を照射して被写体の放射線透過画像情報を放射線画像変換 パネルに記録するマンモグラフィー用放射線画像撮影システムにおレ、て、該放射線 画像変換パネルの反胸壁側の発光輝度が胸壁側に比して高くなるようにしたことを 特徴とするマンモグラフィー用放射線画像撮影システム。 (2) 前記（1)に記載のマンモグラフィー用放射線画像撮影システムに用い、胸壁 側より反胸壁側において高輝度を持たせたことを特徴とする放射線画像変換パネル
[0016] X線画像形成において、 X線線量が本来有るべき量より少なく照射された領域では X線照射量に比して輝尽発光量を多くしないと、診断し易い鮮明な X線画像ができな レ、。即ち、マンモグラフィー用放射線画像撮影においては、放射線画像変換パネル の反胸壁側の発光輝度が胸壁側に比して高くなるようにして、初めて非画像部の濃 度がほぼ一定で、全体的に診断し易い X線画像が得られる。
[0017] 以下、更に本発明の詳細について説明する。
[0018] まず、放射線画像形成の全体的な説明を行う。
[0019] 今日、その代表的な方法は、輝尽性蛍光体を放射線画像検出媒体として用いて、 被写体に放射線を照射し画像形成 ·読み出し'被写体の放射線透過画像表示を行う 方法である。この方法は、下記の工程を経て放射線透過画像を形成する。
[0020] 図 1に、本発明の放射線画像検出媒体 (放射線画像変換パネルともいう）を用いた 放射線画像変換方法を概念的に示す。
[0021] 即ち、図 1において、 2は放射線発生装置、 3は被写体 (人体で示している）、 5は本 発明に係わる放射線画像検出媒体、 24は（レーザ等の)輝尽励起光源、照射された 輝尽励起光により該放射線画像検出媒体 5から放射された輝尽蛍光を検出する光 電変換装置 25、 25で検出された信号を画像として再生する装置 26、再生された画 像を表示する装置 27、輝尽励起光と輝尽蛍光とを分離し輝尽蛍光のみを透過させる フィルタ 28がある。尚、 25以降は放射線画像検出媒体 5からの光情報を何らかの形 で画像として再生できるものであればよぐ上記に限定されるものではない。
[0022] 図 1に示されるように、放射線発生装置 2からの放射線 (R)は被写体 3を通して放射 線画像検出媒体 5に入射する (RI)。この入射した放射線は放射線画像検出媒体 5 の輝尽層に吸収され、そのエネルギーが蓄積され、放射線透過像の蓄積像が形成さ れる。
[0023] 次にこの蓄積像を輝尽励起光源 24からの輝尽励起光で励起して輝尽発光として 放出せしめる。 [0024] 放射される輝尽発光の強弱は蓄積された放射線エネルギー量に比例するので、こ の光信号を例えば光電子倍増管等の光電変換装置 25で光電変換し、画像生成装 置 26によって画像として再生し画像表示装置 27によって表示することにより、被写体 の放射線透過像を観察することができる。
[0025] なお、マンモグラフィー用放射線画像撮影システムの場合には、放射線発生装置 2 の管電圧は、胸部撮影等より一般的に低ぐ 20〜35kVである。
[0026] 〔本発明におけるマンモグラフィー用放射線画像撮影システムの構成〕
図 2は、本発明におけるマンモグラフィー用放射線画像撮影システムの構成を示し ている。
[0027] 1はマンモグラフィー用放射線画像撮影装置であり、放射線発生装置 2より発生さ せた X線により被写体 3を撮影する。実際の撮影にあたっては、被写体 3は、輝尽性 蛍光体等の放射線画像検出媒体 (放射線画像変換パネル) 5が設置された撮影台 7 の上に、圧迫板 4により、圧迫された状態で撮影する必要がある。放射線発生装置 2 より発生させた X線は本来放射状になって被写体 3へと達するが、胸壁側の部分（図 2中の大きな斜線部）は人体への悪影響や画質劣化防止のためカットされるのが普 通 ある。
[0028] 従って、被写体 3に達した X線強度 (X線線量）は図 3に示す様な分布を有してレ、て 、胸壁側で大きぐ反胸壁側で小さい。このため、放射線画像変換パネル 5にはその 影響を受けた画像が記録されることになる。その影響と本発明により補正した結果を 図解して示したのが図 4である。
[0029] まず、図 4 (a)に示したの力 図 3の如く X線線量に分布がある X線が被写体 3に照 射され撮影される状況を模式的に示した図（上側の図）と、感応性が均一な放射線画 像変換パネルに記録後、これを発光させた場合に得られる輝度の分布を模式的に 示す図（下側の図）である。
[0030] 図 4 (b)は実際に X線撮影した結果を示すものである。図の上側に示す従来の放射 線画像変換パネルを用いた場合には、特に放射線画像変換パネル上に輝度分布が なぐその場合には最終的に得られる X線画像は、胸壁側の X線線量が大きいので 濃度が高ぐ反胸壁側では濃度が薄くなる。 [0031] しかし、本発明の如く放射線画像変換パネルの輝度に分布があり、非胸壁側では 高輝度に成るよう設計された放射線画像変換パネルを用いれば、図 4 (b)の下側の 図に示す如ぐ全体が均一な画像が得られ、診断上の精度を上げることが出来る。
[0032] 〔放射線画像検出媒体 (放射線画像変換パネル)〕
本発明に好ましく用いることが出来る放射線画像検出媒体は、通常は支持体、該 支持体上に成膜された輝尽性蛍光体層及び保護層を有し、支持体と保護層の層間 に輝尽性蛍光体の周縁部を取り囲む封着剤或いはスぺーサと封着剤が設けられ密 閉された放射線画像変換パネルである。
[0033] 本発明の放射線画像変換パネルは胸壁側と非胸壁側では発光輝度が異なるが、 その製法については幾つかのものがあり、特に限定されるべきものではない。
[0034] 代表的なものとしては、まず、輝尽性蛍光体層の層厚を変える方法がある。それに は、支持体上に輝尽性蛍光体層をスライドホッパー塗布し、その塗布量を幅方向で 変えるためにスライドホッパーの塗布液流出口 1 1の形状を図 5 (a)の如ぐ幅方向で 開口部の大きさを変えたものを用いる（通常は図 5 (b)の如く幅方向で開口部の大き さは一定)。此により、支持体 12上に塗布された輝尽性蛍光体層 13は図 6 (a)の如く 、その幅方向の位置により膜厚を変化させることができる（通常は図 6 (b)の如く幅方 向で膜厚は一定)。
[0035] また、蒸着法にて製造する場合においては、図 7に示す如く幅方向に次第に高膜 厚となるよう次第に蒸着源 14の表面積を大きくし、単位面積当たりに支持体に蒸着さ れる量を変えることが出来る。無論、蒸着源と支持体間の距離を変えることによつても 輝尽性蛍光体層の層厚を変えることが出来る。
[0036] 更に、放射線画像変換パネルの発光輝度に分布を持たせるには、発光輝度が異 なる輝尽性蛍光体を分布させる方法もある。そのためには、スライドホッパー塗布方 法による場合には、スライドホッパーの塗布液流出口 11を図 8の l la、 l ib, l lc、 1 Idの如ぐ幾つかに分割し次第に発光輝度が変化する輝尽性蛍光体塗布液を塗布 すればよい。あるいは、蒸着法を用いる場合には、輝尽性蛍光体層となったときその 発行輝度が次第に変わる様、蒸着源 14を並べて輝尽性蛍光体層を形成させること により作製することが出来る。 [0037] 本発明の放射線画像検出媒体に用いられる輝尽性蛍光体として、塗布型は特開 平 2— 58593号公報に記載の一般式 aBaX - (l -a) BaY： bEu2+ (式中、 X、 Yは、
2 2
それぞれ、 F、 Cl、 Br、 Iの少なくとも 1種を表し、 X≠Yであり、 a、 bは、 0< a< l、 10— 5< b< 10— 1を満たす数を表す。）で表される輝尽性蛍光体、特開昭 61— 72087号 公報に記載の一般式 MIX' aMIIX' -bMIIIX" ： cA (但し、 MIは、 Li、 Na、 K、 Rb、
2 3
Csの少なくとも 1種のアルカリ金属を表し、 ΜΠは、 Be、 Mg、 Ca、 Sr、 Ba、 Zn、 Cd、 Cu、 Niの少なくとも 1種の 2価の金属を表し、 ΜΠΙは、 Sc、 Y、 La、 Ce、 Pr、 Nd、 Pm 、 Sm、 Eu、 Gd、 Tb、 Dy、 Ho、 Er、 Tm、 Yb、 Lu、 Al、 Ga、 Inの少なくとも 1種 3価の 金属を表し、 X、 X'、 X"は、 F、 Cl、 Br、 Iの少なくとも 1種のハロゲンを表し、 Aは、 Eu 、 Tb、 Ce、 Tm、 Dy、 Pr、 Ho、 Nd、 Yb、 Er、 Gd、 Lu、 Sm、 Y、 Tl、 Na、 Ag、 Cu、 Mgの少なくとも 1種の金属を表し、 a、 b、 cは、 0≤a< 0. 5、 0≤b< 0. 5、 0≤c< 0. 2を満たす数を表す）で表されるアルカリハイドロイド輝尽性蛍光体、特開昭 55— 12 145号公報に記載の一般式（Ba (MI) ) FX: yA (但し、 MIは、 Mg、 Ca、 Sr、 Zn、
1
Cdの少なくとも 1種を表し、 Xは、 Cl、 Br、 Iの少なくとも 1種を表し、 Aは、 Eu、 Tb、 C e、 Tm、 Dy、 Pr、 Ho, Nd、 Yb、 Erの少なくとも 1種を表し、 x、 yは、 0≤x< 0. 6、 0 ≤y< 0. 2を満たす数を表す。）で表される輝尽性蛍光体、特開昭 55— 160078号 公報に記載の一般式 MIFX'xA: yLn (MIは、 Mg、 Ca、 Ba、 Sr、 Zn、 Cdの少なくと も 1種を表し、 Aは BeO、 Mg〇、 CaO、 SrO、 BaO、 ZnO、 Al O、 Y〇 、 La O 、 In
2 3 2 3 2 3
O、 SiO、 Ti〇、 Zr〇、 Ge〇、 Sn〇、 Nb O 、 Ta〇、 ThOの少なくとも 1種を
2 3 2 2 2 2 2 2 5 2 5 2
表し、 Lnは、 Eu、 Tb、 Ce、 Tm、 Dy、 Pr、 Ho, Nd、 Yb、 Er、 Sm、 Gdの少なくとも 1 種を表し、 Xは Cl、 Br、 Iの少なくとも 1種を表し、 x、 yは 5 X 10— 5≤x≤0. 5、 0<y≤ 0. 2を満たす数を表す）で表される輝尽性蛍光体が挙げられる。
[0038] 蒸着型は特開 2004— 205354号公報に記載の一般式 MlX' aM2X' -bM3X"
2 3
： eA (Mlは Li、 Na、 K、 Rb及び Csからなる群力 選ばれる少なくとも 1種のアルカリ 金属であり、 M2は Be、 Mg、 Ca、 Sr、 Ba、 Zn、 Cd、 Cu及び Niからなる群力 選ば れる少なくとも一種の二価金属であり、 M3は Sc、 Y、 La、 Ce、 Pr、 Nd、 Pm、 Sm、 E u、 Gd、 Tb、 Dy、 Ho、 Er、 Tm、 Yb、 Lu、 Al、 Ga及び Inからなる群から選ばれる少 なくとも一種の三価金属であり、 X、 X'及び X' 'は F、 Cl、 Br、及び Iからなる群から選 ばれる少なくとも一種のハロゲンであり、 Aは Eu、 Tb、 In、 Ga、 Cs、 Ce、 Tm、 Dy、 P r、 Ho、 Nd、 Yb、 Er、 Gd、 Lu、 Sm、 Y、 Tl、 Na、 Ag、 Cu及び Mg力らなる群力ら選 ばれる少なくとも一種の金属であり、 a、 b、 eはそれぞれ 0≤a< 0. 5、 0≤b< 0. 5、 0 < e≤0. 2の範囲の数値)で表される輝尽性蛍光体が挙げられる。
[0039] なお、同一放射線画像変換パネル上における前記発光輝度の差は 5〜50。/oであ ること力 本発明の効果を発揮させる上で好ましい。
実施例
[0040] 以下、図 2の如く構成されたマンモグラフィー用放射線画像撮影システムを用いて、 本発明を具体的に説明する。しかし、本発明の実施態様は、無論これらに限定され るものではない。
[0041] 〔放射線画像変換パネル:!〜 6の作製 (塗布法）〕
図 5 (a)および (b)の形状の塗布液流出口 11を有するスライドホッパーを用いて、 支持体上に輝尽性蛍光体 CsBr: Euの塗布液を塗布して乾燥し、図 6 (a)および (b) の断面形状を有する輝尽性蛍光体板を作製し、各々樹脂の保護層を有し、支持体と 保護層の層間に輝尽性蛍光体の周縁部を取り囲む封着剤が設けられ、密閉された 放射線画像変換パネル 1及び 2を作製した。
また、図 5 (a)および (b)の形状の塗布液流出口 11を有するスライドホッパーを用い て、支持体上に輝尽性蛍光体 BaFI : Euの塗布液を塗布して乾燥し、図 6 (a)および (b)の断面形状を有する輝尽性蛍光体板を作製し、各々樹脂の保護層を有し、支持 体と保護層の層間に輝尽性蛍光体の周縁部を取り囲む封着剤が設けられ、密閉さ れた放射線画像変換パネル 3及び 4を作製した。
[0042] 次に、図 8の如き塗布液流出口を有するスライドホッパーにおいて、塗布液流出口 11aからは高発光輝度の輝尽性蛍光体 (CsBr: l . OEu)塗布液を、塗布液流出口 1 Idからは低発光輝度の輝尽性蛍光体（CsBr : 0. 8Eu)塗布液を、塗布液流出口 11 bからは高発光輝度の輝尽性蛍光体塗布液を 0. 65と、低発光輝度の輝尽性蛍光体 (CsBr: 0. 8Eu)塗布液を 0. 35の比率で混合したものを、さらに、塗布液流出口 11 cからは高発光輝度の輝尽性蛍光体塗布液を 0. 35と、低発光輝度の輝尽性蛍光体 (CsBr: 0. 8Eu)塗布液を 0. 65の比率で混合したものを各々等液量流出させて支 持体上に塗布した。これを用いて樹脂の保護層を有し、支持体と保護層の層間に輝 尽性蛍光体の周縁部を取り囲む封着剤が設けられ、密閉された放射線画像変換パ ネル 5を作製した。
[0043] また、図 8の如き塗布液流出口を有するスライドホッパーにおいて、塗布液流出口 1 laからは高発光輝度の輝尽性蛍光体 (BaFI : l . OEu)塗布液を、塗布液流出口 11 dからは低発光輝度の輝尽性蛍光体（BaFI : 0. 8Eu)塗布液を、塗布液流出口 l ib 力 は高発光輝度の輝尽性蛍光体塗布液を 0. 65と、低発光輝度の輝尽性蛍光体（ CsBr: 0. 8Eu)塗布液を 0. 35の比率で混合したものを、さらに、塗布液流出口 11c 力 は高発光輝度の輝尽性蛍光体塗布液を 0. 35と、低発光輝度の輝尽性蛍光体（ CsBr: 0. 8Eu)塗布液を 0. 65の比率で混合したものを各々等液量流出させて支持 体上に塗布した。これを用いて樹脂の保護層を有し、支持体と保護層の層間に輝尽 性蛍光体の周縁部を取り囲む封着剤が設けられ、密閉された放射線画像変換パネ ル 6を作製した。
[0044] 〔放射線画像変換パネル 7、 8作製 (蒸着法)〕
図 7の如ぐ蒸着源の表面積を変えて輝尽性蛍光体 (CsBr: Eu)の蒸着を行った他 は放射線画像変換パネル 1と同様にして、放射線画像変換パネル 7を作製した。
[0045] 通常行われる様に、蒸着源の表面積を均一にした他は放射線画像変換パネル 7と 同様にして、放射線画像変換パネル 8を作製した。
[0046] 〔マンモグラフィー放射線画像撮影〕
図 2に示される構成を有するマンモグラフィー用放射線画像撮影システムを用い、 放射線発生装置の管電圧は 30kVにて X線撮影画像を作製し、その胸壁部と非胸壁 部での画像濃度を比較した。
[0047] 本発明の範囲内の放射線画像変換パネル 1、 3、 5、 6及び 7は、非画像部の発光 輝度は均一で、最高発光輝度を 1とした時、最低発光輝度との輝度差が 0. 2以内で あった。一方、本発明の範囲外の放射線画像変換パネル 2、 4及び 8は、非画像部の 発光輝度が不均一であり、最高発光輝度を 1とした時、最低発光輝度との輝度差が 0 . 2より大きかった。このため、非胸壁部の乳房の輪郭は非画像部と明瞭に区別出来 なレヽ X線画像しか得られな力、つた。 産業上の利用可能性
本発明により、胸壁側から反胸壁側に向かって X線照射線量が減少しても、特に診 断のために必要な乳房領域の周辺部においても、診断に適した濃度の高い画像が 得られるマンモグラフィー用放射線画像撮影システム、及びそれに用いるに適した放 射線画像変換パネルを提供することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 被写体に放射線を照射して被写体の放射線透過画像情報を放射線画像変換パネ ルに記録するマンモグラフィー用放射線画像撮影システムにおいて、該放射線画像 変換パネルの反胸壁側の発光輝度が胸壁側に比して高くなるようにしたことを特徴と するマンモグラフィー用放射線画像撮影システム。
[2] 請求の範囲第 1項に記載のマンモグラフィー用放射線画像撮影システムに用レ、、胸 壁側より反胸壁側において高輝度を持たせたことを特徴とする放射線画像変換パネ ノレ。
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