WO2007113961A1 - Ｘ線撮影システム及びｘ線撮影方法 - Google Patents

Ｘ線撮影システム及びｘ線撮影方法 Download PDF

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WO2007113961A1
WO2007113961A1 PCT/JP2007/053908 JP2007053908W WO2007113961A1 WO 2007113961 A1 WO2007113961 A1 WO 2007113961A1 JP 2007053908 W JP2007053908 W JP 2007053908W WO 2007113961 A1 WO2007113961 A1 WO 2007113961A1
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WO
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ray
tube
subject
kev
ray tube
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Application number
PCT/JP2007/053908
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hiromu Ohara
Yuko Shinden
Original Assignee
Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/505—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of bone

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging system and an X-ray imaging method for irradiating a subject with X-rays and capturing an X-ray image thereof.
  • Phase contrast imaging is magnified imaging in which the focal diameter of the X-ray tube, the X-ray tube force, the distance to the subject, and the distance from the subject to the X-ray detector are in a predetermined relationship.
  • This edge enhancement is called the edge effect.
  • Phase contrast imaging is performed with a mammography system “MGU-100B” (X-ray tube focal point 100 / zm) manufactured by Toshiba Corporation for a mammography system that uses the breast as a subject.
  • Data processing is carried out with the REDIUS system (modell90) made of Seed Earth !, and a system for film output with the imager made by the company (model opening 793) has been put into practical use.
  • Mammography is performed mainly to detect lesions such as masses and microcalcification clusters (hereinafter referred to as abnormal shadows), which are findings of breast cancer. Since these detections require close examination, the edge effect by phase contrast imaging is very useful for interpretation.
  • Patent Document 1 JP 2001-91479 A
  • Patent Document 2 JP 2001-299733 A
  • the former MRI imaging tends to be shunned due to the low resolution and cost of the resulting image, and eventually, the bones that can be observed by X-ray imaging. After the disease progressed to such an extent that abnormalities were observed, the patient was forced to live in a disability when he was diagnosed with rheumatism, where X-rays were often performed.
  • the latter technique for imaging cartilage using synchrotron radiation is a special imaging method used for experimental research, which is too large to prepare imaging equipment and is suitable for diagnosis in general hospitals. It is not suitable for actual use in the medical field. For example, it takes several tens of minutes for diagnosis.
  • an object of the present invention has been made in view of the above problems, and a captured image can be easily obtained with high visibility even if the X-ray absorption rate is small and an object. It is to provide an X-ray imaging system and an X-ray imaging method.
  • the invention described in claim 1 is an X-ray imaging system
  • An X-ray tube that emits X-rays with a focal diameter D ( ⁇ m) of 5 ⁇ D ⁇ 200;
  • An X-ray detector that records an X-ray image according to the X-ray dose of irradiated X-rays, and the focal force of the X-ray tube is set such that the distance R1 to the subject is 0.1 ⁇ R1 ⁇ 2, For subject power, the distance R2 to the X-ray detector is 0.3 ⁇ R2 ⁇ 2.
  • the distance from the focal point of the X-ray tube to the X-ray detector is set to 0.8 ⁇ R3 ⁇ 3, and the magnification factor M is set to 1.5 ⁇ M ⁇ 20 to perform phase contrast imaging.
  • Geometrical sharpness B m satisfies the following general formula (1).
  • B (M- 1) X D ⁇ 300 ⁇ ' ⁇ (1).
  • the invention described in claim 3 is the X-ray imaging system described in claim 1 or 2,
  • the X-ray tube irradiates the subject with X-rays having an average X-ray energy E (keV),
  • the average X-ray energy E (keV) is set to 15 ⁇ E ⁇ 30 (however, the average X-ray energy E (keV) is measured at a position lm away from the X-ray tube. It is a value.)
  • the invention described in claim 4 is an X-ray imaging system according to claim 3,
  • the anode in the X-ray tube is formed of tungsten as a main component, and the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube is set to 20 ⁇ V ⁇ 40.
  • the invention described in claim 5 is the X-ray imaging system described in claim 3,
  • the anode in the X-ray tube is formed of molybdenum as a main component, and the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube is set to 20 ⁇ V ⁇ 22, 38 ⁇ V ⁇ 60.
  • Aluminum half-value layer L (mm) is 0.3 ⁇ L ⁇ 3.5.
  • the invention according to claim 7 is the X-ray imaging system according to claim 3,
  • the average X-ray energy E (keV) is set to 25 ⁇ E ⁇ 30 (however, the average X-ray energy E (keV) is measured at a position lm away from the X-ray tube. It is a value.)
  • the light emitted from the X-ray tube force is diffuse light.
  • the invention according to claim 9 is the X-ray imaging system according to any one of claims 1 to 8, wherein
  • the X-ray detector has a dynamic range of 4 digits or more.
  • the invention according to claim 10 is an X-ray imaging method
  • An X-ray tube that emits X-rays with a focal diameter D m) of 5 ⁇ D ⁇ 200;
  • magnification factor M is set to 1.5 ⁇ M ⁇ 20
  • the invention according to claim 11 is the X-ray imaging method according to claim 10,
  • Geometrical sharpness B m is characterized by satisfying the following general formula (2).
  • the invention described in claim 12 is the X-ray imaging method according to claim 10 or 11,
  • the X-ray tube irradiates the subject with X-rays having an average X-ray energy E (keV),
  • the average X-ray energy E (keV) is set to 15 ⁇ E ⁇ 30 (however, the average X-ray energy E (keV) is measured at a position lm away from the X-ray tube. It is a characteristic.)
  • the invention according to claim 13 is the X-ray imaging method according to claim 12,
  • the anode in the X-ray tube is formed of tungsten as a main component, and the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube is set to 20 ⁇ V ⁇ 40.
  • the invention according to claim 14 is the X-ray imaging method according to claim 12,
  • the anode in the X-ray tube is formed of molybdenum as a main component, and the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube is set to 20 ⁇ V ⁇ 22, 38 ⁇ V ⁇ 60.
  • the invention according to claim 15 is the X-ray imaging method according to any one of claims 12 to 14, wherein
  • Aluminum half-value layer L (mm) is 0.3 ⁇ L ⁇ 3.5.
  • the invention according to claim 16 is the X-ray imaging method according to claim 12,
  • the average X-ray energy E (keV) is set to 25 ⁇ E ⁇ 30 (however, the average X-ray energy E (keV) is measured at a position lm away from the X-ray tube. It is a value.)
  • the invention according to claim 17 is the X-ray imaging method according to any one of claims 10 to 16, wherein
  • the light emitted from the X-ray tube force is diffuse light.
  • the invention according to claim 18 is the X-ray imaging method according to any one of claims 10 to 17, wherein
  • the X-ray detector has a dynamic range of 4 digits or more.
  • the present invention it is possible to provide a high-quality image that has low X-ray absorption and can be clearly recognized even if it is an object.
  • it can be used for early diagnosis of rheumatism, and early detection enables early treatment and improves the quality of life (QOL) of patients.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a photographing system in the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating phase contrast imaging.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining a phase contrast effect (edge effect).
  • FIG. 4 is a diagram showing the relationship between edge strength and blur in the edge effect.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a case where blur occurs in the phase contrast effect.
  • FIG. 6 A graph showing the relationship between the refraction and absorption of a substance at a complex refractive index for several substances with X-ray energy of 20 (keV).
  • the X-ray imaging system 1 includes an X-ray tube 2, an imaging device 3, and a subject holder (not shown) disposed between the X-ray tube 2 and the imaging device 3.
  • X-ray tube 2 receives X-rays that are emitted toward the subject W from two X-ray tubes and the X-ray image corresponding to the X-ray dose is detected by the X-ray detector. This is detected by vessel 31.
  • phase contrast imaging with an enlargement ratio of M is performed.
  • the X-ray tube 2 is a medical X-ray tube, which includes a vacuum container, and includes a cathode and an anode inside thereof, and causes electrons generated from the cathode cover to collide with the anode. In addition to generating X-rays, this vacuum vessel is formed with a window through which X-rays generated inside can be extracted to the outside, and X-rays are emitted toward the subject W from the window.
  • the cathode of the X-ray tube 2 can be a thermionic emission type or a field emission type, and the anode is mainly composed of tungsten (W) or molybdenum (Mo). Can be selected and applied according to the subject. Tungsten is used for general radiography and molybden is used for mammography.
  • the window of X-ray tube 2 is difficult to absorb X-rays V, and may be made of the material beryllium (Be)!
  • the light emitted from the X-ray tube 2 is diffused light, and so-called general X-ray tube force is also emitted, and is generally used! However, since it is possible to photograph low-profile objects, it can be easily photographed at low cost even in general hospitals.
  • the X-ray tube 2 is preferably a rotary anode X-ray tube.
  • X-rays are generated when an electron beam emitted from the cathode collides with the anode. This is incoherent (incoherent) like natural light, and is not divergent X-rays but divergent light. If the electron beam continues to hit the place where the anode is fixed, the anode will be damaged due to the generation of heat. Therefore, in a commonly used X-ray tube, the anode is rotated to prevent the anode life from decreasing.
  • the electron beam is made to collide with a surface of a certain size of the anode, and the generated X-rays are emitted toward the plane force subject W of the anode of the certain size.
  • the size of the plane seen from this irradiation direction (subject direction) is called the focus.
  • Focal diameter D ( ⁇ m) is the length of one side when the focus is square, the length of the long or short side when the focus is rectangular or polygonal, and the diameter when the focus is circular. Point. In general, the larger the focal spot diameter D, the more radiation dose can be irradiated.
  • the X-ray tube 2 is configured by adjusting the setting tube voltage and the additional filter so that X-rays with an average X-ray energy E (keV) of 15 ⁇ E ⁇ 30 are emitted. From the viewpoint of more contrast and improved discrimination, especially X-rays with 15 ⁇ E ⁇ 25 It is preferred to be configured to radiate U, (mean X-ray energy E is the X-ray quantum energy calculated and divided by the quantum number). However, the average X-ray energy E (keV) is described below as a value measured at a position lm away from the X-ray tube.
  • the average X-ray energy E (keV) is defined in such a range as follows.
  • tissue with low X-ray absorption such as hand cartilage tissue, is absorbed by X-rays. This is because there is not much proper contrast and the cartilage cannot be diagnosed.
  • the average X-ray energy E (keV) is about 3% of the X-ray absorption amount at 30 keV of X-ray energy, and noise that may occur in the image.
  • the X-ray energy is 20 (keV) and 15 (keV)
  • the X-ray absorption is about 10% and 20%, respectively, and appropriate contrast can be obtained.
  • the X-ray absorption at 15 keV of X-ray energy is about 90%, and even if the hand is not the trunk, the exposure and noise are reduced. It is considered the upper limit.
  • the X-ray absorption when the X-ray energy is 20 (keV) and 30 (keV) is about 60% and 25%, respectively. is there . Therefore, the average X-ray energy E (keV) needs to be adjusted to an X-ray energy higher than a certain level.
  • a specific means for adjusting the average X-ray energy E (keV) is to adjust the set value of the tube voltage when setting the tube voltage in the operation unit of the imaging device 3.
  • the tube voltage is set to A (kVp)
  • the maximum value of X-ray energy radiated from the X-ray tube 2 is A (keV)
  • X-rays with various energies below A (keV) are mixed.
  • Multicolor X-rays for example, the inherent filtering power of IEC60522-1976 standard
  • the average X-ray energy in the case of A (kVp) set for a tungsten anode imaging device that is equal to or greater than 5 mm aluminum is usually about AZ3 to 2AZ3 (keV).
  • the average X-ray energy E (keV) is set by setting the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube to 20 ⁇ V ⁇ 40. Can be adjusted to 15 ⁇ E ⁇ 30.
  • the average X-ray energy E (keV) can be adjusted to 25 ⁇ E ⁇ 30 by setting the tube voltage V (kVp) of X-ray tube 2 to 20 ⁇ V ⁇ 30.
  • the anode is formed with molybdenum as a main component, and X-ray imaging is performed by setting the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube to 20 ⁇ V ⁇ 22 and 38 ⁇ V ⁇ 60.
  • V (kVp) of the X-ray tube is set to 20 ⁇ V ⁇ 22 and 38 ⁇ V ⁇ 60.
  • E (keV) can be set to 15 ⁇ E ⁇ 30, and a high-quality image can be provided in which an object having low X-ray absorption can be clearly seen.
  • the imaging apparatus 3 performs digital imaging, and includes an imaging unit 32 including an X-ray detector 31, a main body unit 33 for performing imaging control, and the like.
  • the imaging unit 32 includes an X-ray detector 31 and is configured to be able to adjust the height position according to the imaging region.
  • the X-ray detector 31 detects irradiated X-rays.
  • the X-ray detector 31 irradiated with X-rays can visualize an X-ray image by performing image processing in an output system (not shown).
  • the output system is preferably a digital system such as CR (Computed Radiography) or FPD (Flat Panel Detector) because of the ease of processing.
  • the CR digital system can be used with the REGIUS Vstage Modell90 and REGIUS190 direct digitizers made by Koino Minolta Megumi Co., Ltd. with a dynamic range of almost 4 digits.
  • the X-ray detector 31 is not limited to CR or FPD as long as it is a digital X-ray detector.
  • the region (region of interest) where the cartilage tissue or joint tissue is to be imaged when visualizing, the region (region of interest) where the cartilage tissue or joint tissue is to be imaged. It is preferable to change the image processing between an actually shot area (shooting area), for example, a hand or the like.
  • the dynamic range is wide, so even if the image has been processed so that it has a suitable contrast when observing the region of interest, it can be corrected by lowering the gradation ( ⁇ ) later. It is also possible to draw the whole picture.
  • even when an image does not have an appropriate contrast at the time of photographing it is possible to clearly display the image by correcting the tone (0) later.
  • the X-ray detector 31 has a dynamic range of four digits or more.
  • the tube voltage setting applied to the X-ray tube 2 is lower than 50 kVp, an image contrast that can withstand diagnosis and the like is obtained for soft tissues such as skin and cartilage, but the X-ray absorption is large. In some cases, sufficient contrast cannot be obtained at the bone.
  • V ⁇ digital X-ray detector having a wide dynamic range is used as the X-ray detector 31
  • X-rays that greatly decrease in the bone portion can sufficiently withstand diagnosis and the like. Contrast can be obtained, and bone and soft tissue can be diagnosed with a single X-ray.
  • the signal range of the image detected by the imaging device 3 corresponds to an X-ray absorption coefficient of 4 digits or more. That is, the X-rays irradiated to the subject W are attenuated (decreased) to a few tenths as they pass through the bone. Also, the X-ray intensity distribution on the surface of the two-dimensional X-ray detector 31 usually has a difference (variation) of about twice the maximum value and the minimum value of the X-ray intensity. Therefore, X-ray intensity correction (shading correction) on the surface of the X-ray detector 31 is necessary to obtain a contrast that can sufficiently withstand diagnosis.
  • the dynamic range of the X-ray detector 31 needs to be at least 4 digits to obtain a contrast that can withstand diagnosis.
  • a dynamic range of 4 digits or more higher sensitivity and higher resolution than when shooting with X-ray film, etc. Therefore, even when an image is taken in a low energy band with a low tube voltage applied to the X-ray source 8, an image with good contrast can be detected.
  • the dynamic range is not particularly limited as long as it is four digits or more, and it is more desirable as the dynamic range is wider in consideration of measurement errors and the like. However, if the dynamic range exceeds 7 digits, it takes time to process the image data and the equipment becomes expensive. Therefore, the dynamic range is preferably 7 digits or less.
  • the main body unit 33 is connected to the X-ray tube 2, and an operation unit for performing control operations of imaging operations of the X-ray tube 2 and the imaging unit 32, and a control unit that centrally controls each unit of the imaging device 3. It has a communication unit that communicates with other external devices.
  • the main body 33 it is possible to instruct and operate the X-ray irradiation conditions such as tube voltage and tube current in the X-ray tube 2 and the irradiation timing through the operation unit.
  • the operation of each part such as the X-ray tube 2 is centrally controlled according to the situation.
  • the control unit (pixel size) S (m) of the digital detector is 20 ⁇ S ⁇ 200, preferably 25 ⁇ S ⁇ 100, more preferably 30 ⁇ S ⁇ 70. I like it.
  • the subject holder is for fixing the subject W at the time of imaging, and is configured by adjusting the distance between the X-ray tube 2 and the X-ray detector 31 so that phase contrast imaging is performed. ing.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the outline of phase contrast imaging.
  • the subject W is arranged at a position where the subject W and the X-ray detector 31 are in contact (contact imaging position in Fig. 2).
  • the X-ray image (latent image) recorded in the X-ray detector 31 is approximately the same size as the life size (that is, the same size as the subject W).
  • phase contrast imaging a distance is provided between the subject W and the X-ray detector 31, and the life size is determined by the X-rays irradiated from the X-ray tube 2 in a cone beam shape.
  • the X-ray detector 31 detects a latent image of an X-ray image (hereinafter referred to as an enlarged image) that is enlarged with respect to the image.
  • the X-ray intensity at the edge portion is as shown by the solid line in FIG. E shown in Fig. 4 represents the half-value width of edge emphasis and can be calculated by the following equation (2).
  • Half width E indicates the distance between the peaks and valleys of the edge
  • ⁇ is the difference in refractive index between the two materials in the part where the X-ray bending occurs (the boundary part of the tissue)
  • r is the radius of the object (subject)
  • Coolidge X-ray tubes also called thermo-electron X-ray tubes
  • D increases to some extent, it cannot be regarded as an ideal point source.
  • the half-width E of edge enhancement is widened and the strength is lowered, resulting in a geometrical sharpness. This geometrical sharpness is out of focus.
  • the X-ray intensity at the edge portion is as shown by the dotted line in FIG.
  • the half-width of edge emphasis when blurring occurs is wider than the edge emphasis width E when an ideal point source is assumed due to geometrical sharpness.
  • EB can be calculated from the following equation (3), where ED is the half-value width of wedge enhancement.
  • FIG. 6 shows the relationship between the refraction (log ( ⁇ )) and absorption (log ( ⁇ )) of a substance at complex refractive index for V, which has an X-ray energy of 20 (keV).
  • the complex refractive index ⁇ is expressed by the following formula (4).
  • Equation 2 the definition of ⁇ is the same as that in Equation 2, and is an index related to refraction.
  • the definition of j8 is an index related to X-ray absorption.
  • ⁇ is 100 to 10,000 times larger than j8, which is the reason why phase contrast is about 1000 times more sensitive than absorption contrast.
  • the difference between ⁇ and j8 will be 100 to 1000 times or less, whereas in the case of materials such as polyethylene and ethanol, etc. The value exceeds 1000 times ⁇ .
  • bones with high density that absorb a lot of X-rays are clearly depicted with absorption contrast, whereas conventional tissues with low density and low absorption contrast have low phase contrast.
  • 8 the greater the contribution of the edge effect by phase contrast photography. Therefore, X-ray imaging by phase contrast is effective for X-ray absorption with low V and tissue.
  • the structure with low X-ray absorption means that the linear attenuation coefficient k (Zcm) at 30 keV X-ray is k
  • the subjects applied to the imaging system 1 are tissues with particularly low X-ray absorption among the whole body such as the head, chest, abdomen, spine, and extremities, and include muscle, skin, fat, and blood vessels including cartilage. Examples include soft tissue such as articular cartilage used for diagnosis of rheumatism and tissues such as sarcoma and mesothelioma used for diagnosis of cancer.
  • the distance R3 can be fixed, and the ratio of the distances R1 and R2 can be changed within the fixed distance R3 to perform shooting under optimal conditions. it can .
  • R3 3. O (m) is determined
  • the distance R should be in the range of 0.1 ⁇ R1 ⁇ 2.0, 0.3 ⁇ R2 ⁇ 2.0, 0.8 ⁇ R3 ⁇ 3.0, and magnification M is set to 1.5 ⁇ M ⁇ 10, and focal spot diameter D is set to 5.0 ⁇ D ⁇ 200.
  • the distances R3, Rl, R2, the magnification factor M, and the focal diameter D should be determined.
  • the focal spot diameter D By setting the focal spot diameter D to such a range, it is possible to take a short time when the X-ray intensity is high, and motion blur caused by the movement of the subject W can be reduced.
  • the distance R satisfies the range of 0.5 ⁇ R1 ⁇ 1.2, 0.5 ⁇ R2 ⁇ 1.2, 1.0 ⁇ R3 ⁇ 2.5, and the enlargement ratio M is 2. 0 ⁇ M ⁇ 5.0, and focal spot diameter D can be set to satisfy the range of 50 ⁇ D ⁇ 120.
  • the degree of blur B depends on the focal diameter D. Increasing the focal diameter D increases the degree of blur, resulting in edge enhancement. It will be a spear image!
  • the blur size B depends on both the magnification factor M and the focal diameter D, and both the magnification factor M and the focal diameter D cannot be increased simultaneously.
  • the X-ray imaging system 1 is provided with an irradiation field stop and a housing (both not shown) for preventing excessive exposure between the subject W and the X-ray tube 2. But! ,.
  • the average X-ray energy E can be said to be within the proper range. If X-rays are taken with an average X-ray energy E, it is possible to easily obtain a high-quality image with low X-ray absorption and allowing the object to be clearly seen.
  • the imaging order information is registered when the subject (patient) registers the examination (registration of the imaging order) by accepting the examination and the like.
  • the X-ray imaging system 1 first mounts the X-ray detector 31 in the imaging apparatus 3 when imaging, and subjects W and X-ray tube 2 and palms W and X as subjects.
  • the magnification W is adjusted by adjusting the distances Rl and R2 between the line detectors 31 and the subject W is placed at a predetermined position, and is fixed by a subject holder (not shown).
  • the information (name, age, imaging region, etc.) of the subject to be imaged from the operation unit of the main unit 33, the focal diameter 0, and the tube voltage of the X-ray tube 2 are set so that the average radiant energy power is Sl5keV to 30keV.
  • the X-ray tube 2 and the imaging device 3 are ready, X-rays are emitted from the X-ray tube 2 toward the subject W.
  • the X-ray passes through the subject W and forms an image with the X-ray detector 31.
  • the edge effect works at the border of the subject W due to the phase contrast, and the border is sharp.
  • It is an image depicted in An image formed by the X-ray detector 31 is read by the X-ray detector 31 and converted into image data, and the main body 33 is associated with incidental information including imaging order information and various types of information. Image processing is performed. Then, the image data subjected to the image processing is output together with the accompanying information by an image output device (not shown).
  • the output method the view (display) on the monitor (display section) and the film output (node copy) on the print section can be shifted! /.
  • the X-ray absorption rate is small! /
  • the distance R1 between the X-ray tube and the subject is set. 0.1 ⁇ R1 ⁇ 2, the distance R2 from the subject to the X-ray detector, 0.3 ⁇ R2 ⁇ 2, the distance R3 from the X-ray tube focus to the X-ray detector, 0. 8 ⁇ R3 ⁇ 3, X-ray tube focal spot diameter D is 5 ⁇ D ⁇ 200, particularly preferably 8 ⁇ D ⁇ 120, magnification factor M is 1.5 ⁇ M ⁇ 20, phase contrast
  • geometric unsharpness B satisfies the general formula (1), the geometric unsharpness can be reduced by performing imaging using phase contrast. Even in such a case, it is possible to provide a high-quality image that can be more clearly recognized by keeping the geometrical sharpness within this range.
  • the average X-ray energy E (keV) is set to 15 ⁇ E ⁇ 30, so that even an object with low X-ray absorption can be clearly seen. Images can be provided. In particular, it can be used for the initial diagnosis of rheumatism, and early detection enables early treatment and improves the quality of life (QOL) of the patient.
  • the anode is formed mainly of tungsten, and X-ray imaging is performed by setting the tube voltage V (kVp) of the X-ray tube to 20 ⁇ V ⁇ 40.
  • the average X-ray energy E (keV) can be set to 15 ⁇ E ⁇ 30.
  • X-ray absorption is low, and high-quality images that can clearly see the object can be obtained. Can be provided.
  • the average X-ray energy is obtained by setting the aluminum half-value layer L (mm), which is one of the indexes representing the X-ray spectrum, to 0.3 ⁇ L ⁇ 3.5.
  • E (keV) as 15 ⁇ E ⁇ 30 Therefore, it is possible to provide a high-quality image with low X-ray absorption and easy visibility of the object.
  • the force X-ray absorptivity difference that has been shown to be effective for a subject with low X-ray absorption is more effective for a portion where the difference in X-ray absorption is low (small).
  • the cartilage itself has a small X-ray absorption and is difficult to detect or depict, but the periphery is covered with a substance that is very similar to the X-ray absorption coefficient of cartilage that is joint fluid. Therefore, in order to depict the surrounding joint fluid and cartilage tissue as separate tissues, it is necessary to express a slight difference in absorption with a large contrast. For that purpose, it is very effective to take images with low energy X-rays. It becomes a means. Furthermore, since the phase contrast imaging method draws an image based on phase information that is more sensitive than absorption, it is necessary to capture a substance with a slight absorption difference (such as the cartilage in the joint fluid mentioned in this example). There is a big effect. In particular, as the difference in absorption rate, the effect is large for the part where the difference in the linear attenuation coefficient in 30 keV X-rays is 0.2 Zcm or less, and further 0.1 lZcm or less.
  • the X-ray dose incident on the detector and the signal value have a linear relationship (Flat Panel
  • Linearity means that if the signal value when an X-ray dose is incident is 1, the signal value when an X-ray dose of 10 times is incident is 10.
  • the linear attenuation coefficients at 30 keV are 3 Zcm and 0.3 Zcm, respectively.
  • the dose is 5% and the X dose through water is 74%.
  • a signal value of 100 is obtained when X-rays are applied to a place where there is no subject, a signal value of 5 is obtained at the aluminum location, and a signal value of 74 is obtained at the water location. Information can be obtained. Since the actual subject is considered to be a system in which aluminum is covered with water, the signal value difference can be obtained with an extension of the previous idea.
  • the signal value difference can be obtained if the material and thickness of the subject are known in this way, it is possible to obtain the absorption and absorption rate difference of the signal value difference substance, and verify whether the conditions are applicable to the present invention. Is possible.

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Abstract

　Ｘ線撮影システム１では、被写体Ｗに焦点径Ｄ（μｍ）のＸ線を照射するＸ線管２と、照射されたＸ線のＸ線量に応じたＸ線画像を記録するＸ線検出器３１とを用いて、乳房を除く被写体を撮影する際に、Ｘ線管２と被写体Ｗとの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、被写体ＷからＸ線検出器３１までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし、Ｘ線管２の焦点からＸ線検出器３１までの距離Ｒ３を、０．８≦Ｒ３≦３とし、Ｘ線管２の焦点径Ｄを、５≦Ｄ≦２００とし、拡大率Ｍを、１．５≦Ｍ≦２０として、位相コントラスト撮影を行う。

Description

明 細 書
X線撮影システム及び X線撮影方法
技術分野
[0001] 本発明は、被写体に X線を照射し、その X線画像を撮影する X線撮影システム及び X線撮影方法に関する。
背景技術
[0002] 従来から、撮影画像の視認性を向上させるため、位相コントラスト法による撮影が行 われている（例えば、特許文献 1参照)。位相コントラスト撮影は、 X線管の焦点径、 X 線管力 被写体までの距離、被写体から X線検出器までの距離を所定の関係とする 拡大撮影である。この位相コントラスト撮影では、 X線屈折の現象から被写体内の組 織の境界部分が強調された画像を得ることができるため、精査を要する読影に最適 な画像を医師に提供することが可能となる。このエッジ強調はエッジ効果と呼ばれて いる。
[0003] また、近年の医療システムのデジタルィ匕に伴 、、前記位相コントラスト撮影をデジタ ル検出器を用いて実施するシステムが開発されて ヽる (特許文献 2参照)。
[0004] 位相コントラスト撮影は、乳房を被写体とする乳房撮影システムにお ヽて、東芝社 製乳房撮影装置「MGU— 100B」（X線管の焦点径 100 /z m)で撮影し、コ-カミノル タネ土製レジウスシステム（modell90)でデータ処理を行!ヽ、同社製イメージャ（ドライプ 口 model793)でフィルム出力を行うシステムが実用化されている。乳房撮影は主に乳 癌の所見となる腫瘤、微小石灰化クラスタといった病変部の陰影 (以下、異常陰影と いう）を検出するために行われるものである。これらの検出は精査を要するため、位相 コントラスト撮影によるエッジ効果は読影に際して非常に有用なものとなる。
[0005] ところで、軟骨などの X線吸収が低 ヽ組織では、 X線撮影により画像を得ることは難 しいとされており、このような部位で観察される病気の診断に X線画像を利用すること はできなかった。
[0006] 例えば、今や国民病ともされるリウマチでは、その症状に伴い骨の形状の変化が観 察されるが、初期症状の段階で軟骨の磨り減りが観察されるとされている。現段階で リウマチはその根本的な治療薬が存在せず、症状の進行を止める治療しか存在しな い疾患の一つであることから、早期発見による治療への移行が重要であり、軟骨の形 状を観察することが可能な X線撮影技術が望まれるところである。しかしながら、現在 の X線撮影では、比較的低管電圧撮影である手の撮影でも上記の理由カゝらせいせ V、40数 kVpまでしか管電圧を下げて撮影しなカゝつたため、この管電圧で照射される エネルギーの X線では、軟骨を描写することは困難であり、得られた画像を基に診断 を行うには早期発見と 、う観点力 不十分であった。
[0007] そのため、このような組織では、通常、 X線撮影に代わり、 MRIにより得られた画像 を基に診断が行われてきた。また、最近では、 X線撮影のうち、 X線が平行に直進す る放射光を取り出し、これを用いて軟骨を撮影する技術が開示されて 、る。
特許文献 1：特開 2001— 91479号公報
特許文献 2：特開 2001— 299733号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0008] し力しながら、前者の MRIによる撮影は、得られる画像の解像度が低ぐまた、費用 がかかることから敬遠されがちであり、結局、 X線撮影による観察が可能となる骨への 異常が観察される程にまで病状が進行してから、 X線撮影が行われることが多ぐリウ マチと診断される頃には、患者は不自由な生活を余儀なくされていた。
[0009] また、後者の放射光を用いて軟骨を撮影する技術は、試験研究に用いられる特殊 な撮影方法であり、撮影設備を整えるには巨大すぎて、一般の病院での診断には適 用できず、また、診断に際して時間が数 10分単位で力かるなど、医療現場で実際に 使用するには不向きな構成である。
[0010] そこで、本発明の課題は、前記問題点を鑑みてなされたものであり、 X線吸収率が 小さ 、対象物であっても簡易に視認性の高 、撮影画像を得ることができる X線撮影 システム及び X線撮影方法を提供することである。
課題を解決するための手段
[0011] 請求の範囲第 1項に記載の発明は、 X線撮影システムであって、
乳房を除く被写体に対し、 焦点径 D ( μ m)が 5≤ D≤ 200である X線を照射する X線管と、
照射された X線の X線量に応じた X線画像を記録する X線検出器とを備え、 前記 X線管の焦点力も前記被写体までの距離 R1を、 0. 1≤R1≤2とし、 前記被写体力も前記 X線検出器までの距離 R2を、 0. 3≤R2≤2とし
前記 X線管の焦点カゝら前記 X線検出器までの距離 R3を 0. 8≤R3≤ 3とし、 拡大率 Mを 1. 5≤M≤ 20として位相コントラスト撮影を行うことを特徴とする（ただし
、拡大率 M=R3ZR1とする。）。
[0012] 請求の範囲第 2項に記載の発明は、請求の範囲第 1項に記載の X線撮影システム において、
幾何学的不鋭 B m)は、下記一般式（1)を満たすものであることを特徴とする。
[0013] B= (M- 1) X D≤300 · ' · (1)。
[0014] 請求の範囲第 3項に記載の発明は、請求の範囲第 1項又は第 2項に記載の X線撮 影システムにおいて、
前記 X線管は、前記被写体に平均 X線エネルギー E (keV)の X線を照射するもの であり、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 15≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。）ことを特徴とする。
[0015] 請求の範囲第 4項に記載の発明は、請求の範囲第 3項に記載の X線撮影システム において、
前記 X線管における陽極は、タングステンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V (kVp)を 20≤ V< 40とすることを特徴とする。
[0016] 請求の範囲第 5項に記載の発明は、請求の範囲第 3項に記載の X線撮影システム において、
前記 X線管における陽極は、モリブデンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤ V< 22、 38 <V≤ 60とすることを特徴とする
[0017] 請求の範囲第 6項に記載の発明は、請求の範囲第 3項〜第 5項のいずれ力 1項に 記載の X線撮影システムにお 、て、
アルミ半価層 L (mm)を、 0. 3≤L≤3. 5とすることを特徴とする。
[0018] 請求の範囲第 7項に記載の発明は、請求の範囲第 3項に記載の X線撮影システム において、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 25≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。）ことを特徴とする。
[0019] 請求の範囲第 8項に記載の発明は、請求の範囲第 1項〜第 7項のいずれ力 1項に 記載の X線撮影システムにお 、て、
前記 X線管力 放射される光は、拡散光であることを特徴とする。
[0020] 請求の範囲第 9項に記載の発明は、請求の範囲第 1項〜第 8項のいずれか 1項に 記載の X線撮影システムにお 、て、
前記 X線検出器は、 4桁以上のダイナミックレンジを備えて ヽることを特徴とする。
[0021] 請求の範囲第 10項に記載の発明は、 X線撮影方法であって
乳房を除く被写体に対し、
焦点径 D m)を 5≤ D≤ 200として X線を照射する X線管と、
照射された X線の X線量に応じた X線画像を記録する X線検出器とを用い、 拡大率 Mを、 1. 5≤M≤20とし、
前記 X線管の焦点力も前記被写体までの距離 R1を、 0. 1≤R1≤2とし、 前記被写体力も前記 X線検出器までの距離 R2を、 0. 3≤R2≤2とし、 前記 X線管の焦点カゝら前記 X線検出器までの距離 R3を、 0. 8≤R3≤3として位相 コントラスト撮影を行うことを特徴とする (ただし、拡大率 M=R3ZR1とする。 ) o
[0022] 請求の範囲第 11項に記載の発明は、請求の範囲第 10項に記載の X線撮影方法 において、
幾何学的不鋭 B m)は、下記一般式 (2)を満たすものであることを特徴とする。
[0023] B= (M- 1) X D≤300 · · · (1)
請求の範囲第 12項に記載の発明は、請求の範囲第 10項又は第 11項に記載の X 線撮影方法において、 前記 X線管は、前記被写体に平均 X線エネルギー E (keV)の X線を照射するもの であり、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を、 15≤E≤30と する（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定され た値とする。）ことを特徴とする。
[0024] 請求の範囲第 13項に記載の発明は、請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法 において、
前記 X線管における陽極は、タングステンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V (kVp)を 20≤ V< 40とすることを特徴とする。
[0025] 請求の範囲第 14項に記載の発明は、請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法 において、
前記 X線管における陽極は、モリブデンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤ V< 22、 38 <V≤ 60とすることを特徴とする
[0026] 請求の範囲第 15項に記載の発明は、請求の範囲第 12項〜第 14項のいずれか 1 項に記載の X線撮影方法にぉ 、て、
アルミ半価層 L (mm)を、 0. 3≤L≤3. 5とすることを特徴とする。
[0027] 請求の範囲第 16項に記載の発明は、請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法 において、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 25≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。）ことを特徴とする。
[0028] 請求の範囲第 17項に記載の発明は、請求の範囲第 10項〜第 16項のいずれか 1 項に記載の X線撮影方法にぉ 、て、
前記 X線管力 放射される光は、拡散光であることを特徴とする。
[0029] 請求の範囲第 18項に記載の発明は、請求の範囲第 10項〜第 17項のいずれか 1 項に記載の X線撮影方法にぉ 、て、
前記 X線検出器は、 4桁以上のダイナミックレンジを備えて ヽることを特徴とする。 発明の効果
[0030] 本発明によれば、 X線吸収が低 、対象物であっても、鮮明に視認することができる 高画質の画像を提供することができる。特に、リウマチの初期診断に利用でき、早期 発見により、早期治療が可能となり、患者の QOL (quality of life )を向上させるこ とがでさる。
図面の簡単な説明
[0031] [図 1]本実施形態における撮影システムの構成を示す図である。
[図 2]位相コントラスト撮影を説明する図である。
[図 3]位相コントラスト効果 (エッジ効果）について説明する図である。
[図 4]エッジ効果におけるエッジ強度とボケの関係を示す図である。
[図 5]位相コントラスト効果においてボケが生じる場合について説明する図である。
[図 6]X線エネルギーが 20 (keV)にあるいくつかの物質について、複素屈折率にお ける物質の屈折と吸収との関係を表した図である。
符号の説明
[0032] 1 撮影システム
2 X線管
a 焦点
3 撮影装置
31 X線検出器
W 被写体
発明を実施するための最良の形態
[0033] 本発明に係る X線撮影システムについて、図 1〜図 6を参照して説明する。
[0034] まず、本実施形態における X線撮影システム 1の構成を説明する。
[0035] X線撮影システム 1は、図 1に示すように、 X線管 2、撮影装置 3と、 X線管 2と撮影装 置 3との間に配置された図示しない被写体保持具を備えて構成されており、 X線管 2 カゝら被写体 Wに向けて照射した X線を撮影装置 3で受け、その X線量に応じた X線画 像を撮影装置 3内に装着された X線検出器 31で検出するものである。撮影時には、 被写体 Wと X線管 2、被写体 Wと X線検出器 31間の距離 Rl、 R2を調整することによ り拡大率 Mの位相コントラスト撮影を行う。
[0036] X線管 2は、医療用の X線管であり、真空容器を備えて、その内部に陰極と、陽極と を具備して、陰極カゝら発生された電子を陽極に衝突させて X線を発生させるとともに、 この真空容器に、内部で発生した X線を外部に取り出すことが可能な窓を形成させる ことで、窓から X線を被写体 Wに向けて照射するものである。 X線管 2の陰極としては 、熱電子放出型や電界放出型のものを適用することが可能であり、陽極としては、タ ングステン (W)やモリブデン (Mo)などを主成分に用いたものを被写体に応じて選択 して適用することが可能である。なお、タングステンは一般撮影で使用され、モリブデ ンは乳房撮影で使用されるものである。また、 X線管 2の窓は、 X線の吸収がされにく V、材料であるベリリウム (Be)で形成されてもよ!、。
[0037] X線管 2から放射される光は、拡散光であり、いわゆる一般的な X線管力も放射され るものであり、一般に使用されて!ヽる X線管を用いて X線吸収が低 ヽ対象物を撮影す ることができるので、手軽に一般の病院でも安価に撮影可能である。
[0038] X線管 2としては、回転陽極 X線管とすることが好ましい。この回転陽極 X線管にお いては、陰極カゝら放射される電子線が陽極に衝突することで X線が発生する。これは 自然光のようにインコヒーレント (非干渉性)であり、また平行光 X線でもなく発散光で ある。電子線が陽極の固定した場所に当り続けると、熱の発生で陽極が傷むので、 通常用いられる X線管では陽極を回転して陽極の寿命の低下を防 、で 、る。電子線 を陽極の一定の大きさの面に衝突させ、発生した X線はその一定の大きさの陽極の 平面力 被写体 Wに向けて放射される。この照射方向（被写体方向）から見た平面の 大きさを焦点 (フォーカス）と呼ぶ。焦点径 D ( μ m)は、焦点が正方形の場合はその 一辺の長さを、焦点が長方形や多角形の場合はその長辺または短辺の長さを、焦点 が円形の場合はその直径をさす。一般的に、焦点径 Dは、大きくなるほど多くの放射 線量を照射することができる。
[0039] なお、 X線管 2は、平均 X線エネルギー E (keV)が 15≤E≤ 30となる X線を照射す るように設定管電圧や付加フィルタなどが調整されて構成されていることが好ましぐ よりコントラストがついて識別能が向上する観点から、特に 15≤E≤ 25となる X線を照 射するように構成されて 、ることが好ま U、（平均 X線エネルギー Eとは、 X線量子の エネルギーをカ卩算して、量子数で割ったものをいう）。ただし、平均 X線エネルギー E ( keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された値として以下、説明を行う。
[0040] ここで、平均 X線エネルギー E (keV)をこのような範囲に規定したのは、 E> 30とし た場合、 X線吸収が低い組織、例えば手の軟骨組織では、 X線による吸収が少なく 適正なコントラストが得られず、軟骨の診断を行うことができなくなるためである。軟骨 を想定した lmm厚の水で X線撮影を行うと、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線ェ ネルギー 30keVでの X線吸収量は約 3%であり、画像に生じうるノイズを考慮すると、 吸収コントラストとして検出可能な X線エネルギーの下限である。ちなみに、 X線エネ ルギ一が 20 (keV)及び 15 (keV)の場合での X線吸収量は、それぞれ 10%及び 20 %程度であり、適正なコントラストが得られる。
[0041] 一方、 E< 15とした場合、被写体での吸収が大きぐ被曝量が増大して、患者への 負担をかけるだけでなぐこれに伴って検出器に到達する X線量が少なくなることで、 画像ノイズが多くなつて診断能が低下してしまう。つまり、前述の手の組織の例で説 明すると、患者は吸収量の増大により被曝量が増すだけでなぐ得られる画像として は、骨は写るもののノイズに埋もれてしまい、診断に利用できないだけでなぐ診断に 利用できな 、X線撮影により患者は不要に被曝してしまうことになる。指を想定した lc m厚の水で X線撮影を行うと、 X線エネノレギー 15keVでの X線吸収量は約 90%であ り、手が体幹部でないとしても、被曝やノイズの面力 の上限と考えられる。ちなみに 、 X線エネルギーが 20 (keV)及び 30 (keV)の場合での X線吸収量は、それぞれ 60 %及び 25%程度であり、乳房の撮影を加味しても適正なコントラストの範囲内にある 。したがって、平均 X線エネルギー E (keV)は、ある一定以上に高い X線エネルギー に調整されることが必要である。
[0042] なお、平均 X線エネルギー E (keV)の具体的な調整手段としては、撮影装置 3の操 作部において管電圧を設定する際に、管電圧の設定値を調整することにより行うこと が可能である。管電圧を例えば A (kVp)と設定した場合、 X線管 2から放射される X 線エネルギーの最大値が A (keV)であり、 A (keV)以下のさまざまなエネルギーの X 線が混ざった多色の X線であり、例えば、 IEC60522— 1976規格の固有ろ過力 5mmアルミ等量以上であるタングステン陽極の撮影装置において A (kVp)と設定し た場合の平均 X線エネルギーは、通常、 AZ3〜2AZ3 (keV)程度になる。
[0043] 従って、例えば、陽極にタングステンを用いる一般撮影を行う際には、 X線管の管 電圧 V (kVp)を 20≤ V< 40に設定することで、平均 X線エネルギー E (keV)を 15≤ E≤ 30に調整できる。また、 X線管 2の管電圧 V (kVp)を 20≤V≤30に設定すること で、平均 X線エネルギー E (keV)を 25≤E≤ 30に調整できる。
[0044] あるいは、陽極に固有ろ過が 2. 5mmアルミ等量未満であるモリブデンを用いる際 には、 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤V< 22、 38 <V≤ 60に設定することで平均 X 線エネルギー E (keV)を 15≤E≤30に調整できる。また、 X線管 2の管電圧 V(kVp) を 20≤V< 22、 38<V≤45に設定することで、平均 X線エネルギー E (keV)を 25 ≤E≤30に調整できる。
[0045] すなわち、陽極はモリブデンを主成分として形成されるとともに、 X線管の管電圧 V ( kVp)を 20≤V< 22、 38<V≤ 60に設定して X線撮影を行うことにより、平均 X線ェ ネルギー E (keV)を 15≤E≤ 30とすることができ、 X線吸収が低い対象物を鮮明に 視認することができる高画質の画像を提供することができる。
[0046] 撮影装置 3は、デジタル方式の撮影を行うものであり、 X線検出器 31を含む撮影部 32、撮影制御を行うための本体部 33等を備えて構成されて 、る。
[0047] 撮影部 32は、 X線検出器 31を内蔵し、撮影部位に合わせてその高さ位置を調整 可能に構成されている。
[0048] X線検出器 31は照射される X線を検出するものである。 X線が照射された X線検出 器 31は、図示しない出力システムにおいて画像処理を行うことにより、 X線画像を可 視化することができる。出力システムとしては、処理の簡便性カゝら CR (Computed R adiography )や FPD ( Flat Panel Detector)等のデジタルシステムであることが 好ましい。 CRのデジタルシステムとしては、ほぼ 4桁のダイナミックレンジを備えるコ- 力ミノルタェムジ一社製ダイレクトデイジタイザ一 REGIUS Vstage Modell90お よび REGIUS190用プレートを使用することができる。なお、 X線検出器 31はデジタ ル X線検出器であればよぐ CRや FPDに限定するものではな 、。
また、可視化する際には、軟骨組織や関節組織などの撮影を行いたい部位 (関心領 域）に対して、実際に撮影された領域 (撮影領域)、例えば手などとの間で、画像処理 を変えることが好ましい。デジタルシステムでは、ダイナミックレンジが広いため、関心 領域を観察する場合に適性なコントラストとなるように画像処理が施された画像であつ ても、後から階調 ( Ύ )を低くする補正により撮影領域全体を描出させることも可能で ある。また、撮影時には適性なコントラストが得られていない画像であっても、後から 階調（ 0 )を高くする補正により、鮮明に画像を描出させることも可能である。
[0049] 本実施形態において、 X線検出器 31は、 4桁以上のダイナミックレンジを備えてい る。
[0050] 従来の骨部撮影は、 2桁程度のダイナミックレンジの従来のハロゲンィ匕銀写真感光 材料を用いて行われていたため、 X線管 2に印加する管電圧を 50kVp以上に設定し て撮影を行っていた。管電圧をこのように高く設定することにより、ダイナミックレンジ が 2桁程度の場合でも、診断等に耐え得る画像コントラストを得ることができる。
これに対して、 X線管 2に印加する管電圧の設定が 50kVpより低い場合は、皮膚や 軟骨のような軟部組織については診断等に耐え得る画像コントラストが得られるが、 X 線吸収の大き 、骨部では十分なコントラストが得られな 、場合がある。
しかしながら、本実施形態においては、 X線検出器 31として、ダイナミックレンジの広 Vヽデジタル X線検出器を用いるため、骨部で大きく低下する X線にっ 、ても十分に診 断等に耐え得るコントラストを得ることができ、骨部及び軟部組織の診断が 1回の X線 撮影で可能となる。
[0051] 本実施形態において撮影装置 3により検出する画像の信号範囲は 4桁以上の X線 吸収係数に対応する。すなわち被検体 Wに照射された X線は、骨部を透過すること により数十分の一に減弱 (低下)する。また、 2次元の X線検出器 31面上の X線強度 分布は、 X線強度の最大値と最小値とで通常 2倍程度の差（ばらつき）がある。このた め、十分に診断等に耐え得るコントラストを得るためには X線検出器 31面上での X線 強度補正 (シェーディング補正）を行う必要がある。このような X線の減弱や補正の必 要性等を考慮すると、診断等に耐え得るコントラストを得るためには X線検出器 31の ダイナミックレンジは少なくとも 4桁以上である必要がある。ダイナミックレンジが 4桁以 上であることにより、 X線フィルム等で撮影を行う場合と比べて高感度、高分解能を実 現することができ、 X線源 8に印加する管電圧の低 、低エネルギー帯域での画像撮 影を行った場合でもコントラストのよい画像の検出を行うことができる。
[0052] なお、ダイナミックレンジは 4桁以上であれば特に限定されず、測定誤差などを勘案 するとダイナミックレンジが広 、ほど望まし 、態様である。しかしダイナミックレンジが 7 桁を超えると画像データ処理に時間を費やし、また装置が高価となるため、ダイナミツ クレンジは 7桁以下であることが好ま U、。
[0053] 本体部 33は X線管 2と接続されており、 X線管 2及び撮影部 32の撮影動作の制御 操作を行うための操作部や、撮影装置 3の各部を集中制御する制御部、他の外部装 置と通信を行う通信部等を備えて 、る。
[0054] 本体部 33では、操作部を介して X線管 2における管電圧、管電流等の X線の照射 条件や照射タイミング等を指示操作することが可能であり、制御部ではこの指示操作 に応じて X線管 2等の各部の動作を集中制御する。
[0055] また、デジタル検出器の制御単位 (画素サイズ) S ( m)は、 20≤S≤200であり、 好ましくは 25≤S≤100,さらに好ましくは 30≤ S≤ 70を満たすものであることが好ま しい。
[0056] 被写体保持具は、撮影時に被写体 Wを固定するものであり、ここでは、位相コントラ スト撮影が行われるように X線管 2及び X線検出器 31との距離が調節されて構成され ている。
[0057] 次に、位相コントラスト撮影方法について説明する。
[0058] 図 2は、位相コントラスト撮影の概略を説明する図である。
[0059] 図 2に示すように、通常の撮影方法の場合、被写体 Wと X線検出器 31が接する位 置に被写体 Wが配置されている（図 2の密着撮影位置)。この場合、その X線検出器 31に記録される X線画像 (潜像）はライフサイズ (被写体 Wと同一サイズであることを いう）とほぼ等サイズとなる。
[0060] これに対し、位相コントラスト撮影は、被写体 Wと X線検出器 31との間に距離を設け るものであり、 X線管 2からコーンビーム状に照射された X線により、ライフサイズに対 して拡大された X線画像 (以下、拡大画像という）の潜像が X線検出器 31で検出され ることとなる。 [0061] ここで、拡大画像のライフサイズに対する拡大率 Mは、 X線管 2の焦点 aから被写体 Wまでの距離を Rl、被写体 Wから X線検出器 31までの距離を R2、 X線管 2の焦点 a から X線検出器 31までの距離を R3 (R3=R1 +R2)とすると、下記式（1)により求め ることがでさる。
[0062] M=R3/R1 - - - (1)
位相コントラスト拡大画像では、図 3に示すように、被写体 Wの辺縁を通過すること により屈折した X線が被写体 Wを介さずに通過した X線と X線検出器 31上で重なり合 い、重なった部分の X線強度が強くなる。一方で、屈折した X線の分だけ、被写体 W の辺縁内側の部分において X線強度が弱くなる現象が生じる。そのため、被写体 W の辺縁を境にして X線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ効果ともいう）が働き、 辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高い X線画像を得ることができる。
[0063] X線源が点線源（つまり、焦点 aが点）であるとみなした場合、辺縁部分における X線 強度は図 4の実線で示すようなものとなる。図 4に示す Eは、エッジ強調の半値幅を示 し、下記式（2)により求めることができる。半値幅 Eはエッジの山一谷間の距離を示す
[0064] [数 1]
Figure imgf000014_0001
ナだし
δは、 X線の屈祈が生じる部分 (組織の境界部分）での 2つの物質の屈折率差 rは、 物体 （被写体） の半径
[0065] しかし、医療現場や非破壊検査施設では、クーリッジ X線管 (熱電子 X線管とも 、う) が広く使用されており、このクーリッジ X線管では、図 5に示すように焦点径 Dが有る 程度大きくなるため、理想的な点線源とみなすことができない。この場合、図 5に示す ように、エッジ強調の半値幅 Eが広がり、かつ強度が低下することとなるため、幾何学 的不鋭が生じることとなる。この幾何学的不鋭をボケと 、う。
[0066] ボケが生じた場合の辺縁部分における X線強度は、図 4の点線で示すようなものと なる。ボケが生じた際のエッジ強調の半値幅は、幾何学的不鋭のため理想的な点線 源を想定した場合のエッジ強調幅 Eより広がることとなる。このボケが生じた場合のェ ッジ強調の半値幅を EBとすると、 EBは下記式（3)から求めることができる。
[0067]
Figure imgf000015_0001
[0068] 式中、 δ及び rの定義は、式 2と同じである。
[0069] また、 EBはボケが無 、場合のエッジ強調半値幅 Eにボケの大きさを示す Bをカロえ、 EB = E + Bで示される。
[0070] また、特に、被写体の X線吸収が低い組織の場合には、位相コントラスト撮影による エッジ効果が吸収の効果より大きくなる。図 6は、 X線エネルギーが 20 (keV)にある V、くつかの物質にっ 、て、複素屈折率における物質の屈折 (log ( δ ) )と吸収 (log ( β ) )との関係を表した図である。
[0071] ここで、複素屈折率 ηは、下記式 (4)で表わされる。
[0072] [数 3]
η -= 1— δ + I β … （4)
[0073] 式中、 δの定義は式 2と同じであり、屈折に関わる指数である。 j8の定義は X線の 吸収に関わる指数である。 )
図 6に示すように、 δは j8に対して 100〜10000倍大きい値であり、これが、位相コ ントラストは吸収コントラストより約 1000倍感度が高いといわれる根拠である。密度の 大きいカルシウムやアルミニウムの場合は、 δと j8との差は 100倍〜 1000倍以下と なってしまうのに対し、ポリエチレンやエタノールなどの密度の小さ!/、物質の場合に は、 δは βに対して 1000倍を超える値となっている。このことから、密度が大きく X線 を多く吸収する骨などでは、吸収コントラストで鮮明に描写されるのに対し、密度が小 さく従来の吸収コントラストがつきづらい X線吸収が低い組織では、位相コントラストで 鮮明に描写され、 δと |8の差が大きいほど位相コントラスト撮影によるエッジ効果の寄 与が大きくなるといえる。したがって、位相コントラストによる X線撮影は X線吸収が低 V、組織にぉ 、て有効となる。
[0074] なお、 X線吸収が低い組織とは、 30keVの X線における線減弱係数 k (Zcm)が k ≤0. 5をみたす組織であり、特に、 k≤0. 2をみたす組織である。撮影システム 1に 適用される被写体は、頭部、胸部、腹部、脊椎部、四肢等の全身のうち、特に X線吸 収が低い組織であり、軟骨を始めとする筋肉、皮膚、脂肪、血管等の軟部組織であり 、特に、リウマチの診断に用いられる関節軟骨やガンの診断に用いられる肉腫及び 中皮腫などの組織が該当する。
[0075] 撮影室内等、距離 R3の設定に制限がある場合には、距離 R3を固定し、その固定 した距離 R3の中で距離 R1、R2の比率を変えて最適な条件で撮影することができる 。例えば、 R3 = 3. O (m)に決定した場合、この距離 R3に対し、 Rl = l. 0 (m)、R2 = 2. O (m)とする。一般的な撮影室の広さを考慮すると、距離 Rを 0. 1≤R1≤2. 0 、 0. 3≤R2≤2. 0、 0. 8≤R3≤3. 0の範囲とし、拡大率 Mを 1. 5≤M≤10,焦点 径 Dを 5. 0≤D≤200の範囲とし、この範囲内で拡大画像の視認性との関係を見な がら、経験的、実験的に最適な距離 R3、 Rl、 R2及び拡大率 M、焦点径 Dを決定す ればよい。焦点径 Dをこのような範囲とすることで、 X線強度が強ぐ短時間の撮影が 可能となり、被写体 Wの動きによる運動ボケを小さくさせることができる。なお、より好 まし ヽ距離 Rとしては、 0. 5≤R1≤1. 2、0. 5≤R2≤1. 2、 1. 0≤R3≤2. 5の範 囲を満たし、拡大率 Mを 2. 0≤M≤5. 0、焦点径 Dを 50≤D≤120の範囲を満たす 設定とすることができる。
[0076] また、式 3からも分力るように、ボケ Bの程度は焦点径 Dに依るところが大きぐ焦点 径 Dを大きくするとその分ボケの程度も大きくなり、結果としてエッジ強調作用が得ら れな!ヽ画像となってしまう。
[0077] また、ボケ Bの程度（ m)には、下限が存在する。 B> 300となると、画像がボケて 診断能を低下させてしまうことから、 B≤ 300を満たすものであり、下記式（5)により求 めることができる。
[0078] B= (M- 1) X D …（5)
式 5からもわかるように、ボケの大きさ Bは、拡大率 Mと焦点径 Dの両方の値に依存 するものであり、拡大率 Mと焦点径 Dの両方を同時に大きくすることはできない。
[0079] この他、 X線撮影システム 1には、被写体 Wと X線管 2との間には、余分な被曝を防 ぐ為の照射野絞りや筐体 (共に図示せず)を設置されて!、てもよ！、。 [0080] また、 X線管 2から放出された X線が X線検出器 31に到達するまでの間に透過する 物体 (力セッテのフロント板や保護膜、照射野絞り、筐体、被写体保持具等)は、後述 するように低エネルギーの X線を利用して撮影を行うため、これらの部材は X線を吸 収しにくい材質にて形成されることが好ましい。被写体保持具の場合には、 X線が透 過する部分に構成部材が存在しな 、構造であってもよ ヽ。
[0081] この他、平均 X線エネルギー E (keV)を簡易に測定する方法として、 X線のスぺタト ルを表す指標の一つであるアルミ半価層 L (mm)を測定する方法が考えられる。この アルミ半値層 Lを測定することによって、平均 X線エネルギー Eが所望の範囲にある かどうか確認することが出来る。アルミ半価層 L (mm)が 0. 3≤L≤3. 5の範囲内で あれば、平均 X線エネルギー E (keV)は 15≤E≤30の範囲内にあるといえる。また、 アルミ半価層 L (mm)が 1. 0≤L≤3. 5の範囲内であれば、平均 X線エネルギー E ( keV)は 25≤E≤30の範囲内にあるといえる。従って、測定したアルミ半価値 L (mm )が 0. 3≤L≤3. 5の範囲内であれば、平均 X線エネルギー Eが適正な範囲内にあ るといえ、このような範囲内の平均 X線エネルギー Eの X線により撮影を行えば、簡易 に X線吸収が低 、対象物を鮮明に視認することができる高画質の画像を得ることが できる。
[0082] 次に、 X線撮影システム 1を用いた本発明に係る X線撮影方法にっ ヽて説明する。
まず、図示しな!、検査受付け等により被撮影者 (患者)が検査登録 (撮影オーダー登 録)を行う等によって、撮影オーダー情報が登録される。当該撮影オーダー情報に基 づいて、 X線撮影システム 1では、撮影に際し、先ず撮影装置 3内に X線検出器 31を 装着し、被写体 Wと X線管 2、被写体である掌部 Wと X線検出器 31間の距離 Rl、 R2 を調整することにより拡大率 Mを調整して被写体 Wを所定位置に載置し、図示しない 被写体保持具で固定する。そして、本体部 33の操作部から撮影を行う被写体の情 報 (氏名、年齢、撮影部位等)や焦点径0、 X線管 2の管電圧を平均放射エネルギー 力 Sl5keV〜30keVとなるように設定し、 X線管 2、撮影装置 3の準備が整ったところで 、 X線管 2から被写体 Wに向けて X線を放射させる。
[0083] すると、 X線は被写体 Wを透過し、 X線検出器 31で結像する。このとき、位相差コン トラストにより被写体 Wの辺縁を境にしてエッジ効果が働いており、辺縁部分が鮮鋭 に描写される像となっている。 X線検出器 31で結像した画像は、 X線検出器 31により 読み取られて画像データに変換され、本体部 33にお 、て撮影オーダー情報をはじ めとする付帯情報と対応付けられるともに各種の画像処理が施される。そして、画像 処理が施された画像データは、付帯情報とともに図示しない画像出力装置で出力さ れる。出力方法としては、モニタ (表示部）によるビューヮ表示、プリント部によるフィル ム出力（ノヽードコピー）の 、ずれでもよ!/、。
[0084] 以上述べたように、本発明に係る X線撮影システム 1では、 X線吸収率が小さ!/ヽ対 象物を撮影する際には、 X線管と前記被写体との距離 R1を、 0. 1≤R1≤2とし、被 写体から X線検出器までの距離 R2を、 0. 3≤R2≤2とし、 X線管の焦点から X線検 出器までの距離 R3を、 0. 8≤R3≤3とし、 X線管の焦点径 Dを、 5≤D≤200,特に 好ましくは 8≤D≤120とし、拡大率 Mを、 1. 5≤M≤20として、位相コントラスト撮影 を行うことで、その撮影画像を出力した際に簡易に視認性の高!、撮影画像を得ること ができる。
[0085] 本実施の形態によれば、幾何学的不鋭 Bが、上記一般式（1)を満たすものであるこ とにより、位相差コントラストを利用した撮影をおこなうことで幾何学的不鋭が生じた場 合であっても、幾何学的不鋭の大きさをこの範囲内に収めることで、さらに鮮明に視 認することができる高画質の画像を提供することができる。
[0086] 本実施の形態によれば、平均 X線エネルギー E (keV)を 15≤E≤30とするにより、 X線吸収が低い対象物であっても、鮮明に視認することができる高画質の画像を提 供することができる。特に、リウマチの初期診断に利用でき、早期発見により、早期治 療が可能となり、患者の QOL (quality of life)を向上させることができる。
[0087] 本実施の形態によれば、陽極はタングステンを主成分として形成されるとともに、 X 線管の管電圧 V(kVp)を 20≤V<40に設定して X線撮影を行うことにより、平均 X線 エネルギー E (keV)を 15≤E≤30とすることができ、特に、一般撮影の場合に、 X線 吸収が低 、対象物を鮮明に視認することができる高画質の画像を提供することがで きる。
[0088] 本実施の形態によれば、 X線のスペクトルを表す指標の一つであるアルミ半価層 L ( mm)を 0. 3≤L≤3. 5とすることで、平均 X線エネルギー E (keV)を 15≤E≤30と することができ、簡易に X線吸収が低 、対象物を鮮明に視認することができる高画質 の画像を提供することができる。
[0089] 本発明では、 X線吸収が低い被写体に対して効果があることを示してきた力 X線 吸収率差が低 ヽ (小さ 、)部分に対してさらにその効果が大き 、。
[0090] すなわち、軟骨はそれ自体 X線吸収が小さく検出ないし描出し難いものであるが、 さらに周辺が関節液という軟骨と非常に X線吸収係数が近似している物質に覆われ ている。そのため、周囲の関節液と軟骨組織を別組織として描出するには、わずかな 吸収差を大きなコントラストで表現する必要があり、そのためには低エネルギーの X線 で撮影することが非常に有効的な手段となる。さらに、位相コントラスト撮影方法は、 吸収よりも感度がある位相情報を基に画像を描出するので、わずかな吸収差である 物質 (今回例に挙げた関節液内の軟骨など)を撮影するには大きな効果がある。特 に吸収率差として、 30keVの X線における線減弱係数の差が 0. 2Zcm以下、さらに 0. lZcm以下である部分について効果が大きい。
[0091] また、 X線吸収はデジタル検出器の信号値で確認することができる。
[0092] 例えば、検出器に入射した X線量と信号値とが線形な関係にあるもの (Flat Panel
Detectorなど)で考えた場合にっ 、て説明する。
[0093] 線形ということは、ある X線量が入射した時の信号値が 1ならば 10倍の X線量が入 射したときの信号値は 10になるということである。被写体例として、アルミニウムと水を 撮影した場合の吸収率差を考えると、それぞれ 30keVにおける線減弱係数は 3Zc m、及び 0. 3Zcmであり、被写体厚がそれぞれ lcmの場合、アルミニウムを透過す る X線量は 5%、水を透過する X線量は 74%である。何も被写体がないところに X線 を照射した場合に信号値 100が得られる場合、アルミニウムの場所では信号値 5、水 では信号値 74が得られ、両者の信号値差 69がコントラスト差として画像情報が得ら れることになる。実際の被写体は、アルミニウムが水に覆われているような系になると 考えられるので、これまでの考えの延長線で信号値差を得ることができる。
[0094] このように被写体の物質と厚さがわかれば信号値差が得られるので、逆に信号値差 力 物質の吸収や吸収率差を得ることができ、本発明に該当する条件かどうか検証 することが可能である。

Claims

請求の範囲
[1] 乳房を除く被写体に対し、
焦点径 D ( μ m)が 5≤ D≤ 200である X線を照射する X線管と、
照射された X線の X線量に応じた X線画像を記録する X線検出器とを備え、 前記 X線管の焦点力も前記被写体までの距離 R1を、 0. 1≤R1≤2とし、 前記被写体力も前記 X線検出器までの距離 R2を、 0. 3≤R2≤2とし
前記 X線管の焦点カゝら前記 X線検出器までの距離 R3を 0. 8≤R3≤ 3とし、 拡大率 Mを 1. 5≤ M≤ 20として位相コントラスト撮影を行うことを特徴とする X線撮 影システム (ただし、拡大率 M=R3ZR1とする。）。
[2] 幾何学的不鋭 B m)は、下記一般式（1)を満たすものであることを特徴とする請 求の範囲第 1項に記載の X線撮影システム。
B= (M- 1) X D≤300 · · · (1)
[3] 前記 X線管は、前記被写体に平均 X線エネルギー E (keV)の X線を照射するもの であり、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 15≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。 )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 X線撮影システム
[4] 前記 X線管における陽極は、タングステンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤V<40とすることを特徴とする請求の範囲第
3項に記載の X線撮影システム。
[5] 前記 X線管における陽極は、モリブデンを主成分として形成されるとともに、
前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤ V< 22、 38 <V≤ 60とすることを特徴とする 請求の範囲第 3項に記載の X線撮影システム。
[6] アルミ半価層 L (mm)を、 0. 3≤L≤3. 5とすることを特徴とする請求の範囲第 3項
〜第 5項のいずれか 1項に記載の X線撮影システム。
[7] 前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 25≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。 )ことを特徴とする請求の範囲第 3項に記載の X線撮影システム。
[8] 前記 X線管から放射される光は、拡散光であることを特徴とする請求の範囲第 1項
〜第 7項のいずれか 1項に記載の X線撮影システム。
[9] 前記 X線検出器は、 4桁以上のダイナミックレンジを備えていることを特徴とする請 求の範囲第 1項〜第 8項のいずれか 1項に記載の X線撮影システム。
[10] 乳房を除く被写体に対し、
焦点径 D m)を 5≤ D≤ 200として X線を照射する X線管と、
照射された X線の X線量に応じた X線画像を記録する X線検出器とを用い、 拡大率 Mを、 1. 5≤M≤20とし、
前記 X線管の焦点力も前記被写体までの距離 R1を、 0. 1≤R1≤2とし、 前記被写体力も前記 X線検出器までの距離 R2を、 0. 3≤R2≤2とし、 前記 X線管の焦点カゝら前記 X線検出器までの距離 R3を、 0. 8≤R3≤3として位相 コントラスト撮影を行うことを特徴とする X線撮影方法 (ただし、拡大率 M=R3ZR1と する。）。
[11] 幾何学的不鋭 B (； z m)は、下記一般式 (2)を満たすものであることを特徴とする請 求の範囲第 10項に記載の X線撮影方法。
B= (M- 1) X D≤300 · · · (1)
[12] 前記 X線管は、前記被写体に平均 X線エネルギー E (keV)の X線を照射するもの であり、
前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を、 15≤E≤30と する（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定され た値とする。）ことを特徴とする請求の範囲第 10項又は第 11項に記載の X線撮影方 法。
[13] 前記 X線管における陽極は、タングステンを主成分として形成されるとともに、 前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤V<40とすることを特徴とする請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法。
[14] 前記 X線管における陽極は、モリブデンを主成分として形成されるとともに、
前記 X線管の管電圧 V(kVp)を 20≤ V< 22、 38 <V≤ 60とすることを特徴 とする請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法。
[15] アルミ半価層 L (mm)を、 0. 3≤L≤3. 5とすることを特徴とする請求の範囲第 12 項〜第 14項のいずれか 1項に記載の X線撮影方法。
[16] 前記被写体を撮影する際に、前記平均 X線エネルギー E (keV)を 25≤E≤ 30とす る（ただし、平均 X線エネルギー E (keV)は、 X線管から lm離れた位置で測定された 値とする。 )ことを特徴とする請求の範囲第 12項に記載の X線撮影方法。
[17] 前記 X線管から放射される光は、拡散光であることを特徴とする請求の範囲第 10項
〜第 16項のいずれか 1項に記載の X線撮影方法。
[18] 前記 X線検出器は、 4桁以上のダイナミックレンジを備えていることを特徴とする請 求の範囲第 10項〜第 17項のいずれか 1項に記載の X線撮影方法。
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