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WO2006129462A1 - デジタル放射線画像撮影システム - Google Patents

デジタル放射線画像撮影システム Download PDF

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Publication number
WO2006129462A1
WO2006129462A1 PCT/JP2006/309544 JP2006309544W WO2006129462A1 WO 2006129462 A1 WO2006129462 A1 WO 2006129462A1 JP 2006309544 W JP2006309544 W JP 2006309544W WO 2006129462 A1 WO2006129462 A1 WO 2006129462A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
output
image
control unit
digital
minimum control
Prior art date
Application number
PCT/JP2006/309544
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Yuko Shinden
Hiromu Ohara
Mamoru Umeki
Original Assignee
Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. filed Critical Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Priority to EP06746341A priority Critical patent/EP1886629A4/en
Priority to US11/915,841 priority patent/US20090080609A1/en
Priority to JP2007518889A priority patent/JPWO2006129462A1/ja
Publication of WO2006129462A1 publication Critical patent/WO2006129462A1/ja

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Classifications

    • 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
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/589—Setting distance between source unit and patient
    • 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
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • 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
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4494—Means for identifying the diagnostic device
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers

Definitions

  • the present invention digitally captures an object using a phase contrast imaging method, which is one of enlargement imaging techniques, and uses the obtained digital image data (enlarged image of the object) as a diagnostic style (
  • the present invention relates to a digital radiographic image generation system that outputs a reduced size so as to match an object that is approximately the same size as the subject (diagnosis based on a life size image).
  • the spatial resolution of image reading is the size of the reading pixel size or reading sampling pitch of the X-ray detector.
  • the reading pixel size or the reading sampling pitch cannot be drawn, and even if the subject is larger than the reading pixel size or the reading sampling pitch, the contour drawing of the subject becomes unclear. is there.
  • the read pixel size or the read sampling pitch is important, but even if only the read pixel size or the read sampling pitch is reduced, the image finally provided to the interpreting physician (the image used for diagnosis) ) Cannot improve the visibility of the edge-enhanced edge (contour).
  • phase contrast imaging is performed using CR (Computed Radiography), FPD (Flat Panel Detector), etc., and when the obtained image data is output to a film or a viewer, the phase contrast is obtained.
  • Shooting magnification (magnification) during shooting: M, minimum control unit during reading (pixel size): A, minimum control unit during output (pixel size): B, and when B AZM, read pixel and output It is possible to associate pixels with 1: 1.
  • image degradation that does not occur when a part of the edge-enhanced edge image is lost during the interpolation process is preferable.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2001-311701
  • the present invention has been made based on such a request, and can detect an edge-enhanced image with high accuracy and output the detected edge-enhanced image without image degradation. It aims to provide a digital radiographic imaging system. Means for solving the problem
  • the digital radiographic imaging system of the present invention is an X-ray tube that irradiates a subject with X-rays, a digital detector that detects X-rays transmitted through the subject, and the digital detector.
  • a digital radiographic imaging system that performs phase contrast imaging with an image output device that outputs an X-ray image, the focal diameter of the X-ray tube being D m), and a minimum control unit of the digital detector S m ), Minimum control unit A (ix m) of the image output device, distance Rl (m) from the focus of the X-ray tube to the subject, distance R2 (m) from the subject to the digital detector, magnification factor
  • M (R1 + R2) ZR1 and the edge enhancement width E due to X-ray refraction, S> A, D ⁇ (S—E) Z (M—1), and the digital detector N sets of the minimum control unit S and the minimum control unit A of the image output device The body is reproduced and output in association with data.
  • the digital radiographic imaging system of the present invention includes an X-ray tube that irradiates a subject with X-rays,
  • a digital radiographic imaging system that performs phase contrast imaging, comprising: a digital detector that detects X-rays transmitted through the subject; and an image output device that displays an X-ray image detected by the digital detector.
  • the focal diameter of the X-ray tube is D m), the minimum control unit S m) of the digital detector, the minimum control unit A (ix m) of the image output device, and the X-ray tube focus to the subject.
  • magnification factor M (R1 + R2) ZR1, edge enhancement width E by X-ray refraction, S> A D ⁇ SZ (M-1), and the minimum control unit S of the digital detector and n aggregates of the minimum control unit A of the image output device are associated with each other as data and reproduced and output. It is characterized by that.
  • shooting conditions at the time of phase contrast shooting are set so that an edge-enhanced image can be detected with high accuracy, and an appropriate relationship is established between a set of reading control units and output control units. Therefore, image deterioration is suppressed and the visibility of the edge-enhanced image is improved.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a digital radiographic image capturing system.
  • FIG. 2 is a schematic configuration diagram of an X-ray imaging apparatus.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the principle that phase contrast edge enhancement of a subject image is caused by X-ray refraction.
  • FIG. 4 is a diagram showing a half-value width of phase contrast edge enhancement.
  • FIG. 5 is a diagram showing the half width of phase contrast edge emphasis when using a Coolidge X-ray tube.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining that detection is possible even when the pixel size of the digital detector has a certain size.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a control unit.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining that an ideal point light source power also spreads due to geometrical sharpness rather than the edge enhancement width when it can be generated by emitted X-rays.
  • FIG. 9 is a diagram showing the relationship between the minimum control unit (read pixel size or read sampling pitch) S in the digital detector and the minimum control unit (output pixel size or output write pitch) A of the image output apparatus.
  • FIG. 10 is a diagram showing a digital radiographic image capturing system according to a second embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram showing an internal configuration of the job manager of FIG.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of an output setting table in which output setting information of each output device in FIG. 10 is stored.
  • FIG. 13 is a flowchart explaining the flow of output control processing executed by the OB manager.
  • FIG. 14 is a diagram showing the relationship between an enlarged image and its output image when the minimum output unit is different.
  • a digital radiographic imaging system is shown in FIG.
  • the digital radiographic imaging system of this embodiment includes a phase contrast imaging device (X-ray imaging device) 1, an image processing device (work stage Yon) 2, an image output device 4 (viewer 4 a, printer 4 b), and a storage device 6. Connected via LAN, WAN, etc. Each device can communicate with DICOM protocol and digitally reproduce the digital image data generated by the phase contrast imaging method.
  • the phase contrast imaging device 1 performs two-dimensional planar digital image capturing.
  • an image signal is taken out and image processing is performed by the image processing device 2.
  • the image signal is displayed as an image by the viewer 4a of the image output device 4 and is also printed out by the printer 4b.
  • the phase contrast imaging apparatus 1 includes a digital detector such as CR, FPD, and a split X-ray detector that are preferred by a so-called digital imaging apparatus. It is also possible to take a picture on a screen or film system and digitize the developed film with a digitizer.
  • a digital detector such as CR, FPD, and a split X-ray detector that are preferred by a so-called digital imaging apparatus. It is also possible to take a picture on a screen or film system and digitize the developed film with a digitizer.
  • FPD FPD
  • direct type FPD X-rays are irradiated on a-Se, and the generated charges are collected and stored in a capacitor. Then, the accumulated charge is taken out two-dimensionally in order and finally used as an image signal.
  • the split X-ray detector can extract image signals by bringing a CCD into direct contact with a flat scintillator that emits visible light when irradiated with X-rays, or collects emitted light with glass fiber and collects it in the CCD.
  • the image signal is extracted by using a lens, or the emitted light is guided to the CCD using a lens or the like to extract the image signal.
  • the reading pixel size or reading sampling pitch of the digital detector is defined as the minimum control unit Sm) at the time of reading.
  • the minimum control unit S is preferably 10 ⁇ 3 ⁇ 200 / ⁇ ⁇ . If it is larger than 200 / zm, it is difficult to accurately obtain the subject transmission X-ray image. If it is smaller than 10 / zm, the yield is poor and the manufacturing cost is high. More preferably, it is 30 ⁇ 3 ⁇ 100 / ⁇ ⁇ , and reading sampling within this range enables reading without missing the edge-enhanced boundary image obtained by phase contrast imaging. And sharpness is better Up.
  • the viewer 4a displays imaged data and is used to check the quality of the imaging region. If good, the engineer sends the data to the storage device 6 such as a storage device and stores it. At the same time, it is also possible to send the image data to an interpreting doctor's workstation (not shown).
  • a cathode ray tube CRT
  • a liquid crystal a plasma display, a liquid crystal projector, an organic EL, or the like
  • the luminance is 400 to 1000 cdZ m 2
  • the contrast ratio is 200 to 10,000
  • the information depth is 8 or 16 bits.
  • the size of the screen is not particularly limited, but a size that can display the entire imaging region is preferable. It is preferable to display text information such as the patient's name, imaging magnification, and imaging date along with the image. Also, past images, other modality images such as X-ray CT'MRI, and color images such as ablation specimen images and fundus photographs may be displayed simultaneously or separately.
  • the output pixel size of the viewer 4a or the output writing pitch of the printer 4b is defined as the minimum control unit A ( ⁇ m) at the time of output.
  • FIG. Fig. 2 shows an outline of the X-ray imaging device 1 in Fig. 1.
  • Close-contact photography refers to photographing with the subject 11 in contact with the digital detector 10 or a member including the digital detector 10.
  • the position force on the digital detector 10 side of the subject 11 is also defined as the distance to the digital detector 10 or a member including it as R2.
  • Substantially 0 means that R2 is 0.05m or less, or that the magnification factor M is less than 1.1.
  • the enlargement factor M is defined as a value obtained by dividing the maximum length of the projected image by the length of the corresponding part of the subject body.
  • phase contrast image By selecting an enlargement factor M of 1 ⁇ M ⁇ 10, a phase contrast image is obtained. Preferably, 1.4 ⁇ M ⁇ 3, and by selecting an enlargement factor M in this range, a high-quality phase contrast image that can be used as a diagnostic image can be obtained.
  • phase contrast photography is when R2 exceeds 0.05 m or when the magnification factor M is 1.1 or higher.
  • the distance Rl between the focal point a of the X-ray tube 13 and the subject 11 in the embodiment is 0.15 ⁇ Rl ⁇ 5m, considering the general shape of the room (especially, the distance between the floor and the ceiling) and the thickness of the subject. Furthermore, considering image quality and work efficiency, 0.25 ⁇ Rl ⁇ 2m is preferable.
  • the distance R2 between the subject 11 and the digital detector 10 is 0.15 ⁇ R2 ⁇ 5m, considering the general photo studio shape (especially the distance from floor to ceiling) and the image quality that can be diagnosed.
  • the X-ray tube 13 is preferably a rotating anode thermoelectron tube.
  • electrons are emitted from the filament, and the electrons collide with the anode to which an arbitrary voltage of 10 kV to 500 kV is applied, and the kinetic energy is converted into electromagnetic waves to emit X-rays.
  • what emits electrons may be a filament, but carbon nanotubes can be used.
  • the anode is made of molybdenum or tungsten metal, and it is preferable to rotate the anode so that the anode is not damaged by heat generation due to collision of thermionic electrons.
  • the shape of the part where the thermal electrons collide with the anode is generally designed as a square when the radiated directional force is also seen, and is called the focal point.
  • the length of one side of this square is called the focal diameter D and represents the size of the X-ray source.
  • the focal diameter D is generally provided by the manufacturer of the X-ray tube as its specification, and can be measured using a test chart if it is a pinhole camera as defined in JIS Z4702.
  • the focal diameter D is 1 ⁇ 0 ⁇ 300 111, preferably 30 ⁇ 0 ⁇ 100 111.
  • a focal diameter D of 1 m or more an X-ray output sufficient to pass through the subject 11 can be obtained, and a high-quality image suitable for diagnosis can be obtained at 30 / zm or more.
  • the focal diameter is small, the image quality is improved, but the shooting time is longer.
  • the minimum control unit S (m), which is the readout pixel size or readout sampling pitch of the digital detector 10, is 10 ⁇ S ⁇ 200 ⁇ m, preferably 30 ⁇ S ⁇ 100 ⁇ m. At most / J, control unit S force ⁇ / J, a fine image can be obtained, and it is possible to see details of the structure, but it becomes difficult to manufacture the detection part and the product yield is lowered.
  • the detection area of the digital detector 10 is the subject area. It is preferable to cover all of the enlarged regions.
  • the minimum control unit A which is the output pixel size or output writing pitch of the image output device 4, is 25 ⁇ 300 / ⁇ ⁇ . If the minimum control unit ⁇ is too large, the contour of the image appears blurred. The smaller the size, the more detailed the image can be displayed, and even the detailed structure can be seen. However, if the minimum control unit A becomes smaller, the yield will deteriorate and the manufacturing cost will increase. In addition, the amount of image data increases, and it takes time to switch between displays and images, resulting in reduced work efficiency.
  • the diagnosis may be in the case of a fine diagnosis such as viewing a fine structure.
  • the phase contrast imaging apparatus 1 captures an image by the above-described method, and acquires a sharper high-concentration radiographic image using a phenomenon in which an edge is generated at the edge of the object image due to X-ray refraction. It is a device for doing.
  • phase contrast imaging as shown in FIG. 3, outside the edge of the subject 11, the X-rays that have passed the edge of the subject 11 are refracted and pass the side of the subject 11 on the digital detector 10. It overlaps with the X-ray and the X-ray intensity increases. Conversely, the X-ray intensity decreases near the inside edge of the subject 11. In this way, the X-ray intensity is edge-enhanced with a mountain on the outside and a valley on the inside, with the edge of the subject 11 as a boundary.
  • This edge enhancement operation is also called an edge effect.
  • This edge emphasis function can obtain a sharp X-ray image with sharp edges.
  • the half-value width E of the phase contrast edge enhancement can be expressed by the following equation (1), as shown in FIG.
  • ⁇ is the difference in refractive index where X-ray refraction occurs, and r is the radius of the object (subject).
  • Coolidge X-ray tube 5 (also referred to as a thermionic X-ray tube) is widely used in medical sites and non-destructive inspection facilities.
  • Figure 5 shows the case where the Coolidge X-ray tube 5 is used.
  • thermionic electrons collide with a metal anode such as tungsten to emit X-rays, and the X-rays radiate out in a nearly square window force radiation called the focal point.
  • the length of one side of this square window is called the focal diameter.
  • the half width E of phase contrast edge emphasis increases and the intensity decreases due to so-called geometrical unsharpness.
  • the half-value width E of phase contrast edge enhancement can be expressed as shown in Equation (2).
  • D represents the focal diameter of the Coolidge X-ray tube 5 to be used.
  • the half-width E of phase contrast edge enhancement is widened due to geometric instability as described above, and the edge-enhanced image is blurred, but conversely, the half-width E is widened. Even when the pixel size of the digital detector 10 is relatively large, the edge-enhanced image can be detected.
  • the focal diameter of the X-ray tube is D m
  • Minimum control unit of digital detector reading pixel size or reading sampling pitch
  • S Minimum control unit of image output device (output pixel size or output writing pitch) ⁇ m
  • Subject power is also a distance R2 (m) to the digital detector
  • the minimum control unit of the digital detector and n aggregates of the minimum control unit of the image output device are associated with each other as data and reproduced and output.
  • the minimum control unit may be an individual pixel (FIG. 7 (a)) which is the physical resolution of the digital detector and the image output device.
  • a combination of two or more Fig. 7 (b)).
  • m x n pixels are one control unit
  • the output value of each pixel is averaged and treated as the output value of the area.
  • E is an edge enhancement width formed by X-rays emitted from an ideal point light source by the X-ray source of the X-ray tube.
  • B is the size of the blur due to geometrical sharpness.
  • Edge enhancement width EB due to X-rays emitted from a light source having a focal diameter D is broader than the edge enhancement width E formed by X-rays emitted from an ideal point light source.
  • EB is the edge enhancement half width, and represents the edge-to-valley distance of the edge, and is represented by E + B with blur B added to the ideal edge enhancement width E.
  • phase contrast edge enhancement is detected because the peaks or valleys of the phase contrast edge enhancement are in different pixels.
  • phase contrast edge enhancement can be detected by capturing within one pixel in some cases and canceling it in other cases. In other words, phase contrast edge enhancement is detected stochastically, and the greater the distance between the peaks and valleys compared to the read pixel size, the easier it is to detect phase contrast edge enhancement.
  • the peaks and valleys of the phase contrast edge enhancement must be more than the read pixel size. In other words, it is desirable that the reading sampling pitch S is smaller than the distance between the peaks and valleys of the phase contrast edge enhancement. Therefore, the condition for detecting edges accurately is S ⁇ E + B.
  • the minimum control unit (read image) in the digital detector 10 is used as shown in FIG. Element size or reading sampling pitch) S and the minimum control unit (output pixel size or output writing pitch) A of the image output device 4 have a relationship of S> A.
  • the detected image becomes an image enlarged than the actual size.
  • n aggregates of minimum control units on the image output device 4 side to which the minimum control units of the digital detector 10 are associated are the same number of minimums in both the vertical and horizontal directions when both control units are similar.
  • N LXL (L ⁇ 1) with control unit
  • the life size can be displayed by mapping the read pixel and the output pixel to 1: 1 and eliminating the interpolation process (of course, the visibility of the edge-enhanced boundary is maintained).
  • the output pixel size is 27 ⁇ m or 23 ⁇ m
  • the output magnification will be 1.08 times or 0.92 times, but within this range, the edge-enhanced border will be more visible without significantly affecting the interpretation style. This is preferable because it enables accurate diagnosis of the lesion area.
  • the reduction interpolation process is performed focusing on the life size, the edge-enhanced image will be lost, and the accuracy and efficiency of diagnosis (interpretation) will be reduced.
  • EB E + B
  • Digital radiographic imaging system capable of outputting edge-enhanced images by reproducing and outputting the minimum control unit of digital detector 10 and n aggregates of minimum control unit of image output device 4 as data At the same time, the reduction interpolation process is not required, image deterioration can be prevented, and the visibility of the edge effect is improved.
  • the X-ray source used was a non-destructive X-ray source whose focal system was variable from 18 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the target (anode) of the X-ray tube is a tungsten tube.
  • the focal diameter is Measured size, not display size.
  • an indirect FPD (10 cm square) with pixel sizes of 100, 140, and 200 ⁇ m was used.
  • a liquid crystal monitor having a pixel size of 50, 70, 100 ⁇ m square, a maximum luminance of 450 cdZm 2 , a contrast ratio of 800, and an 18 inch is used.
  • No. 11 has a smaller overall image size and is difficult to diagnose.
  • the edge was displayed properly.
  • No. 15 with interpolation is interpolated to output the actual size.
  • the edge was not observed much.
  • Equation (4) Is preferably used.
  • the digital image data generated by the phase contrast imaging method is digitally reproduced, and the imaging system (reading system) control unit and The control unit of the reproduction system is associated with the image data so that the image data interpolation process is not required and image deterioration is prevented, and the imaging condition, the reading control unit size, and the output control unit size at the time of phase contrast imaging are predetermined. Therefore, it is possible to prevent image deterioration and improve the visibility of the effect of the heat treatment. An image with higher sharpness than that which can be displayed in a diagnostic state can be obtained, and in particular, improvement in the accuracy of image diagnosis is expected in the field of digital mammography. [0072] (Second Embodiment)
  • FIG. 10 shows the configuration of the digital radiographic imaging system 100 in the present embodiment.
  • the digital radiographic image capturing system 100 captures an enlarged X-ray image of a subject by a phase contrast imaging method and outputs the image.
  • the digital radiographic imaging system 100 includes image generation apparatuses 101a to 101d, a job manager 102, a DB (Data Base) 103, image recording apparatuses 104a to 104c, and image display apparatuses 104d and 104e. It is prepared for.
  • Each device is configured to be able to send and receive information to and from each other via a network N that complies with DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) standards.
  • DICOM Digital Imaging and Communication in Medicine
  • the image generation apparatuses 101a to 101d generate digital data of an X-ray image obtained by imaging a subject, and an imaging-system image generation apparatus 101a that performs an imaging operation and an X-ray image generation operation by one unit.
  • 101b is configured separately from the imaging device, and is classified as a reading system image generation device 101c, 101d that reads X-ray images recorded in a portable image detector and generates X-ray image data. Is done.
  • the image generation devices 101a and 101b of the imaging generation system read imaging data including an X-ray tube, an image detector (FPD or phosphor sheet), and the like, and read X-ray images recorded on the image detector, and obtain image data.
  • the image generation means functions as a digital image detector that digitally displays an X-ray image.
  • the reading system image generation devices 101c and 101d only the image generation means (functioning as a digital image detector) is provided, and the photographing operation is performed by a force set by a separate photographing device. This is performed using a portable image detector such as the above.
  • the image generation devices 101c and 1 Old perform the reading operation of the X-ray image recorded on the force set by this imaging operation.
  • phase contrast imaging method and the X-ray image generation method are the same. Details of the photographing method and the like will be described later.
  • the JOB manager 102 controls and manages the flow of X-ray images in the digital radiographic imaging system 100.
  • X-ray images can be stored in the image recording devices 104a to 104c Performs output control when output is performed by the output devices of the image display devices 104d and 104e.
  • the JOB manager 102 receives and stores from the HIS (Hospital Information System) or RIS (Radiology Information System) the imaging instruction information designated by the doctor regarding imaging called imaging order information. Yes.
  • the job manager 102 manages captured X-ray images based on this imaging order information.
  • the imaging order information includes patient information (name, age, gender, etc.) related to the subject (patient) to be imaged, and imaging information related to imaging (imaging site, imaging direction, imaging method, etc.)
  • the job manager 102 retrieves radiographing order information corresponding to the X-ray image, and attaches patient information, radiographing information, etc. included in the radiographing order information to the X-ray image.
  • image generation information (minimum generation unit at the time of image generation, amount of image data, etc.) at the time of image generation in the image generation apparatuses 101a to 101d is attached to the X-ray image.
  • Each X-ray image can be individually identified by the accompanying information.
  • FIG. 11 shows the internal configuration of the job manager 102.
  • the job manager 102 includes a control unit 121, an operation unit 122, and a display unit 123.
  • the communication unit 124 and the storage unit 125 are provided.
  • the control unit 121 is also configured with a CPU (Central Processing Unit) and a RAM (Random Access Memory), etc., and reads various control programs from the storage unit 125 and cooperates with the programs to perform various calculations and operations. Centralized control of the operation of each unit 122-125.
  • CPU Central Processing Unit
  • RAM Random Access Memory
  • the operation unit 122 includes a keyboard, a mouse, and the like, generates an operation signal corresponding to the operation of these operators, and outputs the operation signal to the control unit 121.
  • the display unit 123 includes a display such as an LCD (Liquid Crystal Display), and displays various display information such as various operation screens and processing results by the control unit 121 on the display.
  • a display such as an LCD (Liquid Crystal Display)
  • various display information such as various operation screens and processing results by the control unit 121 on the display.
  • the communication unit 124 includes a communication interface such as a network interface card, and transmits / receives information to / from each device on the network N.
  • the storage unit 125 stores various control programs, parameters necessary for executing the program, data such as processing results by the control unit 121, and the like.
  • the storage unit 125 stores an output setting table 251.
  • the output setting table 251 is a table for managing output setting information in the output devices included in the digital radiographic imaging system 100, that is, the image recording devices 104a to 104c and the image display devices 104d and 104e.
  • the output setting table 251 for each output device ID (104 a to 104 d) uniquely assigned to each output device, the output form (film recording or Monitor display) and various output setting information of minimum output unit A (also referred to as minimum control unit during output) (unit / zm) is stored.
  • the minimum output unit A refers to the minimum structural unit that constitutes an output image when an X-ray image is output, and specifically refers to a pixel size and a writing pitch size.
  • setting information of a plurality of minimum output units is stored. The output setting information is registered and set every time an output device is newly introduced into the digital radiographic imaging system 100.
  • the DB 103 is composed of a large-capacity memory, and stores an X-ray image generated by imaging. Each X-ray image is managed as a DB based on the accompanying information attached by the JOB manager 102.
  • the image recording devices 104a to 104c and the image display devices 104d and 104e perform X-ray image output processing.
  • the image recording devices 104a to 104c record X-ray images on a film, and the image display device 104d.
  • 104e displays an X-ray image on the monitor.
  • output devices 104a to 104e are collectively referred to as output devices 104a to 104e.
  • Each of the output devices 104a to 104e has a minimum output unit that can be output.
  • the output devices 104a to 104e When the X-ray image to be output and its output instruction information are input by the job manager 102, the output devices 104a to 104e perform output processing of the input X-ray image according to the output instruction information.
  • the output instruction information includes the minimum output unit to be applied at the time of output, the output method based on the minimum output unit, the film size, and other output conditions.
  • Each of the output devices 104a to 104e assigns a signal value (pixel value) for each minimum generation unit of the input X-ray image to each specified minimum output unit according to the specified output method, and also has a minimum output unit force.
  • the output image is reconstructed and the output image is output. Note that the job manager 102 performs processing for reconstructing the output image and outputs it to the output devices 104a to 104e.
  • the output device 104a to 104ei and the output image distributed from the OB manager 102 may only be output.
  • phase contrast imaging performed in the imaging system image generation devices 101a, 101b, etc. is basically the same as in the first embodiment, and a description thereof will be omitted.
  • the minimum generation unit S and enlargement are automatically performed on the image generation devices 101a and 101b side.
  • the rate M is detected and the information is written in the header area of the enlarged image.
  • the enlargement factor M may be configured such that an engineer inputs the information, or in the image generation apparatuses 101a and 102b as long as the position of the subject and the position of the image detector 12 can be detected by the image generation apparatuses 101a and 101b.
  • a configuration may be adopted in which the enlargement factor M is automatically calculated.
  • the engineer In the image generators 101c and 101d of the reading system, the engineer must load the image generators 101c and 101d with the force set on which the magnified image is recorded after shooting.
  • the information of the unit S and the enlargement ratio M is input, and the information of the minimum generation unit S and the enlargement ratio M input by the image generation apparatuses 101c and 101d is written in the header area of the read enlarged image.
  • Enlarged image data to which image generation information such as the minimum generation unit S and the enlargement ratio M is attached is transmitted to the job manager 102.
  • the job manager 102 attaches additional information based on the photographing order information to the enlarged image and saves it in the DB 103.
  • the job manager 102 executes output control processing for distributing the enlarged images stored in the DB 103 to the output devices 104a to 104e.
  • the output control process is a software process realized by the cooperation of the control unit 121 and a processing program stored in the storage unit 125.
  • the supplementary information of the received enlarged image data is referred to, and information on the minimum generation unit S and the enlargement factor M is acquired (step Sl).
  • an optimum output unit Q that can be output with a life size without performing the reduction interpolation process is calculated from the minimum generation unit S and the enlargement ratio M. That is, the optimum output unit Q that satisfies the following equation (5) is obtained (step S2).
  • the signal value for each minimum generation unit S is made to correspond to the minimum output unit A in a 1: 1 ratio, and the signal value is the minimum output unit A, the reduced interpolation process is not required.
  • the output setting table 251 is referenced, and the optimum output unit Q or the optimum output unit Q that is obtained is the closest! Output devices 104a to 104e that are the minimum output unit A that can be output in the output unit and satisfy S> A are selected (step S3).
  • the output means of the minimum output unit A that can be output in the optimum output unit Q is preferentially selected, and then the output means force of the minimum output unit A that can be output in the output unit closest to the optimum output unit Q is given priority. Selected. Note that the relationship of S> A is because the purpose is to output an enlarged image in life size.
  • the minimum output unit A that can be output in the optimum output unit Q is the case where output is possible with the minimum output unit A itself, and the output is possible with the aggregate nA of the minimum output unit A Means that it is included.
  • the optimal output unit Q is 25 m) It is.
  • the output setting table 251 shown in FIG. 12 there are two output devices 104a and 104c in which the minimum output unit A is the same as the optimum output unit 25 ( ⁇ m) in the film recording output mode. . Therefore, one of the output devices 104a and 104c is selected. Which is selected may be arbitrary, or may be narrowed down by other conditions, such as selecting a film that can be output at the film size to be output.
  • Step S4 If the output is not possible (Step S4; N), then the output with the minimum output unit A that can be output in the output unit closest to the optimum output unit Q or the optimum output unit Q A device selection is made (step S5).
  • the output device 104a is selected from the output devices 104a and 104c. 1S
  • the output device 104a is not turned on, or a large amount of image data to be output is waiting to be output. If the status information is input, it is determined that the output is not possible, and among the other output devices 104b to 104e excluding the output device 104a, the next is the same or closest to the optimum output unit Q. An output device is selected. In this example, since the output device 104c has the same minimum output unit A (25 m) as the optimum output unit Q, the output device 104c is selected.
  • the condition for assigning the signal value for each minimum generation unit S to the minimum output unit A that is, the signal value in one unit of the minimum generation unit S is the minimum output unit A (or its aggregate) If you assign 1 unit to 1 unit of nA),! / ⁇ ⁇ condition is included.
  • the minimum output unit A or its aggregate
  • information on the minimum number of output units n constituting the aggregate nA is also included.
  • the output devices 104a to 104e an output image is generated from the enlarged image according to the output instruction information, and the output is performed. Therefore, it is possible to output without performing the reduction interpolation process and with a life size or a size close thereto. Become.
  • the output operation of the enlarged image to be output is performed according to the output instruction information.

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Abstract

エッジ強調された画像を高精度に検出すると共に、検出されたエッジ強調画像を画像劣化させることなく出力するデジタル放射線画像撮影システムを提供する。 　Ｘ線管の焦点径をＤ（μｍ）、デジタル検出器の最小制御単位Ｓ（μｍ）、画像出力装置の最小制御単位Ａ（μｍ）、Ｘ線管焦点から前記被写体までの距離Ｒ１（ｍ）、被写体からデジタル検出器までの距離Ｒ２（ｍ）、拡大率Ｍ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１、Ｘ線屈折によるエッジ強調幅Ｅ、とするとき、Ｓ＞Ａ、Ｄ≧（Ｓ－Ｅ）／（Ｍ－１）、とすると共に、デジタル検出器の最小制御単位Ｓと、画像出力装置の最小制御単位Ａのｎ個の集合体と、をデータとして対応付けて再生出力する。

Description

明 細 書
デジタル放射線画像撮影システム
技術分野
[0001] 本発明は、拡大撮影手法のひとつである位相コントラスト撮影方法により被写体を デジタル的に撮影し、得られたデジタル画像データ（当該被写体の拡大された画像） を、読影医の診断スタイル (被写体と略等倍 (ライフサイズと呼称される）の画像に基 づき診断）に合致するよう、縮小して出力するデジタル放射線画像生成システムに関 する。
[0002] 位相コントラスト撮影方法で撮影された画像は、病巣辺縁部（輪郭）がエッジ強調さ れた視認性の高い画像となり、医療分野での期待が高ぐ特にマンモグラフィ (乳房 画像)分野に於ける診断精度の向上が期待される。
背景技術
[0003] 医用画像分野にお!、ても、デジタル化が進みつつあり、デジタル画像撮影では、画 像の読み取りの空間分解能は、 X線検出器の読取画素サイズ又は読取サンプリング ピッチの大きさに依存して制限を受ける。この場合、読取画素サイズ又は読取サンプ リングピッチより小さい被写体は描写できず、また、読取画素サイズ又は読取サンプリ ングピッチより大きい被写体であっても、被写体の輪郭描写が不鮮明となってしまう等 の問題がある。
[0004] さらに、 X線検出器の構造が微細化'複雑化すると共に、取り扱うデータ容量が増 大することから、 X線検出器やデータ処理用のメモリ等のコストが上昇し、データ処理 時間が増大してしまうという不都合が生じる。
[0005] 勿論、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチは重要ではあるが、読取画素サ ィズ又は読取サンプリングピッチの微細化のみを図っても、最終的に読影医に提供 する画像 (診断に供する画像）におけるエッジ強調された辺縁部 (輪郭部）の視認性 向上を達成できない。
[0006] 特許文献 1には、位相コントラスト撮影方法に於 ヽて、読取画素サイズ又は読取サ ンプリングピッチと、出力画素サイズとを所定の関係に維持することで、エッジ強調さ れた辺縁部 (輪郭部)の視認性を維持できる構成が開示されて！、る。
[0007] また、例えば、 CR (Computed Radiography)や FPD(Flat Panel Detector)等を使用 して、位相コントラスト撮影を行い、得られた画像データを、フィルムやビューァに出 力する際に、位相コントラスト撮影時の撮影倍率 (拡大倍率) : M、読取時の最小制御 単位 (画素サイ ):A、出力時の最小制御単位 (画素サイズ): Bとし、 B =AZMである と、読取画素と出力画素とを 1 : 1に対応付けることが可能である。この場合、縮小補 間処理が不要となるので、補間処理時に前記エッジ強調された辺縁画像の一部を消 失することがなぐ画像劣化を生じず、好ましいことが知られている。
特許文献 1：特開 2001— 311701号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0008] この位相コントラスト撮影方法による画像の特徴である、周囲とは異なる特性領域の 辺縁 (境界)部分がエッジ強調された画像を、フィルムやビューァに視認性良く画像 出力するためには、エッジ強調された辺縁画像をつぶさず忠実に出力することが必 要である。
[0009] 本発明は、このような要請に基づいてなされたものであり、エッジ強調された画像を 高精度に検出すると共に、検出されたエッジ強調画像を画像劣化させることなく出力 することのできるデジタル放射線画像撮影システムを提供することを目的としている。 課題を解決するための手段
[0010] 本発明のデジタル放射線画像撮影システムは、被写体に X線を照射する X線管と、 前記被写体を透過した X線を検出するデジタル検出器と、前記デジタル検出器によ り検出された X線画像を出力する画像出力装置と、を有する位相コントラスト撮影を行 うデジタル放射線画像撮影システムであって、前記 X線管の焦点径を D m)、前記 デジタル検出器の最小制御単位 S m)、前記画像出力装置の最小制御単位 A ( ix m)、前記 X線管焦点から前記被写体までの距離 Rl (m)、前記被写体から前記デ ジタル検出器までの距離 R2 (m)、拡大率 M = (R1 +R2) ZR1、 X線屈折によるエツ ジ強調幅 E、とするとき、 S >A、 D≥ (S—E)Z(M—1)、とすると共に、前記デジタ ル検出器の最小制御単位 Sと、前記画像出力装置の最小制御単位 Aの n個の集合 体と、をデータとして対応付けて再生出力する、ことを特徴としている。
[0011] また、本発明のデジタル放射線画像撮影システムは、被写体に X線を照射する X線 管と
前記被写体を透過した X線を検出するデジタル検出器と、前記デジタル検出器によ り検出された X線像を表示する画像出力装置と、を有する位相コントラスト撮影を行う デジタル放射線画像撮影システムであって、前記 X線管の焦点径を D m)、前記 デジタル検出器の最小制御単位 S m)、前記画像出力装置の最小制御単位 A ( ix m)、前記 X線管焦点から前記被写体までの距離 Rl (m)、前記被写体から前記デ ジタル検出器までの距離 R2 (m)、拡大率 M = (R1 +R2) ZR1、 X線屈折によるエツ ジ強調幅 E、とするとき、 S >A、 D≥SZ(M— 1)、とすると共に、前記デジタル検出 器の最小制御単位 Sと、前記画像出力装置の最小制御単位 Aの n個の集合体と、を データとして対応付けて再生出力する、ことを特徴として 、る。
発明の効果
[0012] 本発明によれば、エッジ強調画像を高精度に検出するように位相コントラスト撮影 時の撮影条件が設定されると共に、読取制御単位と出力制御単位の集合体とが適 切な関係に対応付けられるので、画像劣化が抑制され、エッジ強調画像の視認性が 向上する。
図面の簡単な説明
[0013] [図 1]デジタル放射線画像撮影システムの概略構成図である。
[図 2]X線撮影装置の概略構成図である。
[図 3]X線の屈折によって被写体画像の位相コントラストエッジ強調が生ずる原理を説 明する図である。
[図 4]位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図である。
[図 5]クーリッジ X線管を用いる場合の位相コントラストエッジ強調の半値幅を示す図 である。
[図 6]デジタル検出器の画素サイズが一定の大きさをもっていても検出可能なことを 説明する図である。
[図 7]制御単位を説明する図である。 [図 8]理想的な点光源力も放射された X線によりできる場合のエッジ強調幅よりも幾何 学的不鋭により広がることを説明する図である。
[図 9]デジタル検出器での最小制御単位 (読取画素サイズ又は読取サンプリングピッ チ) Sと、画像出力装置の最小制御単位（出力画素サイズ又は出力書き込みピッチ） Aの関係を示す図である。
[図 10]第 2の実施形態におけるデジタル放射線画像撮影システムを示す図である。
[図 11]図 10の JOBマネージャの内部構成を示す図である。
[図 12]図 10の各出力装置の出力設定情報が記憶された出力設定テーブル例を示 す図である。
[図 13 OBマネージャにより実行される出力制御処理の流れを説明するフローチヤ ートである。
[図 14]拡大画像と最小出力単位が異なる場合のその出力画像との関係を示す図で ある。
符号の説明
1 X線撮影装置
2 画像処理装置
3 画像プリント出力装置
4 画像出力装置
4a ビューァ
4b プリンタ
6 保存装置
100 デジタル放射線画像撮影システム
101a〜101d 画像生成装置
102 JOBマネージャ
103 DB
104a〜104c 画像記録装置
104d、 104e 画像表示装置
発明を実施するための最良の形態 [0015] (第 1の実施形態）
第 1の実施形態に係るデジタル放射線画像撮影システムを図 1に示す。本実施形態 のデジタル放射線画像撮影システムは、位相コントラスト撮影装置 (X線撮影装置） 1 、画像処理装置（ワークステージヨン） 2、画像出力装置 4 (ビューァ 4a、プリンタ 4b)、 及び保存装置 6が LAN、 WAN等で接続されている。各装置は DICOMプロトコルに 対応した通信が可能となっており、位相コントラスト撮影方法により生成されたデジタ ル画像データを、デジタル的に再現する。
[0016] まず、位相コントラスト撮影装置 1では、 2次元平面デジタル画像撮影が行なわれ、 この X線画像が撮影されると、画像信号が取り出されて画像処理装置 2で画像処理 が行なわれる。さらに、画像信号は、画像出力装置 4のビューァ 4aで画像表示され、 また、プリンタ 4bで画像プリント出力される。
[0017] 位相コントラスト撮影装置 1は、いわゆるデジタル画像撮影装置が好ましぐ CR、 F PD、分割型 X線検出器などのデジタル検出器を備える。又、スクリーン、フィルム系 で撮影し、現像後のフィルムをデジタイザでデジタルィ匕したものであっても良 、。
[0018] FPDはいわゆる直接型と間接型との 2種類があり、本発明においては、これら方式 についてはなんら制限するものではない。直接型 FPDでは、 X線を a— Seなどに照 射し、発生した電荷を集めてー且コンデンサなどに蓄積する。そして、 2次元的に順 番にその蓄積電荷を取り出して、最終的に画像信号とするものである。
[0019] 分割型 X線検出器は、 X線を照射すると可視光を発光する平面のシンチレータに 直接 CCDを当接させて画像信号を取り出すものや、発光光をガラスファイバーで収 集し CCDに導 、て画像信号を取り出すもの、あるいはレンズ等を用いて発光光を C CDに導 ヽて画像信号を取り出すものである。
[0020] デジタル検出器の読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチを、読取時の最小 制御単位 S m)と定義する。最小制御単位 Sは、 10≤3≤200 /ζ πιが好ましい。 2 00 /z mより大きいと、被写体透過 X線像を正確に取得することが難しぐ 10 /z mより 小さいと、歩留まりが悪く製造コストも高くなる。より好ましくは、 30≤3≤100 /ζ πιであ り、この範囲で読取サンプリングを行うことにより、位相コントラスト撮影で得られたエツ ジ強調された境界画像を欠落すること無しに読み取ることが可能となり、鮮鋭性が向 上する。
[0021] ビューァ 4aは、撮影済データを表示させ、撮影部位のポジショニングの良否を確認 するために使用する。良好な場合、技師は、記憶装置等の保存装置 6に当該データ を送信し、保存する。また、これと同時に、図示せぬ読影医のワークステーションに、 当該画像データを送信することとしても良!ヽ。
[0022] ビューァ 4aには、陰極線管（CRT)、液晶、プラズマディスプレイ、液晶プロジェクタ 一、有機 EL等を用いることができる。ビューァ 4aにおいて、輝度： 400〜1000cdZ m2、コントラスト比： 200〜10000、情報の深さ： 8あるいは 16bit、が好ましい。画面 の大きさはとくに制限はないが、撮影部位全体が表示されるサイズが好ましい。患者 の氏名、撮影拡大率、撮影年月日等の文字情報を画像と一緒に表示することが好ま しい。また、過去画像、 X線 CT'MRI等の他のモダリティ画像、切除検体画像や眼底 写真等のカラー画像等を同時にあるいは別々に表示してもよ 、。
[0023] ビューァ 4aの出力画素サイズ又はプリンタ 4bの出力書き込みピッチを、出力時の 最小制御単位 A ( μ m)と定義する。
[0024] 次に、位相コントラスト撮影方法を図 2に基づいて説明する。図 1の X線撮影装置 1 の概略を図 2に示す。密着撮影とは、デジタル検出器 10あるいはデジタル検出器 10 を含む部材に被写体 11を当接させた状態で撮影することをいう。被写体 11のデジタ ル検出器 10側の位置力もデジタル検出器 10あるいはそれを含む部材までの距離を R2として定義する。密着撮影は、 R2 = 0あるいは実質的に 0であることを意味する。 実質的に 0とは、 R2が 0. 05m以下、あるいは拡大率 Mが 1. 1未満であることを意味 する。拡大率 Mは、投影画像の最大長を被写体本体の対応する部分の長さで除した ときに得られる値で定義される。
[0025] 1 < M≤ 10の拡大率 Mを選択することにより、位相コントラスト画像が得られる。好 ましくは、 1. 4≤M≤3であり、この範囲の拡大率 Mを選択することにより、診断画像 として使用可能な高画質の位相コントラスト画像が得られる。
[0026] 図 2に示すように、デジタル検出器 10を被写体 11より離して設置すると、 X線管 13 力 放射される X線により、位相コントラスト画像 12を撮影することができる。 R2が 0. 05mを越える場合や拡大率 Mが 1. 1以上の場合が位相コントラスト撮影である。本 実施形態の X線管 13の焦点 aと被写体 11との距離 Rlは、一般的な撮影室の形状（ 特に、床〜天井の距離)及び被写体の厚みを考慮すると、 0. 15≤Rl≤5m、さらに 画質及び作業効率を考慮すると、好ましくは 0. 25≤Rl≤2mである。また、被写体 1 1とデジタル検出器 10との距離 R2は、一般的な撮影室の形状 (特に、床〜天井の距 離)及び診断可能な画質を考慮すると、 0. 15≤R2≤5m、好ましくは 0. 5≤R2≤2 mである。
[0027] X線管 13は、回転陽極熱電子管が好ましい。すなわち、フィラメントから電子が放射 され、 10kV以上 500kVまでの任意の電圧をかけた陽極に電子が衝突し、その運動 エネルギーが電磁波に変換されて X線が放射されるものである。この場合、電子を放 出するものがフィラメントでもよ 、が、カーボンナノチューブを用いても差し支えな 、。 陽極はモリブデンやタングステン金属力 なり、熱電子の衝突により発熱で陽極が損 傷しないように陽極を回転させることが好ましい。熱電子が陽極に衝突する部分の形 状は、放射される方向力も見たとき、一般に正方形に設計され、焦点とよばれる。この 正方形の一辺長が焦点径 Dと呼ばれ、 X線源の大きさを表すものである。焦点径 Dは 、一般に X線管の製造メーカがその仕様として提示するものであり、そして JIS Z470 2に定められるようにピンホールカメラある 、はテストチャートを用いて測定することが できる。
[0028] 焦点径 Dは、 1≤0≤300 111、好ましくは30≤0≤100 111でぁる。 1 m以上の 焦点径 Dを選択することにより、被写体 11を透過するだけの X線出力が得られ、 30 /z m以上で、診断に適した高画質の画像が得られる。焦点径が小さいと、画質は良く なるが撮影時間が長くなる。又、マンモグラフィ等では百 m程度の構造物の形状を 観察する必要があるため、より小焦点化が望まれることから 30 m以上 100 m以下 となる。 30≤ϋ≤100 /ζ πιの焦点径 Dを選択することにより、デジタル検出器 10で検 出可能なエッジ像が得られ、高鮮鋭度の画像が得られる。デジタル検出器 10の読取 画素サイズ又は読取サンプリングピッチである最小制御単位 S ( m)は、 10≤ S≤ 2 00 μ mであり、好ましくは 30≤S≤ 100 μ mである。最 /J、制御単位 S力 ^ /J、さいほど、 緻密な画像が得られ、細部の構造まで見ることが可能になるが、検出部の製造が困 難になり、製品歩留まりを低下させる。デジタル検出器 10の検出領域は、被写体部 位の拡大された領域を全てカバーすることが好ましい。
[0029] 画像出力装置 4の出力画素サイズ又は出力書き込みピッチである最小制御単位 A は、 25≤Α≤300 /ζ πιであり、最小制御単位 Αが大きすぎると、画像の輪郭がぼやけ て見え、小さいほど、緻密な画像が表示でき、細部の構造物まで見ることができる。し かし、最小制御単位 Aが小さくなると、歩留まりが悪くなるとともに製造コストが増大し てしまう。また、画像データ量が多くなり、表示や画像の切り替えに時間が掛カるため 作業効率が低下する。
[0030] 好ましくは 50≤Α≤200 μ mであり、 200 μ mを超えると、微細な構造物を見るよう な細かい診断の場合には診断しに《なることがある。
[0031] 位相コントラスト撮影装置 1は、上記の方法で撮影を行い、 X線の屈折によって被写 体像の辺縁にエッジが生ずる現象を利用して、より鮮鋭度の高 ヽ放射線画像を取得 するための装置である。
[0032] 位相コントラスト撮影では、図 3に示すように、被写体 11の辺縁の外側では、被写体 11の辺縁を通過した X線が屈折してデジタル検出器 10上で被写体 11の横を通過し た X線と重なり、 X線強度が強くなる。逆に、被写体 11の辺縁の内側付近では、 X線 強度が弱くなる。このように、 X線強度は、被写体 11の辺縁を境にして、外側に山、 内側に谷が生じ、エッジ強調される。このエッジ強調作用は、エッジ効果ともよばれる 。このエッジ強調作用により、辺縁がくっきりと描写される鮮鋭性の良好な X線画像を 得ることができる。
このとき、 X線源を点光源としてみなすと、図 4に示すように、位相コントラストエッジ強 調の半値幅 Eは、次の式（1)で表すことができる。
[0033] E = 2. 3 (1 +R2/R1) 1/3{R2 6 (2r) 1/2}2/3· · . (1)
δは X線の屈折が起こる部分での屈折率差、 rは物体 (被写体)の半径である。
[0034] 一方、医療現場や非破壊検査施設では、クーリッジ X線管 5 (熱電子 X線管とも言う )が広く使用されている。クーリッジ X線管 5を用いる場合を図 5に示す。クーリッジ X線 管 5では、熱電子がタングステンなどの金属陽極に衝突して X線を放射し、焦点と呼 ばれるほぼ正方形の窓力 放射状に X線が飛び出す。この正方形の窓の一辺の長さ を焦点径という。クーリッジ X線管 5を用いるときは、 X線源を理想的な点光源とみなす ことができない。すなわち有限の大きさをもつ X線源としての焦点によって、図 6に示 すように、いわゆる幾何学的不鋭によって位相コントラストエッジ強調の半値幅 Eが広 がり、かつ強度が減少する。このとき位相コントラストエッジ強調の半値幅 Eは式（2) のように表すことができる。
EB = 2. 3 (1 +R2/R1) 1/3{R2 6 (2r) 1/2}2/3+D (R2/Rl) · · · (2)
ここで、 Dは、使用するクーリッジ X線管 5の焦点径を表す。
[0035] クーリッジ X線管 5を用いる場合、上記のように幾何学的不鋭により位相コントラスト エッジ強調の半値幅 Eが広がり、エッジ強調画像がボケてしまうが、逆に半値幅 Eが 広がるため、デジタル検出器 10の画素サイズが比較的大きい場合でも、エッジ強調 画像の検出が可能となる。
[0036] 位相コントラスト撮影により得られた高鮮鋭な画像を診断画像として提供するために は、第 1にエッジ強調画像を精度良く検出し、第 2に検出したエッジ強調画像の画像 情報を失わずに診断可能な状態で出力しなければならない。
[0037] 本実施形態は、 X線管の焦点径を D m)、
デジタル検出器の最小制御単位 (読取画素サイズ又は読取サンプリングピッチ） S ( 画像出力装置の最小制御単位（出力画素サイズ又は出力書き込みピッチ) Α m )、
X線管焦点力 被写体までの距離 Rl (m)、
被写体力もデジタル検出器までの距離 R2 (m)、
拡大率 M= (R1 +R2) ZR1、
X線屈折によるエッジ強調幅 E、
とするとさ、
S >A、
D≥(S— E)Z(M— 1)、
とすると共に、
前記デジタル検出器の最小制御単位と、前記画像出力装置の最小制御単位の n個 の集合体と、をデータとして対応付けて再生出力する。 [0038] ここで、最小制御単位とは、図 7に示すように、デジタル検出器及び画像出力装置 の物理的分解能である個々のピクセル (図 7 (a) )の場合もあるし、このピクセルを複数 合体した集合体の場合もある（図 7 (b) )。例えば、 m X nのピクセルで 1制御単位、 2 X 2=4ピクセルで 1制御単位とする。各ピクセルの出力値を平均して、当該領域の出 力値として扱う。
[0039] まず、検出について説明する。位相コントラスト撮影法により得るエッジ強調半値幅 は、図 8に示すように、 EB = E + Bで表される。 Eは、 X線管の X線源が理想的な点光 源カゝら放射された X線により形成されるエッジ強調幅である。 Bは、幾何学的不鋭によ るボケの大きさである。焦点径 Dを有する光源より放射された X線によるエッジ強調幅 EBは、理想的な点光源から放射された X線により形成されるエッジ強調幅 Eよりも幾 何学的不鋭により広がる。 EBは、エッジ強調半値幅であり、エッジの山—谷間距離を 表し、理想的なエッジ強調幅 Eにボケ Bをカ卩えた E + Bで表される。
[0040] EBが読取画素サイズよりも小さい場合には、同一画素内にエッジの山と谷が含ま れて相殺される確率が高くなるため、 EB幅以下の読取サンプリングピッチで画像サ ンプリングを行う必要がある。読取画素サイズ力 ¾Bより大きい時でも、位相コントラスト エッジ強調の山または谷がそれぞれ別の画素にあることで位相コントラストエッジ強 調は検出される。読取画素サイズが山と谷の距離より大きい場合には、あるときは 1つ の画素内にあって相殺し、あるときは別々の画素で捕まえることにより位相コントラスト エッジ強調を検知できる。すなわち確率論的に位相コントラストエッジ強調は検知さ れ、読取画素サイズに比べて山と谷の間の距離が大きいほど、位相コントラストエッジ 強調は検知されやすくなる。
[0041] 位相コントラストエッジ強調をある一定の読取サンプリングピッチ Sを持ったデジタル 画像検出器で検出するためには、位相コントラストエッジ強調の山と谷が読取画素サ ィズ以上に離れていること、言い換えれば、読取サンプリングピッチ Sが位相コントラ ストエッジ強調の山と谷の距離よりも小さいことが望ましい。よって、エッジを精度良く 検知するための条件は、 S≤E+Bである。
[0042] 次に、出力について説明する。検出したエッジ像の画像情報を失わずに精度良く 出力するためには、図 9に示すように、デジタル検出器 10での最小制御単位 (読取画 素サイズ又は読取サンプリングピッチ) Sと、画像出力装置 4の最小制御単位 (出力画 素サイズ又は出力書き込みピッチ) Aは、 S > Aの関係とする。
[0043] 位相コントラスト撮影をすることにより、検出画像は実寸よりも拡大された画像となる
。 S<Aの場合、検出された実寸よりも大きな画像を更に拡大することとなるため、診 断に適した画像は表示できな 、。従って S > Aでなければならな 、。
[0044] 幾何学的不鋭によるボケ Bは、 B = D (M—1)で求めることができる。従って、 S≤E
+ Bより、
D≥(S -E) / (M- l) - - - (3)
となる。
[0045] 従って、 EB = E + Bの場合、 D≥(S— E)Z(M—1)とすると共に、デジタル検出器 10の最小制御単位と、画像出力装置 4の最小制御単位の n個の集合体と、をデータ として対応付け、（デジタル検出器 10の最小制御単位毎の透過 X線量に基づき算出 された濃度値、又は輝度値を、 n個の集合体の出力データとして割り付ける)縮小補 間処理を不要とすることで、縮小補間処理に伴ってエッジ強調画像が消失してしまう ことが無ぐエッジ強調された境界部の視認性は良好となる。
[0046] 尚、デジタル検出器 10の最小制御単位を対応付ける画像出力装置 4側の最小制 御単位の n個の集合体とは、両制御単位が相似形の場合、縦'横ともに同数の最小 制御単位を有する n=L X L (L≥ 1の整数)を意味する。
[0047] 更に、両制御単位が相似形では無い時、！！ニ！^？ 及び？は^丄の整数；！となる。
[0048] 特に、拡大率が Mの場合、 S = MA、 n= 1の条件であれば、縮小補間処理を不要 とすることで、画像情報を失うことなく出力できる。このため、画像劣化を防止でき、ェ ッジ効果の視認性が向上しかつ倍率も一致する（ライフサイズでの出力が可能となる
) o
[0049] 本実施形態では、例えば 43. 75 μ mの読取画素サイズで、 1. 75倍の位相コントラ スト撮影を行うと、出力画素サイズが 25 mなら、 43. 75/25 = 1. 75なので、読取 画素と出力画素とを 1： 1に対応付け補間処理無しとすることで、ライフサイズ表示も 可能となる (もちろんエッジ強調された境界部の視認性は維持される)。
27 μ mや 23 μ mの出力画素サイズの場合、読取画素と出力画素とを 1： 1に対応付 けると出力時の倍率は 1. 08倍や 0. 92倍となるが、この範囲内であれば、読影スタイ ルに大幅な影響を与えることもなく、エッジ強調された境界部の視認性を利用して、 病巣領域の正確な診断を行え、好ましい。逆に、ライフサイズにこだわって縮小補間 処理を行ってしまうと、エッジ強調された画像を消失することになり、診断 (読影)の精 度や効率を低下させてしまう。
[0050] 本実施形態では、 EB = E + Bとしたが、エッジ強調半値幅 EBは、一般的な医療用 撮影装置に使用されている焦点径では、そのほとんどがボケ幅であり、 EB = Bと近似 することが可能である。
[0051] EB = Bとすると、 S≤Bとなり、
B = D (M—1)から、
D≥S/ (M- 1) · · · (4)
となる。
従って、
S >A、
D≥SZ (M— 1)、
とすると共に、
デジタル検出器 10の最小制御単位と、画像出力装置 4の最小制御単位の n個の集 合体と、をデータとして対応付けて再生出力することで、エッジ強調画像が出力可能 なデジタル放射線画像撮影システムとなると共に、縮小補間処理を不要として画像 劣化を防止でき、エッジ効果の視認性が向上する。
[0052] また、 EB = Bと近似した場合においても、 S = MA、 n= 1の条件であれば、縮小補 間処理を不要とすることで、画像情報を失うことなく出力できる。このため、画像劣化 を防止でき、エッジ効果の視認性が向上しかつ倍率も一致する。
[撮影実験例]
半径 r=0. OOlmの円柱状プラスチックファイバを被写体として、 X線エネルギー 50 KeV、照射 X線量 50mAs、で撮影実験を行った。
[0053] 使用 X線源は、焦点系が 18 μ m〜300 μ mまで可変な非破壊検査用 X線源を用 いて行った。 X線管のターゲット (陽極)は、タングステン管である。なお、焦点径は実 測サイズであり、表示サイズではない。
[0054] デジタル検出器としては、画素サイズ 100、 140、 200 μ mの間接型 FPD (10cm 角）を用いた。
[0055] 画像出力装置としては、画素サイズ 50、 70、 100 μ m角、最大輝度 450cdZm2、 コントラスト比 800、 18インチの液晶モニタを使用した。
[0056] 周波数強調処理や階調処理等の画像処理をかけること無ぐ画像を表示した。
[0057] 評価は、全て RMIネ: fcACR156ファントムを前記焦点径にて撮影し、ファントム構造 物内の 5番（0. 54mmナイロンファイバ）、 10番 (0. 24mmアルミナ粒 6粒一組)がど の程度見えるかを観察することにより行った。
[0058] 前記計算結果に基づ!/ヽて決定した評価条件の下、 40-300 ( μ m)の焦点径で撮 影した画像の視覚評価結果のうち、代表的なものを表 1及び表 2に示す。
[0059] 表 1は、 M= l. 75 (Rl = lm, R2 = 0. 75m)の場合を示している。
[0060] Ε = 24. 9 ( δ = 8 X
Figure imgf000015_0001
r=0. 001m)
[0061] [表 1]
() §s δ Ε 31.5810 r0.001mX = == 1
Figure imgf000016_0002
Figure imgf000016_0001
Figure imgf000017_0001
[0065] 式（3) D≥(S-E)/(M-1)又は式 (4) D≥ S （M— 1)の範囲内である場合は 口、範囲外の場合は園で示した。
[0066] 判定結果は、〇(エッジと構造物の形状がはっきり見える)、△ (構造物が認識される)
X (構造物が一部見えない)、で示した。
(a)表全体、特に No.5, 6、又は No.12, 13から、式（3)を満たしている場合には、 エッジと構造物の形状がはっきりと見えるが、式 (3)を満たしていない場合には、鮮明 には認識できない、ことが分かる。 (b) No. 1〜3、又は No. 8、 10、 12から、焦点径 Dが小さいものよりも、式（3)を満た して 、る焦点径 Dの大き 、ものの方が、高画質の画像が得られることが分かる。
(c) No. 4〜6と No. 11〜13との結果を比較すると、拡大率が変っても（a)の傾向は 変らないことが分かる。
(d) No. 3と No. 4との結果を比較すると、読取画素サイズ又は読取サンプリングピッ チである Sが変化しても、式 (3)を満たせば高画質の画像が得られることが分力る。
(e) No. 4と No. 5との結果を比較すると、出力画素サイズ又は出力書き込みピッチ である Aが変化しても、式 (3)を満たせば高画質の画像が得られることが分力る。
[0067] (f) No. 5, 7、又は No. 9, 12, 14力ら、 Dが変化しても、式（3)を満たせば高画質 の画像が得られることが分かる。
[0068] (g) No. 11と No. 15とを比較すると、補間無しの No. 11の方が高判定となった。
但し、 No. 11は No. 15と比較すると画像全体のサイズが小さく診断しにくい画像と なった。拡大鏡で拡大し、エッジがあるかを確認したところ、エッジがきちんと表示さ れていた。補間有りの No. 15は、実寸サイズで出力するために補間処理を行ってい る。 No. 11と同様に拡大鏡で観察してもエッジが余り観察されな力つた。
[0069] 実際の人体等のように、境界形状や特徴差異の不明瞭な被写体の場合、理論式 に基づく X線屈折によるエッジ強調幅 Eの見極め及び算出にはかなりの労力を要す ることが想定され、あまり好ましく無い。
[0070] この場合、 EB = Bと近似する式 (4)による結果から、式 (4)を満足する場合には、 △以上の結果が得られており、実用的には、式 (4)を用いることが好ましい。
[0071] 以上のように、本実施形態のデジタル放射線画像撮影システムでは、位相コントラ スト撮影方法により生成されたデジタル画像データを、デジタル的に再現するに関し 、撮影系 (読取系)の制御単位と、再生系の制御単位とが、画像データ補間処理を不 要とし画像劣化を防止するよう対応付けられており、且つ位相コントラスト撮影時の撮 影条件、読取制御単位サイズ、出力制御単位サイズが所定の関係にあることで、画 像劣化を防止し、エツヅ効果の視認性が向上する。診断可能な状態で表示可能であ るより鮮鋭度が高い画像が得られ、特に、デジタルマンモグラフィ分野において画像 診断の精度の向上が期待される。 [0072] (第 2の実施形態）
図 10に、本実施形態におけるデジタル放射線画像撮影システム 100の構成を示 す。
[0073] デジタル放射線画像撮影システム 100は、位相コントラスト撮影法により被写体の 拡大 X線画像を撮影し、その出力を行うものである。
[0074] 図 10に示すように、デジタル放射線画像撮影システム 100は、画像生成装置 101a 〜101d、 JOBマネージャ 102、 DB (Data Base) 103、画像記録装置 104a〜104c、 画像表示装置 104d、 104eを備えて構成されている。各装置は、 DICOM (Digital I maging and Communication in Medicine)の規格に準拠したネットワーク Nを介して互 Vヽに情報の送受信が可能に構成されて!、る。
[0075] 画像生成装置 101a〜101dは、被写体を撮影した X線画像のデジタルデータを生 成するものであり、撮影動作と X線画像の生成動作を一台で行う撮影系の画像生成 装置 101a、 101bと、撮影装置とは別体に構成され、可搬型の画像検出器に記録さ れた X線像を読み取って X線画像データを生成する読取系の画像生成装置 101c、 101dとに分類される。
[0076] 撮影生成系の画像生成装置 101a、 101bは、 X線管、画像検出器 (FPD又は蛍光 体シート)等からなる撮影手段と、画像検出器に記録された X線画像を読み取り画像 データを生成する画像生成手段とを備えて、撮影動作とともに画像生成動作を行うも のである。画像生成手段は、 X線画像をデジタルィ匕するデジタル画像検出器として機 能する。
[0077] 一方、読取系の画像生成装置 101c、 101dの場合、画像生成手段 (デジタル画像 検出器として機能する)のみを備えており、撮影動作は、別体に構成された撮影装置 により力セッテ等の可搬型の画像検出器を用いて行われる。画像生成装置 101c、 1 Oldは、この撮影動作により力セッテに記録された X線画像の読取動作を行う。
[0078] 何れの画像生成装置 10 la〜 10 Idであっても、位相コントラスト撮影の方法、 X線 画像の生成方法は同じである。撮影方法等についての詳細は、後述する。
[0079] JOBマネージャ 102は、デジタル放射線画像撮影システム 100における X線画像の 流れを制御し、管理するものである。また、 X線画像を画像記録装置 104a〜104c又 は画像表示装置 104d、 104eの各出力装置により出力する際の出力制御を行う。
[0080] また、 JOBマネージャ 102は、撮影オーダ情報と呼ばれる撮影に関して医師により 指定された撮影指示情報を図示しな 、HIS (Hospital Information System)又は RIS ( Radiology Information System)から受信して記憶している。 JOBマネージャ 102は、こ の撮影オーダ情報に基づいて、撮影された X線画像の管理を行う。例えば、撮影ォ ーダ情報には、撮影対象の被写体 (患者)に関する患者情報 (氏名、年齢、性別等） 、撮影に関する撮影情報 (撮影対象部位、撮影方向、撮影方法等)が含まれるので、 JOBマネージャ 102は X線画像に対応する撮影オーダ情報を検索し、当該撮影ォー ダ情報に含まれる患者情報、撮影情報等を X線画像に付帯させる。また、画像生成 装置 101a〜101dにおける画像生成時の画像生成情報 (画像生成時の最小生成単 位、画像データ量等)を X線画像に付帯させる。各 X線画像は付帯情報により個別に 識別することが可能となる。
[0081] 図 11に、 JOBマネージャ 102の内部構成を示す。
[0082] 図 11に示すように、 JOBマネージャ 102は、制御部 121、操作部 122、表示部 123
、通信部 124、記憶部 125を備えて構成されている。
[0083] 制御部 121は、 CPU (Central Processing Unit)や RAM (Random Access Memory) 等力も構成されており、記憶部 125から各種制御プログラムを読み出して当該プログ ラムとの協働により、各種演算及び各部 122〜 125の動作の集中制御を行う。
[0084] 操作部 122は、キーボード、マウス等を備え、これら操作子の操作に応じた操作信 号を生成して制御部 121に出力する。
[0085] 表示部 123は、 LCD (Liquid Crystal Display)等のディスプレイを備え、このデイス プレイ上に各種操作画面や制御部 121による処理結果等の各種表示情報を表示す る。
[0086] 通信部 124は、ネットワークインターフェイスカード等の通信用インターフェイスを備 えて構成されており、ネットワーク N上の各装置と情報の送受信を行う。
[0087] 記憶部 125は、各種制御プログラムや、プログラムの実行に必要なパラメータ、制 御部 121による処理結果等のデータを記憶して 、る。
[0088] また、記憶部 125は、出力設定テーブル 251を記憶している。 [0089] 出力設定テーブル 251は、デジタル放射線画像撮影システム 100に含まれる出力 装置、つまり画像記録装置 104a〜104c、画像表示装置 104d、 104eにおける出力 設定情報を管理するためのテーブルである。
[0090] 例えば、出力設定テーブル 251には、図 12に示すように、各出力装置に固有に付 されている出力装置 ID (104a〜104d等）毎に、出力装置の出力形態 (フィルム記録 又はモニタ表示）、出力可能な最小出力単位 A (出力時の最小制御単位ともいう）（単 位/ z m)の各種出力設定情報が記憶されている。ここで、最小出力単位 Aとは、 X線 画像を出力する際のその出力画像を構成する最小の構成単位をいい、具体的には 画素サイズ、書き込みピッチサイズをいう。なお、一の出力装置で複数の最小出力単 位による出力が可能な場合には、複数の最小出力単位の設定情報が記憶されてい る。これらの出力設定情報は、出力装置が新規にデジタル放射線画像撮影システム 100に導入される毎に登録され、設定される。
[0091] DB103は、大容量メモリから構成され、撮影により生成された X線画像を記憶して いる。各 X線画像は、 JOBマネージャ 102により付帯された付帯情報により DB化され 、管理される。
[0092] 画像記録装置 104a〜104c、画像表示装置 104d、 104eは、 X線画像の出力処理 を行うものであり、画像記録装置 104a〜 104cはフィルムに X線画像を記録し、画像 表示装置 104d、 104eはモニタに X線画像を表示する。以下、これらを総称して出力 装置 104a〜104eと!ヽぅ。
[0093] 各出力装置 104a〜104eは、それぞれが出力可能な最小出力単位を有している。
出力装置 104a〜104eは、 JOBマネージャ 102により出力対象の X線画像及びその 出力指示情報が入力されると、当該出力指示情報に従って入力された X線画像の出 力処理を行う。出力指示情報には、出力時に適用する最小出力単位、その最小出 力単位による出力方法、フィルムサイズ、その他の出力条件が含まれる。各出力装置 104a〜104eは、入力された X線画像の最小生成単位毎の信号値 (画素値)を、指 定された出力方法に従って指定された最小出力単位毎に割り当てて最小出力単位 力もなる出力画像を再構成し、この出力画像の画像出力を行う。なお、 JOBマネージ ャ 102において出力画像を再構成する処理を行ってこれを出力装置 104a〜104e に配信し、出力装置 104a〜104eiお OBマネージャ 102から配信された出力画像を 出力する処理のみ行う構成であってもよ 、。
[0094] 次に、上記デジタル放射線画像撮影システム 100の動作について説明する。
[0095] 撮影系の画像生成装置 101a、 101b等において行われる位相コントラスト撮影に ついては、第 1の実施形態の場合と基本的に同様であり、説明を省略する。
[0096] 画像生成装置 101a〜101dにおいて高画質の拡大画像データが生成されると、各 画像生成装置 101a〜101dにおいて画像生成時の最小生成単位 S (読取時の最小 制御単位とも!、う)及び拡大率 M等、画像生成情報を当該拡大画像に付帯させる。
[0097] 撮影系の画像生成装置 101a、 101bの場合は、撮影後すぐ読取処理が行われて データ生成が行われるので、画像生成装置 101a、 101b側で自動的に最小生成単 位 S及び拡大率 Mを検出して拡大画像のヘッダ領域にその情報を書き込む等する。 拡大率 Mは、技師がその情報を入力する構成としてもよいし、被写体位置と画像検 出器 12の位置を画像生成装置 101a、 101b側で検出できる構成であれば画像生成 装置 101a、 102bにおいて拡大率 Mを自動的に算出する構成としてもよい。
[0098] 読取系の画像生成装置 101c、 101dでは、撮影後、技師が拡大画像の記録された 力セッテを画像生成装置 101c、 101dに装填しなければならないため、その際にォ ペレータに最小生成単位 S及び拡大率 Mの情報を入力させる構成とし、画像生成装 置 101c、 101dで入力された最小生成単位 S及び拡大率 Mの情報を読み取った拡 大画像のヘッダ領域に書き込むこととする。
[0099] 最小生成単位 S及び拡大率 M等の画像生成情報が付帯された拡大画像のデータ は、 JOBマネージャ 102に送信される。 JOBマネージャ 102では、画像生成装置 101 a〜101dから拡大画像のデータが受信されると、当該拡大画像に撮影オーダ情報 に基づく付帯情報が付帯され、 DB103へ保存される。
[0100] その後、 JOBマネージャ 102では、 DB103に保存されている拡大画像を出力装置 104a〜104eに配信する出力制御処理が実行される。
[0101] 以下、図 13を参照して出力制御処理の流れを説明する。なお、出力制御処理は、 制御部 121と記憶部 125に格納される処理プログラムとの協働により実現されるソフト ウェア処理である。 [0102] まず、受信された拡大画像データの付帯情報が参照され、最小生成単位 S及び拡 大率 Mの情報が取得される (ステップ Sl)。次いで、この最小生成単位 S及び拡大率 Mから、縮小補間処理を行うことなぐライフサイズで出力が可能な最適出力単位 Q が算出される。すなわち、下記式 (5)を満たす最適出力単位 Qが求められる (ステツ プ S2)。
[0103] Q = S/M- - - (5)
最小生成単位 S毎の信号値を、最小出力単位 Aのそれぞれに 1： 1で対応させて最 小出力単位 Aの信号値としたとき、縮小補間処理が不要となる。最小出力単位 Aの 集合体 nA(nは自然数の 2乗の値を取り得る）に信号値を対応させる場合も同様であ る。例えば、拡大率 Mが 1. 75、最小生成単位 Sが 43. 75 m)、最小出力単位 A 力 5 m)であれば、画像生成時の S=43. 75 m)の 1画素に対し、出力時 には A= 12. 5 ( m)の画素 4個分 (縦: 2画素 X横： 2画素）が 1： 1で対応することと なる。
[0104] よって、このような信号値の割付を行ってもライフサイズと同一又はそれに近いサイ ズで拡大画像の出力を行うことが可能な出力単位 (最小出力単位 A又はその集合体 nA)で出力を行うことにより、エッジ効果を保持したまま画質劣化させることなぐライ フサイズで拡大画像を出力することができる。
[0105] 次に、出力設定テーブル 251が参照され、求められた最適出力単位 Q又は最適出 力単位 Qに最も近！、出力単位で出力可能な最小出力単位 Aであって、 S > Aを満た す出力装置 104a〜104eが選択される (ステップ S3)。このとき、最適出力単位 Qで 出力可能な最小出力単位 Aの出力手段が優先的に選択され、次いで最適出力単位 Qに最も近い出力単位で出力可能な最小出力単位 Aの出力手段力 優先的に選択 される。なお、 S >Aの関係とするのは、拡大画像をライフサイズで出力することを目 的としているためである。また、最適出力単位 Q (又はそれに最も近い出力単位)で 出力可能な最小出力単位 Aとは、最小出力単位 Aそのもので出力可能な場合と、最 小出力単位 Aの集合体 nAにより出力可能な場合とが含まれることを意味する。
[0106] 例えば、最小生成単位 Sが 43. 75 ( m)、拡大率 Mが 1. 75倍であり、フィルムへ の出力が指示されている場合、上記式（5)から最適出力単位 Qは 25 m)と求めら れる。図 12に示す出力設定テーブル 251の例では、フィルム記録の出力形態で最 小出力単位 Aが最適出力単位 25 ( μ m)と同一である出力装置が、出力装置 104a、 104cの 2つ存在する。よって、出力装置 104a、 104cのうち、何れか 1つの出力装置 が選択される。何れを選択するかは任意であってもよいし、出力対象のフィルムサイ ズで出力可能な方を選択する等、他の条件で絞り込むこととしてもよい。
[0107] 次いで、選択された出力装置 104a〜104eは、出力可能な状態か否かが判別され
(ステップ S4)、出力可能な状態でない場合には (ステップ S4 ;N)、次に最適出力単 位 Q又は最適出力単位 Qに最も近い出力単位で出力可能な最小出力単位 Aを有す る出力装置の選択が行われる (ステップ S5)。
[0108] 上記の例で説明すると、出力装置 104a、 104cのうち出力装置 104aが選択された 1S この出力装置 104aの電源が入っていない、或いは出力対象の画像データが多 量に出力待ちしている等のステータス情報が入力されている場合には、出力不可な 状態であると判別され、出力装置 104aを除く他の出力装置 104b〜104eのうち、次 に最適出力単位 Qと同一又は最も近い出力装置が選択される。この例では、出力装 置 104cが最適出力単位 Qと同一の最小出力単位 A (25 m)を有しているため、出 力装置 104cが選択される。
[0109] さらに、最適出力単位 25 ( μ m)と同一の最小出力単位 Aを有する出力装置 104a 、 104cが何れも出力不可であった場合、次に最適出力単位 25 m)に近い 27 m)の最小出力単位 Aを有する出力装置 104bが優先的に選択される。最小生成単 位 S43. 75 ( μ η の信号値を最小出力単位 Α27 ( μ m)のサイズを有する 1画素に 1 : 1で割り付けると、図 14に示すようにその出力画像はライフサイズに対して 1. 08倍 だけ拡大されたものとなり、ライフサイズ (拡大率 1. 0)とはならない。しかし、このよう なわずかな拡大率であればほぼライフサイズとして読影に問題なく使用できる範囲で あるので、最適出力単位 Qに近 、出力が可能として優先的に選択することとする。
[0110] つまり、図 12に示す出力設定の場合、最小生成単位 Sが 43. 75 m)、拡大率 M が 1. 75でフィルム出力するのであれば、出力装置 104a又は 104cの 25 m)、出 力装置 104bの 27 ( m)、出力装置 104cの 30. 2 ( /ζ πι)、出力装置 104aの 43. 7 5 ( m)と ヽぅ順番で優先的に選択されることとなる。 [0111] このようにして、出力可能な出力装置 104a〜104cが選択されると (ステップ S4 ;Y) 、制御部 121において出力条件が決定され、当該出力条件を示す出力指示情報が 生成されて出力対象の拡大画像のデータとともに前記選択された出力装置 104a〜 104cに配信される（ステップ S 6)。
[0112] 出力条件には、最小生成単位 S毎の信号値を最小出力単位 Aに割り付ける際の条 件、つまり最小生成単位 Sの 1単位における信号値を、最小出力単位 A (又はその集 合体 nA)の 1単位に 1： 1で対応させて割り付けると!/ヽぅ条件が含まれる。集合体単位 で割り付ける場合には、その集合体 nAを構成する最小出力単位数 nの情報も含まれ る。出力装置 104a〜104eでは、この出力指示情報に従って拡大画像から出力画像 が生成されてその出力が行われるので、縮小補間処理を行うことなぐかつライフサイ ズ又はそれに近いサイズで出力することが可能となる。
[0113] また、選択された一の出力装置 104a〜104eにおいて、複数の最小出力単位 Aに よる出力が可能な場合は、何れの最小出力単位 Aを用いて出力を行うのかを示す条 件が出力条件に含められる。その他、技師により指定されているフィルムサイズ等が あれば、そのサイズ情報等の出力条件も含められる。
[0114] このようにして、 JOBマネージャ 102から出力対象の拡大画像及びその出力指示情 報が受信された出力装置 104a〜104eでは、当該出力指示情報に従って出力対象 の拡大画像の出力動作が行われる。
[0115] 以上のように、本実施形態によれば、異なる最小出力単位 Aを有する出力装置を 複数備えたデジタル放射線画像撮影システムであっても、最小生成単位 S及び拡大 率 Mに応じた出力装置により画像出力を行うよう制御することができる。これにより、 位相コントラスト撮影によりエッジ強調された視認性の良い高画質な拡大画像を、縮 小補間処理を行うことなぐかつライフサイズ又はそれに近いサイズで出力することが でき、読影に最適な X線画像を提供することができる。
[0116] また、出力装置 104a〜104eのうちの 1つが選択された場合でも、当該選択された 出力装置 104a〜104eが出力可能な状態ではない場合には、他の出力装置 104a 〜104eから再選択するので、複数ある出力装置 104a〜104eの状態を考慮しなが ら、出力対象画像の配信を行うことができる。 また、選択された出力装置 104a〜 104eにお 、て複数の最小出力単位 Aが適用 可能な場合には、最適出力単位 Qでの出力を実現可能な最小出力単位 Aを指定し て出力させることができる。

Claims

請求の範囲
[1] 被写体に X線を照射する X線管と、
前記被写体を透過した X線を検出するデジタル検出器と、
前記デジタル検出器により検出された X線画像を出力する画像出力装置と、 を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、 前記 X線管の焦点径を D m)、
前記デジタル検出器の最小制御単位 S m)、
前記画像出力装置の最小制御単位 A ( m)、
前記 X線管焦点力 前記被写体までの距離 Rl (m)、
前記被写体力も前記デジタル検出器までの距離 R2 (m)、
拡大率 M= (R1 +R2) ZR1、
X線屈折によるエッジ強調幅 E、
とするとさ、
S >A、
D≥(S— E)Z(M— 1)、
とすると共に、
前記デジタル検出器の最小制御単位 Sと、前記画像出力装置の最小制御単位 Aの n個の集合体と、をデータとして対応付けて再生出力する、ことを特徴とするデジタル 放射線画像撮影システム。
[2] 被写体に X線を照射する X線管と、
前記被写体を透過した X線を検出するデジタル検出器と、
前記デジタル検出器により検出された X線像を表示する画像出力装置と、 を有する位相コントラスト撮影を行うデジタル放射線画像撮影システムであって、 前記 X線管の焦点径を D m)、
前記デジタル検出器の最小制御単位 S m)、
前記画像出力装置の最小制御単位 A ( m)、
前記 X線管焦点力 前記被写体までの距離 Rl (m)、
前記被写体力も前記デジタル検出器までの距離 R2 (m)、 拡大率 M= (R1 +R2) ZR1、
X線屈折によるエッジ強調幅 E、
とするとさ、
S >A、
D≥SZ (M— 1)、
とすると共に、
前記デジタル検出器の最小制御単位 Sと、前記画像出力装置の最小制御単位 Aの n個の集合体と、をデータとして対応付けて再生出力する、ことを特徴とするデジタル 放射線画像撮影システム。
[3] 前記画像出力装置を複数備え、
前記複数の画像出力装置のそれぞれの最小制御単位 Aの情報を取得し、この複数 の画像出力装置のうち、 SZMで示される出力単位又は SZMに最も近い出力単位 で出力可能な最小制御単位 Aを有する出力手段を選択する選択手段と、 前記最小生成単位 S毎の信号値を、前記選択された画像出力装置の最小制御単位 A毎の又はその集合体 nA毎の信号値として割り付けて、前記選択された画像出力 装置により画像出力を行わせる出力制御手段と、
を有することを特徴とする請求の範囲第 1項又は第 2項に記載のデジタル放射線画 像撮影システム。
[4] 前記選択手段は、前記 SZMで示される出力単位で出力可能な最小制御単位 Aに 次!、で、 SZMに最も近い出力単位で出力可能な最小制御単位 Aを有する画像出 力装置を優先的に選択することを特徴とする請求の範囲第 3項に記載のデジタル放 射線画像撮影システム。
[5] 一の画像出力装置が複数の最小制御単位 Aで出力可能であるとき、
前記選択手段は、前記複数の最小制御単位 Aのうち、 SZMで示される出力単位で 出力可能な最小制御単位 Aを有する画像出力装置力 優先的に選択し、 前記出力制御手段は、前記選択された画像出力装置が有する複数の最小制御単 位 Aのうち、 SZMの出力単位で出力可能な最小制御単位 Aで画像出力を行わせる ことを特徴とする請求の範囲第 3項又は第 4項に記載のデジタル放射線画像撮影シ ステム。
S =MAの時
n= 1、
であることを特徴とする請求の範囲第 1項〜第 5項の何れか 1項に記載のデジタル放 射線画像撮影システム。
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