Ｘ線撮影システム及びＸ線撮影方法
【課題】Ｘ線吸収率が小さい対象物であっても簡易に視認性の高い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。
【解決手段】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、当該照射された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Ｘ線吸収率が小さい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。
【解決手段】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、当該照射された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Ｘ線吸収率が小さい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。
【発明の詳細な説明】
【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線管から被写体までの距離、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化に伴い、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いる（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いて、東芝社製乳房撮影装置「ＭＧＵ−１００Ｂ」（Ｘ線管の焦点径１００μｍ）で撮影し、コニカミノルタ社製レジウスシステム（model190）でデータ処理を行い、同社製イメージャ（ドライプロ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線吸収が低い組織では、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からせいぜい４０数ｋＶｐまでしか管電圧を下げて撮影しなかったため、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いう観点から不十分であった。
【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いる。
【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】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、前者のＭＲＩによる撮影は、得られる画像の解像度が低く、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く、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分単位でかかるなど、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線吸収率が小さい対象物であっても簡易に視認性の高い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】
請求項１に記載の発明は、Ｘ線撮影システムであって、
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）が５≦Ｄ≦２００であるＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【００１２】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線撮影システムにおいて、
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）は、下記一般式（１）を満たすものであることを特徴とする。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１） 。
【００１３】
請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００１４】
請求項４に記載の発明は、請求項３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の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００１５】
請求項５に記載の発明は、請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする。
【００１６】
請求項６に記載の発明は、請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
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。
【００１７】
請求項７に記載の発明は、請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする。
【００１８】
請求項８に記載の発明は、請求項７に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする。
【００１９】
請求項９に記載の発明は、請求項７に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする。
【００２０】
請求項１０に記載の発明は、請求項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陽極は、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。
【００２１】
請求項１１に記載の発明は、請求項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陽極は、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。
【００２２】
請求項１２に記載の発明は、請求項１〜請求項１１のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
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。
【００２３】
請求項１３に記載の発明は、Ｘ線撮影方法であって
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）を５≦Ｄ≦２００としてＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし、
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【００２４】
請求項１４に記載の発明は、請求項１３に記載のＸ線撮影方法において、
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）は、下記一般式（２）を満たすものであることを特徴とする。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【００２５】
請求項１５に記載の発明は、請求項１３又は請求項１４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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００２６】
請求項１６に記載の発明は、請求項１５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の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００２７】
請求項１７に記載の発明は、請求項１３〜請求項１６のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする。
【００２８】
請求項１８に記載の発明は、請求項１３〜請求項１７のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
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。
【００２９】
請求項１９に記載の発明は、請求項１３〜請求項１８のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする。
【００３０】
請求項２０に記載の発明は、請求項１９に記載のＸ線撮影方法において、
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする。
【００３１】
請求項２１に記載の発明は、請求項１９に記載のＸ線撮影方法において、
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする。
【００３２】
請求項２２に記載の発明は、請求項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記陽極は、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。
【００３３】
請求項２３に記載の発明は、請求項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記陽極は、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。
【００３４】
請求項２４に記載の発明は、請求項１３〜請求項２３のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
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。
【発明の効果】
【００３５】
請求項１、１２に記載の発明によれば、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。
【００３６】
請求項２、１３に記載の発明によれば、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。
【００３７】
請求項３、４、１５、１６に記載の発明によれば、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。
【００３８】
請求項５、１７に記載の発明によれば、特に医療現場において、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。
【００３９】
請求項６、１８に記載の発明によれば、Ｘ線管は、いわゆる一般的なＸ線管で、放射光とは異なるものであり、一般に使用されているＸ線管を用いてＸ線吸収が低い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。
【００４０】
請求項７、１９に記載の発明によれば、陰極から発生された電子を陽極に衝突させてＸ線を発生させる一般的なＸ線管であり、一般に使用されているＸ線管を用いてＸ線吸収が低い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。
【００４１】
請求項８、２０に記載の発明によれば、加熱することにより陰極から電子を放出することができる。
【００４２】
請求項９、２１に記載の発明によれば、電界（高電圧）をかけることにより陰極から電子を放出することができる。
【００４３】
請求項１０、２２に記載の発明によれば、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≦３５とすることができ、特に、一般撮影の場合に、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。
【００４４】
請求項１１、２３に記載の発明によれば、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線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を１５≦Ｅ≦３５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。
【００４５】
請求項１２、２４に記載の発明によれば、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≦３５とすることができ、簡易に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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
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。
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。
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から被写体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Ｒ１、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。
【００４７】
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、陰極か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い材料であるベリリウム（Ｂｅ）で形成されてもよい。
【００４８】
なお、Ｘ線管２は、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）が１５≦Ｅ≦３５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く、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いることが好ましい。ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値として以下、説明を行う。
【００４９】
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＞３５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１ｍｍ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線エネルギー３０ｋｅＶでのＸ線吸収量は約２％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線エネルギーが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。
【００５０】
一方、Ｅ＜１５とした場合、被写体での吸収が大きく、被曝量が増大して、患者への負担をかけるだけでなく、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っ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く、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く、診断に利用できない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１ｃｍ厚の水でＸ線撮影を行うと、Ｘ線エネルギー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、被曝やノイズの面から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。
【００５１】
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、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、Ａ／３〜２Ａ／３（ｋｅＶ）程度になる。
【００５２】
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≦３５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≦３５に調整できる。
あるいは、陽極にモリブデンを用いる乳房撮影を行う際には、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≦３５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≦３５に調整できる。
【００５３】
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いる。
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。
【００５４】
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、処理の簡便性からＣＲ（ Computed Radiography ）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。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っても、後から階調（γ）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（γ）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。
【００５５】
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いる。
【００５６】
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。
【００５７】
また、デジタル検出器の制御単位（画素サイズ）Ｓ（μｍ）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。
【００５８】
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及びフォルム３１との距離が調節されて構成されている。
【００５９】
次に、位相コントラスト撮影方法について説明する。
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。
図２に示すように、通常の撮影方法の場合、被写体Ｗとに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Ｒ１、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きる。
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１）
【００６２】
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−谷間の距離を示す。
【数１】
【００６４】
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線管ともいう）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いう。
【００６５】
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エ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。
【数２】
式中、δ及びｒの定義は、式２と同じである。
また、ＥＢはボケが無い場合のエッジ強調半値幅Ｅにボケの大きさを示すＢを加え、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで示される。
【００６６】
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。
【００６７】
ここで、複素屈折率ｎは、下記式（４）で表わされる。
【数３】
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。βの定義はＸ線の吸収に関わる指数である。）
【００６８】
図６に示すように、δはβ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β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い物質の場合には、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β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線吸収が低い組織において有効となる。
【００６９】
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（／ｃｍ）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。
【００７０】
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＝３．０（ｍ）に決定した場合、この距離Ｒ３に対し、Ｒ１＝１．０（ｍ）、Ｒ２＝２．０（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、Ｒ１、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線強度が強く、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、より好ましい距離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。
【００７１】
また、式３からも分かるように、ボケＢの程度は焦点径Ｄに依るところが大きく、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い画像となってしまう。
【００７２】
また、ボケＢの程度（μｍ）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。
Ｂ＝（Ｍ−１）×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。
【００７３】
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）を設置されていてもよい。
【００７４】
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（カ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い構造であってもよい。
【００７５】
この他、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）の調整手段としては、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）を測定することで調整することが可能である。この場合、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≦３５とすることができる。また、アルミ半価層Ｌ（ｍｍ）を１．０≦Ｌ≦３．５とすることで、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とすることができる。このことにより、Ｘ線の平均エネルギーを求めることができ、その条件で対象部位を撮影することが可能になる。
【００７６】
次に、Ｘ線撮影システム１を用いた本発明に係るＸ線撮影方法について説明する。
Ｘ線撮影システム１では、撮影に際し、先ず撮影装置３内にフィルム３を挿入し、被写体ＷとＸ線管２、被写体ＷとＸ線検出器３１間の距離Ｒ１、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、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Ｄ、Ｘ線管２の管電圧を前述の所定の値に設定し、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。
すると、Ｘ線は被写体Ｗを透過し、Ｘ線検出器３１で像を結ばれる。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。その後、出力システムにおいて画像処理が行われて、Ｘ線検出器３１上のＸ線画像が可視化される。
【００７７】
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線吸収率が小さい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い撮影画像を得ることができる。
【００７８】
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が、Ｘ線吸収率差が低い（小さい）部分に対してさらにその効果が大きい。
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０．２／ｃｍ以下、さらに０．１／ｃｍ以下である部分について効果が大きい。
【００７９】
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。
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）で考えた場合について説明する。
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３／ｃｍ、及び０．３／ｃｍであり、被写体厚がそれぞれ１ｃｍ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。
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、逆に信号値差から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。
【図面の簡単な説明】
【００８０】
【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】
【００８１】
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
【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線管から被写体までの距離、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化に伴い、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いる（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いて、東芝社製乳房撮影装置「ＭＧＵ−１００Ｂ」（Ｘ線管の焦点径１００μｍ）で撮影し、コニカミノルタ社製レジウスシステム（model190）でデータ処理を行い、同社製イメージャ（ドライプロ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線吸収が低い組織では、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からせいぜい４０数ｋＶｐまでしか管電圧を下げて撮影しなかったため、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いう観点から不十分であった。
【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いる。
【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】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、前者のＭＲＩによる撮影は、得られる画像の解像度が低く、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く、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分単位でかかるなど、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線吸収率が小さい対象物であっても簡易に視認性の高い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】
請求項１に記載の発明は、Ｘ線撮影システムであって、
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）が５≦Ｄ≦２００であるＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【００１２】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線撮影システムにおいて、
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）は、下記一般式（１）を満たすものであることを特徴とする。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１） 。
【００１３】
請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００１４】
請求項４に記載の発明は、請求項３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の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００１５】
請求項５に記載の発明は、請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする。
【００１６】
請求項６に記載の発明は、請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
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。
【００１７】
請求項７に記載の発明は、請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする。
【００１８】
請求項８に記載の発明は、請求項７に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする。
【００１９】
請求項９に記載の発明は、請求項７に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする。
【００２０】
請求項１０に記載の発明は、請求項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陽極は、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。
【００２１】
請求項１１に記載の発明は、請求項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
前記陽極は、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。
【００２２】
請求項１２に記載の発明は、請求項１〜請求項１１のいずれか一項に記載のＸ線撮影システムにおいて、
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。
【００２３】
請求項１３に記載の発明は、Ｘ線撮影方法であって
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）を５≦Ｄ≦２００としてＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし、
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【００２４】
請求項１４に記載の発明は、請求項１３に記載のＸ線撮影方法において、
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）は、下記一般式（２）を満たすものであることを特徴とする。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【００２５】
請求項１５に記載の発明は、請求項１３又は請求項１４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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００２６】
請求項１６に記載の発明は、請求項１５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の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値とする。）ことを特徴とする。
【００２７】
請求項１７に記載の発明は、請求項１３〜請求項１６のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする。
【００２８】
請求項１８に記載の発明は、請求項１３〜請求項１７のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
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。
【００２９】
請求項１９に記載の発明は、請求項１３〜請求項１８のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする。
【００３０】
請求項２０に記載の発明は、請求項１９に記載のＸ線撮影方法において、
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする。
【００３１】
請求項２１に記載の発明は、請求項１９に記載のＸ線撮影方法において、
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする。
【００３２】
請求項２２に記載の発明は、請求項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記陽極は、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。
【００３３】
請求項２３に記載の発明は、請求項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
前記陽極は、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。
【００３４】
請求項２４に記載の発明は、請求項１３〜請求項２３のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法において、
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。
【発明の効果】
【００３５】
請求項１、１２に記載の発明によれば、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。
【００３６】
請求項２、１３に記載の発明によれば、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。
【００３７】
請求項３、４、１５、１６に記載の発明によれば、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。
【００３８】
請求項５、１７に記載の発明によれば、特に医療現場において、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。
【００３９】
請求項６、１８に記載の発明によれば、Ｘ線管は、いわゆる一般的なＸ線管で、放射光とは異なるものであり、一般に使用されているＸ線管を用いてＸ線吸収が低い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。
【００４０】
請求項７、１９に記載の発明によれば、陰極から発生された電子を陽極に衝突させてＸ線を発生させる一般的なＸ線管であり、一般に使用されているＸ線管を用いてＸ線吸収が低い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。
【００４１】
請求項８、２０に記載の発明によれば、加熱することにより陰極から電子を放出することができる。
【００４２】
請求項９、２１に記載の発明によれば、電界（高電圧）をかけることにより陰極から電子を放出することができる。
【００４３】
請求項１０、２２に記載の発明によれば、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≦３５とすることができ、特に、一般撮影の場合に、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。
【００４４】
請求項１１、２３に記載の発明によれば、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線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を１５≦Ｅ≦３５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。
【００４５】
請求項１２、２４に記載の発明によれば、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≦３５とすることができ、簡易に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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
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。
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。
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から被写体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Ｒ１、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。
【００４７】
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、陰極か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い材料であるベリリウム（Ｂｅ）で形成されてもよい。
【００４８】
なお、Ｘ線管２は、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）が１５≦Ｅ≦３５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く、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いることが好ましい。ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ離れた位置で測定された値として以下、説明を行う。
【００４９】
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＞３５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１ｍｍ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線エネルギー３０ｋｅＶでのＸ線吸収量は約２％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線エネルギーが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。
【００５０】
一方、Ｅ＜１５とした場合、被写体での吸収が大きく、被曝量が増大して、患者への負担をかけるだけでなく、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っ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く、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く、診断に利用できない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１ｃｍ厚の水でＸ線撮影を行うと、Ｘ線エネルギー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、被曝やノイズの面から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。
【００５１】
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、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、Ａ／３〜２Ａ／３（ｋｅＶ）程度になる。
【００５２】
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≦３５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≦３５に調整できる。
あるいは、陽極にモリブデンを用いる乳房撮影を行う際には、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≦３５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≦３５に調整できる。
【００５３】
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いる。
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。
【００５４】
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、処理の簡便性からＣＲ（ Computed Radiography ）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。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っても、後から階調（γ）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（γ）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。
【００５５】
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いる。
【００５６】
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。
【００５７】
また、デジタル検出器の制御単位（画素サイズ）Ｓ（μｍ）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。
【００５８】
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及びフォルム３１との距離が調節されて構成されている。
【００５９】
次に、位相コントラスト撮影方法について説明する。
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。
図２に示すように、通常の撮影方法の場合、被写体Ｗとに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Ｒ１、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きる。
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１）
【００６２】
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−谷間の距離を示す。
【数１】
【００６４】
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線管ともいう）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いう。
【００６５】
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エ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。
【数２】
式中、δ及びｒの定義は、式２と同じである。
また、ＥＢはボケが無い場合のエッジ強調半値幅Ｅにボケの大きさを示すＢを加え、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで示される。
【００６６】
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。
【００６７】
ここで、複素屈折率ｎは、下記式（４）で表わされる。
【数３】
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。βの定義はＸ線の吸収に関わる指数である。）
【００６８】
図６に示すように、δはβ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β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い物質の場合には、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β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線吸収が低い組織において有効となる。
【００６９】
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（／ｃｍ）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。
【００７０】
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＝３．０（ｍ）に決定した場合、この距離Ｒ３に対し、Ｒ１＝１．０（ｍ）、Ｒ２＝２．０（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、Ｒ１、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線強度が強く、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、より好ましい距離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。
【００７１】
また、式３からも分かるように、ボケＢの程度は焦点径Ｄに依るところが大きく、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い画像となってしまう。
【００７２】
また、ボケＢの程度（μｍ）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。
Ｂ＝（Ｍ−１）×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。
【００７３】
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）を設置されていてもよい。
【００７４】
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（カ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い構造であってもよい。
【００７５】
この他、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）の調整手段としては、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）を測定することで調整することが可能である。この場合、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≦３５とすることができる。また、アルミ半価層Ｌ（ｍｍ）を１．０≦Ｌ≦３．５とすることで、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とすることができる。このことにより、Ｘ線の平均エネルギーを求めることができ、その条件で対象部位を撮影することが可能になる。
【００７６】
次に、Ｘ線撮影システム１を用いた本発明に係るＸ線撮影方法について説明する。
Ｘ線撮影システム１では、撮影に際し、先ず撮影装置３内にフィルム３を挿入し、被写体ＷとＸ線管２、被写体ＷとＸ線検出器３１間の距離Ｒ１、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、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Ｄ、Ｘ線管２の管電圧を前述の所定の値に設定し、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。
すると、Ｘ線は被写体Ｗを透過し、Ｘ線検出器３１で像を結ばれる。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。その後、出力システムにおいて画像処理が行われて、Ｘ線検出器３１上のＸ線画像が可視化される。
【００７７】
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線吸収率が小さい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い撮影画像を得ることができる。
【００７８】
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が、Ｘ線吸収率差が低い（小さい）部分に対してさらにその効果が大きい。
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０．２／ｃｍ以下、さらに０．１／ｃｍ以下である部分について効果が大きい。
【００７９】
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。
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）で考えた場合について説明する。
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３／ｃｍ、及び０．３／ｃｍであり、被写体厚がそれぞれ１ｃｍ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。
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、逆に信号値差から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。
【図面の簡単な説明】
【００８０】
【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】
【００８１】
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
【特許請求の範囲】
【請求項１】
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）が５≦Ｄ≦２００であるＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【請求項２】
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）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項１に記載のＸ線撮影システム。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【請求項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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１又は請求項２に記載のＸ線撮影システム。
【請求項４】
前記被写体を撮影する際の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項３に記載のＸ線撮影システム。
【請求項５】
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項６】
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項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項７】
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項８】
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線撮影システム。
【請求項９】
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１０】
前記陽極は、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項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１１】
前記陽極は、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項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１２】
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項１〜請求項１１のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１３】
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）を５≦Ｄ≦２００としてＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし、
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）
【請求項１４】
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）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項１３に記載のＸ線撮影方法。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【請求項１５】
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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１３又は請求項１４に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１６】
前記被写体を撮影する際の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１５に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１７】
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする請求項１３〜請求項１６のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１８】
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項１３〜請求項１７のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１９】
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする請求項１３〜請求項１８のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２０】
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２１】
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２２】
前記陽極は、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項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２３】
前記陽極は、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項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２４】
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項１３〜請求項２３のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１】
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）が５≦Ｄ≦２００であるＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）。
【請求項２】
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）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項１に記載のＸ線撮影システム。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【請求項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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１又は請求項２に記載のＸ線撮影システム。
【請求項４】
前記被写体を撮影する際の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項３に記載のＸ線撮影システム。
【請求項５】
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項６】
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項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項７】
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項８】
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線撮影システム。
【請求項９】
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１０】
前記陽極は、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項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１１】
前記陽極は、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項７〜請求項９のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１２】
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項１〜請求項１１のいずれか一項に記載のＸ線撮影システム。
【請求項１３】
乳房を除くＸ線吸収率が小さい被写体に対し、
焦点径Ｄ（μｍ）を５≦Ｄ≦２００としてＸ線を照射するＸ線管と、
前記照射された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線管の焦点から前記被写体までの距離Ｒ１を、０．１≦Ｒ１≦２とし、
前記被写体から前記Ｘ線検出器までの距離Ｒ２を、０．３≦Ｒ２≦２とし、
前記Ｘ線管の焦点から前記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＝Ｒ３／Ｒ１とする。）
【請求項１４】
幾何学的不鋭Ｂ（μｍ）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項１３に記載のＸ線撮影方法。
Ｂ＝（Ｍ−１）×Ｄ≦３００ ・・・（１）
【請求項１５】
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≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１３又は請求項１４に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１６】
前記被写体を撮影する際の前記平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）を２５≦Ｅ≦３５とする（ただし、平均Ｘ線エネルギーＥ（ｋｅＶ）は、Ｘ線管から１ｍ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項１５に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１７】
前記Ｘ線管は、医療用のＸ線管であることを特徴とする請求項１３〜請求項１６のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１８】
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項１３〜請求項１７のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項１９】
前記Ｘ線管は、電子を発生する陰極と、前記電子の衝突によりＸ線を発生する陽極とを備えることを特徴とする請求項１３〜請求項１８のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２０】
前記陰極は、熱電子放出型であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２１】
前記陰極は、電界放出型であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２２】
前記陽極は、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項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２３】
前記陽極は、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項１９〜請求項２１のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【請求項２４】
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項１３〜請求項２３のいずれか一項に記載のＸ線撮影方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【公開番号】特開２００７−２６８０３３（Ｐ２００７−２６８０３３Ａ）
【公開日】平成１９年１０月１８日（２００７．１０．１８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−９８６３５（Ｐ２００６−９８６３５）
【出願日】平成１８年３月３１日（２００６．３．３１）
【出願人】（３０３０００４２０）コニカミノルタエムジー株式会社 (2,950)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１９年１０月１８日（２００７．１０．１８）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年３月３１日（２００６．３．３１）
【出願人】（３０３０００４２０）コニカミノルタエムジー株式会社 (2,950)
【Ｆターム（参考）】
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