(57)【要約】  Ｘ線撮像デバイス（１）は、Ｘ線検出部（２）、冷電子源（３）、及び遮光コーティング層（９）を備える。Ｘ線検出部（２）は、Ｘ線が入射すると電荷を発生するＸ線変換材料からなるＸ線変換層と、Ｘ線変換層の入射面に形成された第１の電荷注入阻止層、及びＸ線変換層の背面に形成された第２の電荷注入阻止層を備える。冷電子源（３）は、それぞれＸ線検出部（２）の第２の電荷注入阻止層に向けて電子を放出可能である複数のマトリクス状に配置された電子放出部を備える。遮光コーティング層（９）はＸ線検出部（２）への可視光の入射を遮る。
2008136188.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線が入射する第１の面及びこの第１とは反対側の第２の面とを備え、前記Ｘ線が入射すると電荷を発生するＸ線変換材料からなるＸ線変換層と、前記Ｘ線変換層の前記第１の面に形成された第１の電荷注入阻止層と、前記Ｘ線変換層の前記第２の面に形成された第２の電荷注入阻止層とを備えるＸ線検出部と、
それぞれ前記Ｘ線検出部の前記第２の電荷注入阻止層に向けて電子を放出可能である複数のマトリクス状に配置された電子放出部を備える冷電子源と、
前記Ｘ線検出部への可視光の入射を遮る遮光部と、
前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に対してアバランシェ増倍が生じる電界を発生させる電圧を印加する電圧印加部と、
前記冷電子源の前記複数の電子放出部を順次駆動して電子を放出させる電子源駆動部と、
前記電子放出部から放射された電子により中和される前記Ｘ線変換層に前記Ｘ線の入射によって発生している電荷を電子的に検出する読み出し部と
を備える、Ｘ線撮像デバイス。
【請求項２】
前記Ｘ線変換材料はアモルファスセレンを含む、請求項１に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項３】
前記冷電子源は弾道電子面放出型電子源である、請求項１又は請求項２に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項４】
前記冷電子源はスピント型電子源である、請求項１又は請求項２に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項５】
前記遮光部は、前記Ｘ線の入射側である前記第１の面側の前記Ｘ線検出部を少なくとも覆うように形成された、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層である、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項６】
前記遮光部は、少なくとも前記Ｘ線検出部と前記冷電子源をその内部に収容する、遮光性材料からなる遮光ケースである、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項７】
前記電圧印加部は、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に０．１×１０６Ｖ／ｍ以上０．６×１０６Ｖ／ｍ以下の平均電界を生じさせる、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項８】
請求項１から請求項７のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイスと、
前記Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させる移動部と、
撮影対象に対して前記Ｘ線撮像デバイスと反対側に位置し、前記撮影対象に向けてＸ線を照射して透過したＸ線を前記撮像デバイスに入射させるＸ線照射部と
を備える、Ｘ線撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医科、歯科等の医療診断分野におけるＸ線撮影に適したＸ線撮像デバスに関する。
【背景技術】
【０００２】
図１３は、医療診断分野におけるＸ線撮影に適した従来のＸ線撮像デバイス１０１を示す。このＸ線撮像デバイス１０１は、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等を含むＸ線変換材料からなるＸ線変換層１０２と、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）アレイ１０３とを備える。入射したＸ線をＸ線変換層１０２で電荷に変換し、その電荷をＴＦＴアレイ１０３で読み出すことで、Ｘ線画像が得られる。この種のＸ線撮像デバイス１０１は、例えば特許文献１や非特許文献１に開示されている。【０００３】
Ｘ線撮像デバイスにおけるＸ線画像の検出効率ないし感度は、Ｘ線変換層でＸ線を変換して得られる電荷量に依存する。図１３に図示したものを含め、従来のＸ線撮像デバイスでは、Ｘ線撮像デバイスの表面に入力されるＸ線エネルギーに対して、画像として検出できるエネルギー量は、最大でも７０％程度に過ぎない。【０００４】
医療診断分野でのＸ線撮影では被験者被曝量の低減が強く要求される。被験者被曝量低減のためにいかに感度を高めるかということが、医療診断分野への応用におけるＸ線撮像デバイスの最大の課題である。【０００５】
【特許文献１】特開２００１−１４８４７５
【非特許文献１】和泉良弘、外６名、「フラットパネルＸ線イメージセンサの開発」、シャープ技報、シャープ株式会社、２００１年８月、通巻８０号、ｐ．２５−３０
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、Ｘ線撮像デバイスの感度を大幅に向上し、それによって特に医療診断分野におけるＸ線撮影の際の被験者被曝量を飛躍的に低減することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本明細書において、Ｘ線とは、原子中の電子の状態変化によって生じる電磁波であり、少なくとも波長が１ｐｍ〜１０ｎｍ程度のものを含む。【０００８】
本発明の第１の態様は、Ｘ線が入射する第１の面及びこの第１とは反対側の第２の面とを備え、前記Ｘ線が入射すると電荷を発生するＸ線変換材料からなるＸ線変換層と、前記Ｘ線変換層の前記第１の面に形成された第１の電荷注入阻止層と、前記Ｘ線変換層の前記第２の面に形成された第２の電荷注入阻止層とを備えるＸ線検出部と、それぞれ前記Ｘ線検出部の前記第２の電荷注入阻止層に向けて電子を放出可能である複数のマトリクス状に配置された電子放出部を備える冷電子源と、前記Ｘ線検出部への可視光の入射を遮る遮光部と、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に対してアバランシェ増倍が生じる電界を発生させる電圧を印加する電圧印加部と、前記冷電子源の前記複数の電子放出部を順次駆動して電子を放出させる電子源駆動部と、前記電子放出部から放射された電子により中和される前記Ｘ線変換層に前記Ｘ線の入射によって発生している電荷を電子的に検出する読み出し部とを備える、Ｘ線撮像デバイスを提供する。【０００９】
Ｘ線検出部のＸ線変換層ではＸ線の入射により発生した電荷がアバランシェ増倍によって増倍される。また、可視光のＸ線検出部への入射は遮光部によって遮られる。従って、この構成により、Ｘ線検出部に照射されたＸ線像を、可視光による外乱等の影響なしに、極めて高感度で画像データとして電子的に検出することができ、医療診断分野でのＸ線撮影における被験者被曝量の飛躍的な低減を実現できる。【００１０】
前記Ｘ線変換材料は、例えばアモルファスセレンを含む。【００１１】
アモルファスセレンは、可視光を電荷に変換する光電変換材料としてすでに使用実績がある。従って、Ｘ線変換層を構成するＸ線変換材料としてアモルファスセレンを使用することにより、すでに知られている製法が利用可能であり、高感度のＸ線撮像デバイスを容易に実現できる。【００１２】
前記冷電子源として弾道電子面放出型電子源を採用できる。【００１３】
弾道電子面放出型電子源は、柱状ポリシリコンの間にナノ結晶シリコン層をチェーン状に形成した微細な構造を多数、膜状に形成したナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（Nanocrystalline Poly-Silicon Layer; ＮＰＳ層）を用いる。ＮＰＳ層はポリシリコン層に対して陽極酸化処理と低温酸化プロセスを施すことで作製できるので、大型化が容易に実現できる。従って、冷電子源として弾道電子面放出型電子源を採用すれば、広い撮像領域を有する大面積のＸ線撮像デバイスを実現できる。【００１４】
前記冷電子源としてスピント型電子源を採用できる。【００１５】
スピント型電子源を冷電子源として採用した場合、電子放出部として機能するエミッタを高密度化できるので、Ｘ線撮像デバイスにより得られる画像をより高精細化できる。【００１６】
具体的には、前記遮光部は、前記Ｘ線の入射側である前記第１の面側の前記Ｘ線検出部を少なくとも覆うように形成された、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層である。【００１７】
あるいは、前記遮光部は、少なくとも前記Ｘ線検出部と前記冷電子源をその内部に収容する、遮光性材料からなる遮光ケースであってもよい。【００１８】
前記電圧印加部は、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に０．１×１０６Ｖ／ｍ以上０．６×１０６Ｖ／ｍ以下の平均電界を生じさせることが好ましい。【００１９】
この構成により、Ｘ線撮像デバイスを高感度かつ実用的な動作電圧で制御することができる。【００２０】
本発明の第２の態様は、前記のＸ線撮像デバイスと、前記Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させる移動部と、撮影対象に対して前記Ｘ線撮像デバイスと反対側に位置し、前記撮影対象に向けてＸ線を照射して透過したＸ線を前記Ｘ線撮像デバイスに入射させるＸ線照射部とを備える、Ｘ線撮影装置を提供する。【００２１】
この構成により、Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させつつ、高感度のＸ線撮影を行うことができる実用的なＸ線撮影装置を実現できる。特に、撮影対象が人体である医療診断分野におけるＸ線撮影の場合、このＸ線撮影装置により被験者被曝量の飛躍的な低減を実現できる。
【発明の効果】
【００２２】
本発明は、Ｘ線変換材料からなるＸ線変換層の両面に電荷注入阻止層を形成したＸ線検出部、マトリクス状に配置された複数の電子放出部を有する冷電子源、及び可視光の入射を遮る遮光部の組合せにより、可視光による外乱等の影響を受けることなく、極めて高感度のＸ線撮像デバイスを実現できる。また、このＸ線撮像デバイスを医療診断分野でのＸ線撮影に使用すれば、撮影時の被験者被曝量を飛躍的に低減できる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図２】本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイスの動作原理説明図。
【図３】冷電子源がＢＳＤである場合の第１実施形態のＸ線撮像デバイスの模式的な拡大部分断面図。
【図４】冷電子源がＢＳＤである場合のＸ線撮像素子の動作原理説明図。
【図５】ＢＳＤの模式的な部分拡大断面図。
【図６】ＢＳＤ及びＸ線検出部の模式的な分解斜視図。
【図７】スピント型電子源の模式的な部分拡大断面図。
【図８】冷電子源がスピント型電子源である場合のＸ線撮像素子の動作原理説明図。
【図９】本発明の第２実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図１０】本発明の第３実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図１１】本発明に係るＸ線撮像デバイスにおけるＸ線検出部への印加電圧に対する信号電流の変化及び倍率の変化を示す線図。
【図１２】本発明に係るＸ線撮像デバイスを備えるＸ線撮影装置を示す模式的な斜視図。
【図１３】従来のＸ線撮像デバイスの一例を示す模式的な断面図。
【符号の説明】
【００２４】
１  Ｘ線撮像デバイス
２  Ｘ線検出部
３  冷電子源
３ａ  電子放出部
４  フェースプレート
５  ベースプレート
６  サイドプレート
７  デバイスケース
８  真空空間
９  遮光コーティング層
１１  絶縁層
１２  電極層
１３  Ｘ線変換層
１３ａ  入射面
１３ｂ  背面
１４  第１の電荷注入阻止層
１５  第２の電荷注入阻止層
１６  導電ライン
１７  電圧印加回路
１８  読み出し回路
１９  アンプ回路
２０  Ａ／Ｄ変換回路
２３  電子源駆動回路
３１  弾道電子面放出型電子源（ＢＳＤ）
３２  ナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（ＮＰＳ層）
３２ａ  電子放出面
３２ｂ  裏面
３３  上部電極
３４  下部電極
３５  基板
３６  柱状ポリシリコン
３７  ナノ結晶シリコン
３８Ａ，３８Ｂ  帯状電極
３９  グラウンド
４０  切換回路
４１  電圧印加回路
４２  電極
４３  電圧印加回路
４５  酸化膜
５１  スピント型電子源
５２  基板
５３  カソード電極
５４  絶縁層
５５  ゲート電極
５６  細孔
５７  エミッタ
６１  遮光ケース
７１  歯科用Ｘ線撮影装置
７２  頭部
７３  回転アーム
７３ａ  照射部
７３ｂ  撮像部
７４  Ｘ線源
【発明を実施するための最良の形態】
【００２５】
次に、添付図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。【００２６】
（第１実施形態）
図１及び図２は、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイス１を示す。このＸ線撮像デバイス１は、Ｘ線検出部２、冷電子源３、及び遮光コーティング層９を備える。【００２７】
Ｘ線検出部２はアルミニウム、ガラス等からなるフェースプレート４に形成され、冷電子源３はフェースプレート４に対して間隔を隔てて配置されたベースプレート５に形成されている。フェースプレート４及びベースプレート５の材質は特に限定されないが、アルミニウム、ガラス等の材料を採用できる。フェースプレート４とベースプレート５との間にはセラミック等の材料からなるサイドプレート６が設けられている。フェースプレート４、ベースプレート５、及びサイドプレート６はデバイスケース７を構成している。このデバイスケース７内にＸ線検出部２と冷電子源３が収容されている。Ｘ線検出部２と冷電子源３はデバイスケース７内の真空空間８により間隔を隔てて対向している。【００２８】
Ｘ線検出部２とフェースプレート４の間には、絶縁層１１、酸化インジウムスズ（ＩＴＯ）等からなる電極層１２が設けられている。フェースプレート４側からＸ線検出部２にＸ線が入射する。【００２９】
Ｘ線検出部２は、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）を含むＸ線変換材料からなるＸ線変換層１３を備える。Ｘ線変換材料はアモルファスセレンに限定されずカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）等を採用できる。Ｘ線変換層１３のＸ線の入射面（第１の面）１３ａには、酸化セリウム（ＣｅＯ２）からなる第１の電荷注入阻止層１４が形成されている。また、Ｘ線変換層１３の入射面１３ａとは反対側の背面（第２の面）１３ｂには、三硫化アンチモン（Ｓｂ２Ｓ３）からなる第２の電荷注入阻止層１５が形成されている。このＸ線検出部２は可視光の撮像の分野ではＨＡＲＰ（High-gain Avalanche Rushing amorphous Photoconductor）として知られている。【００３０】
電極層１２には導電ライン１６が電気的に接続され、この導電ライン１６を介して電圧印加回路１７から電圧が印加される。また、この導電ライン１６は読み出し回路１８を介してアンプ回路１９及びＡ／Ｄ変換回路２０に接続されている。【００３１】
図１及び図２では冷電子源３は模式的に示している。冷電子源３の具体的な構成については、後に図３から図８を参照して詳述する。冷電子源３は、Ｘ線検出部２に向けて電子を放出可能な多数の電子放出部３ａを備える。これら多数の電子放出部３ａは、Ｘ線の入射方向から視てアレイ状ないしマトリクス状に配置されている。電子源駆動回路２３は電子放出部３ａを順次駆動し、電子を放出させる。電子源駆動回路２３の具体的な構成についても後に詳述する。【００３２】
本実施形態では、遮光コーティング層９はフェースプレート４のＸ線検出部２が形成されている面とは反対側の面（図１では上面）と、サイドプレート６の外面とを覆い、デバイスケーシング７内を密封するように形成されている。遮光コーティング層９はＸ線を透過させるが可視光を遮る遮光性樹脂からなる。この種の遮光性樹脂材料としては、例えば黒色のウレタン樹脂、シリコン樹脂等がある。遮光コーティング層９は少なくともＸ線検出部２の入射面側を覆う必要がある。遮光コーティング層９として使用する遮光性樹脂材料の選択及び遮光コーティング層９の厚みは、Ｘ線検出部２への可視光の入射を確実に遮断するように設定する必要がある。【００３３】
以下、本実施形態のＸ線撮像デバイス１の動作とその原理を説明する。【００３４】
まず、Ｘ線（被写体を透過したＸ線像）がＸ線検出部２の表面に照射されると、Ｘ線変換層１３を構成するＸ線変換材料内では、第１の電荷注入阻止層１４を通過して入射したＸ線量に応じた電子と正孔の対が生成される。生成された正孔は、電圧印加回路１７によってＸ線検出部２に印加されている強電界によって加速され、Ｘ線変換材料内の原子と次々に衝突することでなだれ的に新たな電子と正孔の対を生み出し、その結果、電子と正孔の対の数が増倍される。この現象は、アバランシェ増倍として知られている。アバランシェ増倍によって、Ｘ線変換層１３の背面１３ｂ（冷電子源３側）に、入射Ｘ線像に対応して１０倍以上に増倍された正の電荷パターンが形成される。電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧は、Ｘ線変換層１３においてアバランシェ増倍が生じるのに十分な強度の電界が発生するように設定する必要がある。アバランシェ増倍現象は、Ｘ線変換材料の変わりに光電変換材料を用いて、可視光の分野において超高感度撮像カメラ（いわゆるＨＡＲＰカメラ）として実用化されているもので、通常のＣＣＤカメラの数１０倍以上の撮影感度を有していることが報告されている。【００３５】
一般的にＸ線変換材料の多くは通常の可視光に対しても感度を有していることが知られている。従って、Ｘ線検出部２に照射されるＸ線像を検出するときに、可視光にさらされている場合、本来検出しようとするＸ線像と一緒に周辺の可視光も電荷に変換してしまうことになり、これが外乱要因となって画像信号のＳ／Ｎ比の低下を招く。しかし、本実施形態のＸ線撮像デバイス１では、Ｘ線検出部２を遮光コーティング層９で覆うことによって、Ｘ線変換材料への可視光の入射を防いでいるので、Ｘ線画像検出時の可視光の影響を防止できる。その結果、Ｘ線撮影時の可視光の影響を防止することが可能となり、外乱の少ない良好なＸ線画像を得ることができる。【００３６】
冷電子源３の電子放出部３ａからＸ線検出部２（Ｘ線変換層１３の背面１３ｂ）に向けて電子が放射される。この電子とＸ線変換層１３内で発生した正孔は第２の電荷注入阻止層１５を挟んで対向することになり、この間で中和される電荷のレベルを電子的に検出することによってＸ線像を表す画像信号が読み出し回路１８へ読み出される。具体的には、前述のようにマトリクス状に配置された多数の電子放出部３ａが順次駆動されて電子を放出するので、Ｘ線変換層１３の個々の電子放出部３ａに対応する領域（画素）毎にＸ線照射によって発生している電荷のレベルが時系列的に順次読み出される。言い換えれば、冷電子源３の電子放出部３ａを順次駆動することで、Ｘ線変換層１３内に発生している電荷パターンが走査される。【００３７】
前述のようにＸ線検出部２のＸ線変換層１３ではＸ線の入射により発生した電荷がアバランシェ増倍によって増倍される。また、可視光のＸ線検出部２への入射は遮光コーティング層９によって遮られる。従って、本実施形態のＸ線撮像デバイスでは、Ｘ線検出部２に照射されたＸ線像を、可視光による外乱等の影響なしに、極めて高感度で画像データとして電子的に検出することができる。本実施形態のＸ線撮像デバイス１を医療診断分野でのＸ線撮影に使用すれば被検者に照射するＸ線量を大幅に減らすことができるので、結果として被検者被曝量を低減することが可能となる。【００３８】
また、本実施形態では、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層９によりＸ線撮像デバイス１に対する可視光の入射を防止している。そのため、比較的容易な工程で可視光の遮光を実現できる。また、デバイスケース７内の密閉性も良好であり、耐湿度、耐久性も高い。【００３９】
図３から図６は、冷電子源３として弾道電子面放出型電子源（ＢＳＤ）３１を採用した場合の本実施形態のＸ線撮像デバイス１のより具体的な構成を示す。【００４０】
ＢＳＤ３１は、ナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（ＮＰＳ層）３２、ＮＰＳ層３２の電子放出面３２ａ側に形成された金等の金属からなる１枚の薄膜からなる上部電極３３、及び電子放出面３２ａとは反対側の裏面３２ｂに下部電極３４を備え、ガラス等からなる基板３５上に形成されている。【００４１】
図５を参照すると、ＮＰＳ層３２は柱状ポリシリコン３６の間に直径約５ｎｍのナノ結晶ポリシリコン３７をチェーン状に形成した微細な構造を多数、膜状に形成した構造を有する。柱状ポリシリコン３６とナノ結晶ポリシリコン３７の表面は、いずれもＳｉＯ２等からなる酸化膜４５によって覆われている。【００４２】
図６にのみ示すように、下部電極３４は互いに間隔を開けて配置された行方向の複数の帯状電極３８Ａと、これらの帯状電極３８Ａに対して直交する方向に延びる列方向の複数の帯状電極３８Ｂを備える。２種類の帯状電極３８Ａ，３８Ｂの交点と上部電極３３で挟まれた領域のＮＰＳ層３２が図１及び図２における電子放出部３ａとして機能する。【００４３】
図４を参照すると、電子源駆動回路２３は、下部電極３４を構成する帯状電極３８Ａ，３８Ｂの交点を、グラウンド３９に順次接続させるため切換回路４０を備える。言い換えれば、切換回路４０が画素のアドレスを実行する。また、電子源駆動回路２３はＢＳＤ３１の上部電極３３に対して電圧を印加する電圧印加回路４３を含む。【００４４】
電子が下部電極３４からＮＰＳ層３２に注入されると、上部電極３３との間に印加される電圧の殆どは、ナノ結晶ポリシリコン３７表面の酸化膜４５にかかることになり、ここに強電界領域が形成される。そして、ＮＰＳ層３２の下部で発生した電子はナノ結晶ポリシリコン３７の酸化膜４５を通過するごとに加速されて運動エネルギーが高まり、上部電極３３を通過して放出され、Ｘ線検出部２の第２の電荷注入阻止層１５の表面に到達する。【００４５】
ＢＳＤ３１はガラス等の基板３５上に形成できるため、半導体基板上に形成する他の冷電子源に較べて大面積の電子源を実現できるという特長を有している。つまり、冷電子源としてＢＳＤを採用することで、前述のように可視光による外乱等の影響を受けず高い感度を有する本実施形態のＸ線撮像デバイス１の大面積化の実現が容易となり、特に医療撮像分野でのＸ線撮影用としての実用性が高まる。【００４６】
図７及び図８は、冷電子源３として冷陰極電界放出型の電子源であるスピント型電子源５１を採用した場合の本実施形態のＸ線撮像デバイス１のより具体的な構成を示す。図７及び図８において、図３から図６と同一の要素には同一の符号を付している。【００４７】
スピント型電子源５１は、ガラス等からなる基板５２上に形成された複数の帯状のカソード電極５３と、カソード電極５３に対してＳｉＯ２等からなる絶縁層５４を介して形成された複数の帯状のゲート電極５５を備える。ゲート電極５５と絶縁層５４に多数の細孔５６が形成されている。個々の細孔５６内にはカソード電極５３から突出する先端部を針状に尖らせたエミッタ５７が設けられている。カソード電極５３とゲート電極５５は互いに直交する方向に延びており、カソード電極５３とゲート電極５５の交点が図１及び図２における電子放出部３ａとして機能する。個々のカソード電極５３とゲート電極５５の交点に含まれるエミッタ５７は１個以上であれば特に個数は限定されない。カソード電極５３とのゲート電極５５の間に電圧印加回路４３から印加される電圧を切換回路４０が順次切り換え、それによって画素のアドレスが実行される。【００４８】
カソード電極５３とゲート電極５５の間に電圧印加回路４３により電圧が印加されると、エミッタ５７の尖った先端に電界が集中し、電極４２に向けて電子が放出される。電極４２は電子を加速するためのグリット状ないしメッシュ状の電極であり、電圧印加回路４１により電圧が印加される。エミッタ５７から放出された電子は、電極４２を経てＸ線検出部２の第２の電荷注入阻止層１５に到達する。【００４９】
スピント型電子源５１は半導体製造技術によって製造できるため極めて微細な加工が可能であり、多数の電子源素子を高密度に形成することができる。従って、冷電子源としてスピント型電子源５１を採用することにより、Ｘ線撮影において画素を構成するための電子源素子を高密度に形成できるため、非常に高精細なＸ線撮影画像を提供できる。【００５０】
（第２実施形態）
図９に示す本発明の第２実施形態に係るＸ線撮像デバイス１は、Ｘ線検出部２に対する可視光の入射を遮るための構造が第１実施形態と異なる。具体的には、本実施形態では、Ｘ線撮像デバイス１が遮光材料からなる遮光ケース６１内に収容されている。遮光材料としては、例えばベリリウム、セラミック、アルミニウム等を使用できる。遮光ケース６１を採用すれば、Ｘ線撮像デバイス１の分解、修理が容易となる。また、Ｘ線強度等の撮影条件に応じたＸ線フィルタ等の着脱や交換も、容易となる。【００５１】
第２実施形態のその他の構成及び作用は第１実施形態と同様であるので、同一の要素には同一の符号を付して説明を省略する。【００５２】
（第３実施形態）
図１０に示す本発明の第３実施形態に係るＸ線撮像デバイス１も、Ｘ線検出部２に対する可視光の入射を遮るための構造が第１実施形態と異なる。具体的には、本実施形態では、Ｘ線撮像デバイス１のデバイスケース７自体に遮光性を持たせている。具体的には、デバイスケース７を構成するフェースプレート４、ベースプレート５、及びサイドプレート６をすべてＸ線を透過するが可視光を遮る材料から構成している。例えば、フェースプレート４とベースプレート５をアルミニウム製とし、サイドプレート６もセラミック製とすればよい。【００５３】
第３実施形態のその他の構成及び作用は第１実施形態と同様であるので、同一の要素には同一の符号を付して説明を省略する。【００５４】
次に、図１１を参照して、Ｘ線撮像デバイス１のＸ線検出部２に印加する電圧値について詳細に説明する。前述のようにＸ線検出部２のＸ線変換層１３には、アバランシェ増倍が発生する強さの電界を生じさせる必要がある。従って、電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧値は少なくともこの条件を満たす必要がある。特に、Ｘ線検出部２に０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の平均電界が生じるように、電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧値を設定することが好ましい。以下、その理由を説明する。【００５５】
図１１は本発明のＸ線撮像デバイス１におけるＸ線検出部２への印加電圧に対する信号電流の変化及び倍率の変化を示す特性図である。この図１１において、平均電界が０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の範囲を領域ａとして示し、平均電界が０．６×１０８Ｖ／ｍを上回る範囲を領域ｂとして示している。図１１から理解されるように、出力信号の増倍率は平均電界の強さによって変化し、０．６×１０８Ｖ／ｍを上回る領域ｂでは急激に信号電流が増大している。これはアバランシェ増倍現象の効果が顕著になったことに起因する。そして、通常の可視光用超高感度撮像カメラ(ＨＡＲＰカメラ)ではこの現象を利用して超高感度撮影を実現している。【００５６】
しかし、領域ｂでは平均電界強度（印加電圧）のわずかな変化で信号電流(増倍率)が大きく変化することになるため、安定した増倍率を得るためには、印加電圧を極めて高精度に制御する必要がある。【００５７】
一方、領域ａの増倍率は領域ｂよりも低いものの、１０倍以上２０倍以下程度の増倍率が確保されている。この領域ｂの増倍率は、例えば一般的なＸ線撮像デバイスが入力信号(Ｘ線エネルギー)に対して１倍以下の信号電流しか得られないこととを比較すると、十分な高感度を実現できる値である。また、領域ａは領域ｂと比較すると、平均電界強度の変化に増倍率の変化は非常に小さい。従って、Ｘ線検出部２の平均電界強度が０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の領域ａでは、１０倍以上２０倍以下程度の増倍率が得られ、かつ高精度の印加電圧制御がなくても、安定した増倍を実現できる。言い換えれば、本発明のＸ線撮像デバイス１はＸ線検出部２の平均電界強度が領域ａの範囲となるような印加電圧範囲で使用することにより、高感度を確保しつつ実用的な動作電圧で制御できる。【００５８】
図１２は本発明のＸ線撮像デバイス１を備える医療用Ｘ線撮影装置の一例である歯科用Ｘ線撮影装置７１を示す。この歯科用Ｘ線撮影装置７１は、撮撮影対象である被験者の頭部７２を挟んで対向する照射部７３Ａと撮像部７３ｂとを有する回転アーム（移動部）７３を備える。回転アーム７３は図示しない駆動機構に図１１によって矢印で示すように鉛直方向に延びる軸線回りに自転する。照射部７３ＡはＸ線源７４を備える。一方、撮像部７３ｂには本発明のＸ線撮像デバイス１を備える。Ｘ線撮像デバイス１は第１から第３実施形態のいずれのものでもよく、冷電子源３（図１参照）も弾道電子面放出型とスピント型のいずれであってもよい。【００５９】
回転アーム７３を初期位置にセットして歯科用Ｘ線撮影装置７１を動作させると、Ｘ線源７４からのＸ線照射が開始され、照射されたＸ線は被験者の頭部を透過してＸ線撮像デバイス１に入射する。Ｘ線撮像デバイス１は回転アーム４の矢印方向への回転に伴って移動し、それによって被験者の歯顎部の広範なＸ線画像が撮影される。【００６０】
前述のように本発明のＸ線撮像デバイス１は高感度を有するので、この歯科用Ｘ線撮影装置７１ではＸ線撮影時間を大幅に短縮できる。その結果、被検者のＸ線被曝量を飛躍的に低減できる。【００６１】
以上のように、本発明にかかるＸ線撮像デバイスは、Ｘ線変換材料の両面に電荷注入阻止膜を形成したＸ線検出部と冷陰極電界放出型の電子源とを組合わせることにより、極めてＸ線感度が高く、撮影時の被験者被曝量を大幅に低減するという効果を有する。【００６２】
本発明は、前記実施形態に限定されず種々の変形が可能である。例えば、弾道電子面放出型電子源及びスピント型電子源以外の冷電子源を採用できる。例えば、シリコンエミッタ、トランジスタ構造エミッタ、表面伝導電子エミッタ、ＭＩＭ（Metal-Insulator-Metal）構造やＭＩＳ（Metal-Insulator-Semiconductor）構造のホットエレクトロンエミッタ、カーボンナノチューブエミッタ等の冷電子源を採用できる。
【産業上の利用可能性】
【００６３】
本発明のＸ線撮像デバイスは、医科、歯科などの医療診断分野においてＸ線撮影に使用されるＸ線撮像デバイスに適している。具体的には、本発明のＸ線撮像デバイスは、透視撮影台、断層撮影、ＤＳＡ（Digital Subtraction Angiography）を含む血管造影、ＩＶＲ（Interventional radiology）、３Ｄアンギオ、パノラマ撮影、ＣＴ撮影等に使用されるＸ線撮像デバイスに適している。
【図１】
2008136188.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【手続補正書】
【提出日】平成21年8月27日(2009.8.27)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【書類名】明細書
【発明の名称】Ｘ線撮像デバイス及びＸ線撮影装置
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医科、歯科等の医療診断分野におけるＸ線撮影に適したＸ線撮像デバスに関する。
【背景技術】
【０００２】
図１３は、医療診断分野におけるＸ線撮影に適した従来のＸ線撮像デバイス１０１を示す。このＸ線撮像デバイス１０１は、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等を含むＸ線変換材料からなるＸ線変換層１０２と、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）アレイ１０３とを備える。入射したＸ線をＸ線変換層１０２で電荷に変換し、その電荷をＴＦＴアレイ１０３で読み出すことで、Ｘ線画像が得られる。この種のＸ線撮像デバイス１０１は、例えば特許文献１や非特許文献１に開示されている。
【０００３】
Ｘ線撮像デバイスにおけるＸ線画像の検出効率ないし感度は、Ｘ線変換層でＸ線を変換して得られる電荷量に依存する。図１３に図示したものを含め、従来のＸ線撮像デバイスでは、Ｘ線撮像デバイスの表面に入力されるＸ線エネルギーに対して、画像として検出できるエネルギー量は、最大でも７０％程度に過ぎない。
【０００４】
医療診断分野でのＸ線撮影では被験者被曝量の低減が強く要求される。被験者被曝量低減のためにいかに感度を高めるかということが、医療診断分野への応用におけるＸ線撮像デバイスの最大の課題である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００１−１４８４７５
【非特許文献】
【非特許文献１】和泉良弘、外６名、「フラットパネルＸ線イメージセンサの開発」、シャープ技報、シャープ株式会社、２００１年８月、通巻８０号、ｐ．２５−３０
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、Ｘ線撮像デバイスの感度を大幅に向上し、それによって特に医療診断分野におけるＸ線撮影の際の被験者被曝量を飛躍的に低減することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本明細書において、Ｘ線とは、原子中の電子の状態変化によって生じる電磁波であり、少なくとも波長が１ｐｍ〜１０ｎｍ程度のものを含む。
【０００８】
本発明の第１の態様は、Ｘ線が入射する第１の面及びこの第１とは反対側の第２の面とを備え、前記Ｘ線が入射すると電荷を発生するＸ線変換材料からなるＸ線変換層と、前記Ｘ線変換層の前記第１の面に形成された第１の電荷注入阻止層と、前記Ｘ線変換層の前記第２の面に形成された第２の電荷注入阻止層とを備えるＸ線検出部と、それぞれ前記Ｘ線検出部の前記第２の電荷注入阻止層に向けて電子を放出可能である複数のマトリクス状に配置された電子放出部を備える冷電子源と、前記Ｘ線検出部への可視光の入射を遮る遮光部と、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に対してアバランシェ増倍が生じる電界を発生させる電圧を印加する電圧印加部と、前記冷電子源の前記複数の電子放出部を順次駆動して電子を放出させる電子源駆動部と、前記電子放出部から放射された電子により中和される前記Ｘ線変換層に前記Ｘ線の入射によって発生している電荷を電子的に検出する読み出し部とを備える、Ｘ線撮像デバイスを提供する。
【０００９】
Ｘ線検出部のＸ線変換層ではＸ線の入射により発生した電荷がアバランシェ増倍によって増倍される。また、可視光のＸ線検出部への入射は遮光部によって遮られる。従って、この構成により、Ｘ線検出部に照射されたＸ線像を、可視光による外乱等の影響なしに、極めて高感度で画像データとして電子的に検出することができ、医療診断分野でのＸ線撮影における被験者被曝量の飛躍的な低減を実現できる。
【００１０】
前記Ｘ線変換材料は、例えばアモルファスセレンを含む。
【００１１】
アモルファスセレンは、可視光を電荷に変換する光電変換材料としてすでに使用実績がある。従って、Ｘ線変換層を構成するＸ線変換材料としてアモルファスセレンを使用することにより、すでに知られている製法が利用可能であり、高感度のＸ線撮像デバイスを容易に実現できる。
【００１２】
前記冷電子源として弾道電子面放出型電子源を採用できる。
【００１３】
弾道電子面放出型電子源は、柱状ポリシリコンの間にナノ結晶シリコン層をチェーン状に形成した微細な構造を多数、膜状に形成したナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（Nanocrystalline Poly-Silicon Layer; ＮＰＳ層）を用いる。ＮＰＳ層はポリシリコン層に対して陽極酸化処理と低温酸化プロセスを施すことで作製できるので、大型化が容易に実現できる。従って、冷電子源として弾道電子面放出型電子源を採用すれば、広い撮像領域を有する大面積のＸ線撮像デバイスを実現できる。
【００１４】
前記冷電子源としてスピント型電子源を採用できる。
【００１５】
スピント型電子源を冷電子源として採用した場合、電子放出部として機能するエミッタを高密度化できるので、Ｘ線撮像デバイスにより得られる画像をより高精細化できる。
【００１６】
具体的には、前記遮光部は、前記Ｘ線の入射側である前記第１の面側の前記Ｘ線検出部を少なくとも覆うように形成された、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層である。
【００１７】
あるいは、前記遮光部は、少なくとも前記Ｘ線検出部と前記冷電子源をその内部に収容する、遮光性材料からなる遮光ケースであってもよい。
【００１８】
前記電圧印加部は、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に０．１×１０６Ｖ／ｍ以上０．６×１０６Ｖ／ｍ以下の平均電界を生じさせることが好ましい。
【００１９】
この構成により、Ｘ線撮像デバイスを高感度かつ実用的な動作電圧で制御することができる。
【００２０】
本発明の第２の態様は、前記のＸ線撮像デバイスと、前記Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させる移動部と、撮影対象に対して前記Ｘ線撮像デバイスと反対側に位置し、前記撮影対象に向けてＸ線を照射して透過したＸ線を前記Ｘ線撮像デバイスに入射させるＸ線照射部とを備える、Ｘ線撮影装置を提供する。
【００２１】
この構成により、Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させつつ、高感度のＸ線撮影を行うことができる実用的なＸ線撮影装置を実現できる。特に、撮影対象が人体である医療診断分野におけるＸ線撮影の場合、このＸ線撮影装置により被験者被曝量の飛躍的な低減を実現できる。
【発明の効果】
【００２２】
本発明は、Ｘ線変換材料からなるＸ線変換層の両面に電荷注入阻止層を形成したＸ線検出部、マトリクス状に配置された複数の電子放出部を有する冷電子源、及び可視光の入射を遮る遮光部の組合せにより、可視光による外乱等の影響を受けることなく、極めて高感度のＸ線撮像デバイスを実現できる。また、このＸ線撮像デバイスを医療診断分野でのＸ線撮影に使用すれば、撮影時の被験者被曝量を飛躍的に低減できる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図２】本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイスの動作原理説明図。
【図３】冷電子源がＢＳＤである場合の第１実施形態のＸ線撮像デバイスの模式的な拡大部分断面図。
【図４】冷電子源がＢＳＤである場合のＸ線撮像素子の動作原理説明図。
【図５】ＢＳＤの模式的な部分拡大断面図。
【図６】ＢＳＤ及びＸ線検出部の模式的な分解斜視図。
【図７】スピント型電子源の模式的な部分拡大断面図。
【図８】冷電子源がスピント型電子源である場合のＸ線撮像素子の動作原理説明図。
【図９】本発明の第２実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図１０】本発明の第３実施形態に係るＸ線撮像デバイスの模式的な断面図。
【図１１】本発明に係るＸ線撮像デバイスにおけるＸ線検出部への印加電圧に対する信号電流の変化及び倍率の変化を示す線図。
【図１２】本発明に係るＸ線撮像デバイスを備えるＸ線撮影装置を示す模式的な斜視図。
【図１３】従来のＸ線撮像デバイスの一例を示す模式的な断面図。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
次に、添付図面を参照して本発明の実施形態を詳細に説明する。
【００２５】
（第１実施形態）
図１及び図２は、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮像デバイス１を示す。このＸ線撮像デバイス１は、Ｘ線検出部２、冷電子源３、及び遮光コーティング層９を備える。
【００２６】
Ｘ線検出部２はアルミニウム、ガラス等からなるフェースプレート４に形成され、冷電子源３はフェースプレート４に対して間隔を隔てて配置されたベースプレート５に形成されている。フェースプレート４及びベースプレート５の材質は特に限定されないが、アルミニウム、ガラス等の材料を採用できる。フェースプレート４とベースプレート５との間にはセラミック等の材料からなるサイドプレート６が設けられている。フェースプレート４、ベースプレート５、及びサイドプレート６はデバイスケース７を構成している。このデバイスケース７内にＸ線検出部２と冷電子源３が収容されている。Ｘ線検出部２と冷電子源３はデバイスケース７内の真空空間８により間隔を隔てて対向している。
【００２７】
Ｘ線検出部２とフェースプレート４の間には、絶縁層１１、酸化インジウムスズ（ＩＴＯ）等からなる電極層１２が設けられている。フェースプレート４側からＸ線検出部２にＸ線が入射する。
【００２８】
Ｘ線検出部２は、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）を含むＸ線変換材料からなるＸ線変換層１３を備える。Ｘ線変換材料はアモルファスセレンに限定されずカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）等を採用できる。Ｘ線変換層１３のＸ線の入射面（第１の面）１３ａには、酸化セリウム（ＣｅＯ２）からなる第１の電荷注入阻止層１４が形成されている。また、Ｘ線変換層１３の入射面１３ａとは反対側の背面（第２の面）１３ｂには、三硫化アンチモン（Ｓｂ２Ｓ３）からなる第２の電荷注入阻止層１５が形成されている。このＸ線検出部２は可視光の撮像の分野ではＨＡＲＰ（High-gain Avalanche Rushing amorphous Photoconductor）として知られている。
【００２９】
電極層１２には導電ライン１６が電気的に接続され、この導電ライン１６を介して電圧印加回路１７から電圧が印加される。また、この導電ライン１６は読み出し回路１８を介してアンプ回路１９及びＡ／Ｄ変換回路２０に接続されている。
【００３０】
図１及び図２では冷電子源３は模式的に示している。冷電子源３の具体的な構成については、後に図３から図８を参照して詳述する。冷電子源３は、Ｘ線検出部２に向けて電子を放出可能な多数の電子放出部３ａを備える。これら多数の電子放出部３ａは、Ｘ線の入射方向から視てアレイ状ないしマトリクス状に配置されている。電子源駆動回路２３は電子放出部３ａを順次駆動し、電子を放出させる。電子源駆動回路２３の具体的な構成についても後に詳述する。
【００３１】
本実施形態では、遮光コーティング層９はフェースプレート４のＸ線検出部２が形成されている面とは反対側の面（図１では上面）と、サイドプレート６の外面とを覆い、デバイスケーシング７内を密封するように形成されている。遮光コーティング層９はＸ線を透過させるが可視光を遮る遮光性樹脂からなる。この種の遮光性樹脂材料としては、例えば黒色のウレタン樹脂、シリコン樹脂等がある。遮光コーティング層９は少なくともＸ線検出部２の入射面側を覆う必要がある。遮光コーティング層９として使用する遮光性樹脂材料の選択及び遮光コーティング層９の厚みは、Ｘ線検出部２への可視光の入射を確実に遮断するように設定する必要がある。
【００３２】
以下、本実施形態のＸ線撮像デバイス１の動作とその原理を説明する。
【００３３】
まず、Ｘ線（被写体を透過したＸ線像）がＸ線検出部２の表面に照射されると、Ｘ線変換層１３を構成するＸ線変換材料内では、第１の電荷注入阻止層１４を通過して入射したＸ線量に応じた電子と正孔の対が生成される。生成された正孔は、電圧印加回路１７によってＸ線検出部２に印加されている強電界によって加速され、Ｘ線変換材料内の原子と次々に衝突することでなだれ的に新たな電子と正孔の対を生み出し、その結果、電子と正孔の対の数が増倍される。この現象は、アバランシェ増倍として知られている。アバランシェ増倍によって、Ｘ線変換層１３の背面１３ｂ（冷電子源３側）に、入射Ｘ線像に対応して１０倍以上に増倍された正の電荷パターンが形成される。電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧は、Ｘ線変換層１３においてアバランシェ増倍が生じるのに十分な強度の電界が発生するように設定する必要がある。アバランシェ増倍現象は、Ｘ線変換材料の変わりに光電変換材料を用いて、可視光の分野において超高感度撮像カメラ（いわゆるＨＡＲＰカメラ）として実用化されているもので、通常のＣＣＤカメラの数１０倍以上の撮影感度を有していることが報告されている。
【００３４】
一般的にＸ線変換材料の多くは通常の可視光に対しても感度を有していることが知られている。従って、Ｘ線検出部２に照射されるＸ線像を検出するときに、可視光にさらされている場合、本来検出しようとするＸ線像と一緒に周辺の可視光も電荷に変換してしまうことになり、これが外乱要因となって画像信号のＳ／Ｎ比の低下を招く。しかし、本実施形態のＸ線撮像デバイス１では、Ｘ線検出部２を遮光コーティング層９で覆うことによって、Ｘ線変換材料への可視光の入射を防いでいるので、Ｘ線画像検出時の可視光の影響を防止できる。その結果、Ｘ線撮影時の可視光の影響を防止することが可能となり、外乱の少ない良好なＸ線画像を得ることができる。
【００３５】
冷電子源３の電子放出部３ａからＸ線検出部２（Ｘ線変換層１３の背面１３ｂ）に向けて電子が放射される。この電子とＸ線変換層１３内で発生した正孔は第２の電荷注入阻止層１５を挟んで対向することになり、この間で中和される電荷のレベルを電子的に検出することによってＸ線像を表す画像信号が読み出し回路１８へ読み出される。具体的には、前述のようにマトリクス状に配置された多数の電子放出部３ａが順次駆動されて電子を放出するので、Ｘ線変換層１３の個々の電子放出部３ａに対応する領域（画素）毎にＸ線照射によって発生している電荷のレベルが時系列的に順次読み出される。言い換えれば、冷電子源３の電子放出部３ａを順次駆動することで、Ｘ線変換層１３内に発生している電荷パターンが走査される。
【００３６】
前述のようにＸ線検出部２のＸ線変換層１３ではＸ線の入射により発生した電荷がアバランシェ増倍によって増倍される。また、可視光のＸ線検出部２への入射は遮光コーティング層９によって遮られる。従って、本実施形態のＸ線撮像デバイスでは、Ｘ線検出部２に照射されたＸ線像を、可視光による外乱等の影響なしに、極めて高感度で画像データとして電子的に検出することができる。本実施形態のＸ線撮像デバイス１を医療診断分野でのＸ線撮影に使用すれば被検者に照射するＸ線量を大幅に減らすことができるので、結果として被検者被曝量を低減することが可能となる。
【００３７】
また、本実施形態では、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層９によりＸ線撮像デバイス１に対する可視光の入射を防止している。そのため、比較的容易な工程で可視光の遮光を実現できる。また、デバイスケース７内の密閉性も良好であり、耐湿度、耐久性も高い。
【００３８】
図３から図６は、冷電子源３として弾道電子面放出型電子源（ＢＳＤ）３１を採用した場合の本実施形態のＸ線撮像デバイス１のより具体的な構成を示す。
【００３９】
ＢＳＤ３１は、ナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（ＮＰＳ層）３２、ＮＰＳ層３２の電子放出面３２ａ側に形成された金等の金属からなる１枚の薄膜からなる上部電極３３、及び電子放出面３２ａとは反対側の裏面３２ｂに下部電極３４を備え、ガラス等からなる基板３５上に形成されている。
【００４０】
図５を参照すると、ＮＰＳ層３２は柱状ポリシリコン３６の間に直径約５ｎｍのナノ結晶ポリシリコン３７をチェーン状に形成した微細な構造を多数、膜状に形成した構造を有する。柱状ポリシリコン３６とナノ結晶ポリシリコン３７の表面は、いずれもＳｉＯ２等からなる酸化膜４５によって覆われている。
【００４１】
図６にのみ示すように、下部電極３４は互いに間隔を開けて配置された行方向の複数の帯状電極３８Ａと、これらの帯状電極３８Ａに対して直交する方向に延びる列方向の複数の帯状電極３８Ｂを備える。２種類の帯状電極３８Ａ，３８Ｂの交点と上部電極３３で挟まれた領域のＮＰＳ層３２が図１及び図２における電子放出部３ａとして機能する。
【００４２】
図４を参照すると、電子源駆動回路２３は、下部電極３４を構成する帯状電極３８Ａ，３８Ｂの交点を、グラウンド３９に順次接続させるため切換回路４０を備える。言い換えれば、切換回路４０が画素のアドレスを実行する。また、電子源駆動回路２３はＢＳＤ３１の上部電極３３に対して電圧を印加する電圧印加回路４３を含む。
【００４３】
電子が下部電極３４からＮＰＳ層３２に注入されると、上部電極３３との間に印加される電圧の殆どは、ナノ結晶ポリシリコン３７表面の酸化膜４５にかかることになり、ここに強電界領域が形成される。そして、ＮＰＳ層３２の下部で発生した電子はナノ結晶ポリシリコン３７の酸化膜４５を通過するごとに加速されて運動エネルギーが高まり、上部電極３３を通過して放出され、Ｘ線検出部２の第２の電荷注入阻止層１５の表面に到達する。
【００４４】
ＢＳＤ３１はガラス等の基板３５上に形成できるため、半導体基板上に形成する他の冷電子源に較べて大面積の電子源を実現できるという特長を有している。つまり、冷電子源としてＢＳＤを採用することで、前述のように可視光による外乱等の影響を受けず高い感度を有する本実施形態のＸ線撮像デバイス１の大面積化の実現が容易となり、特に医療撮像分野でのＸ線撮影用としての実用性が高まる。
【００４５】
図７及び図８は、冷電子源３として冷陰極電界放出型の電子源であるスピント型電子源５１を採用した場合の本実施形態のＸ線撮像デバイス１のより具体的な構成を示す。図７及び図８において、図３から図６と同一の要素には同一の符号を付している。
【００４６】
スピント型電子源５１は、ガラス等からなる基板５２上に形成された複数の帯状のカソード電極５３と、カソード電極５３に対してＳｉＯ２等からなる絶縁層５４を介して形成された複数の帯状のゲート電極５５を備える。ゲート電極５５と絶縁層５４に多数の細孔５６が形成されている。個々の細孔５６内にはカソード電極５３から突出する先端部を針状に尖らせたエミッタ５７が設けられている。カソード電極５３とゲート電極５５は互いに直交する方向に延びており、カソード電極５３とゲート電極５５の交点が図１及び図２における電子放出部３ａとして機能する。個々のカソード電極５３とゲート電極５５の交点に含まれるエミッタ５７は１個以上であれば特に個数は限定されない。カソード電極５３とのゲート電極５５の間に電圧印加回路４３から印加される電圧を切換回路４０が順次切り換え、それによって画素のアドレスが実行される。
【００４７】
カソード電極５３とゲート電極５５の間に電圧印加回路４３により電圧が印加されると、エミッタ５７の尖った先端に電界が集中し、電極４２に向けて電子が放出される。電極４２は電子を加速するためのグリット状ないしメッシュ状の電極であり、電圧印加回路４１により電圧が印加される。エミッタ５７から放出された電子は、電極４２を経てＸ線検出部２の第２の電荷注入阻止層１５に到達する。
【００４８】
スピント型電子源５１は半導体製造技術によって製造できるため極めて微細な加工が可能であり、多数の電子源素子を高密度に形成することができる。従って、冷電子源としてスピント型電子源５１を採用することにより、Ｘ線撮影において画素を構成するための電子源素子を高密度に形成できるため、非常に高精細なＸ線撮影画像を提供できる。
【００４９】
（第２実施形態）
図９に示す本発明の第２実施形態に係るＸ線撮像デバイス１は、Ｘ線検出部２に対する可視光の入射を遮るための構造が第１実施形態と異なる。具体的には、本実施形態では、Ｘ線撮像デバイス１が遮光材料からなる遮光ケース６１内に収容されている。遮光材料としては、例えばベリリウム、セラミック、アルミニウム等を使用できる。遮光ケース６１を採用すれば、Ｘ線撮像デバイス１の分解、修理が容易となる。また、Ｘ線強度等の撮影条件に応じたＸ線フィルタ等の着脱や交換も、容易となる。
【００５０】
第２実施形態のその他の構成及び作用は第１実施形態と同様であるので、同一の要素には同一の符号を付して説明を省略する。
【００５１】
（第３実施形態）
図１０に示す本発明の第３実施形態に係るＸ線撮像デバイス１も、Ｘ線検出部２に対する可視光の入射を遮るための構造が第１実施形態と異なる。具体的には、本実施形態では、Ｘ線撮像デバイス１のデバイスケース７自体に遮光性を持たせている。具体的には、デバイスケース７を構成するフェースプレート４、ベースプレート５、及びサイドプレート６をすべてＸ線を透過するが可視光を遮る材料から構成している。例えば、フェースプレート４とベースプレート５をアルミニウム製とし、サイドプレート６もセラミック製とすればよい。
【００５２】
第３実施形態のその他の構成及び作用は第１実施形態と同様であるので、同一の要素には同一の符号を付して説明を省略する。
【００５３】
次に、図１１を参照して、Ｘ線撮像デバイス１のＸ線検出部２に印加する電圧値について詳細に説明する。前述のようにＸ線検出部２のＸ線変換層１３には、アバランシェ増倍が発生する強さの電界を生じさせる必要がある。従って、電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧値は少なくともこの条件を満たす必要がある。特に、Ｘ線検出部２に０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の平均電界が生じるように、電圧印加回路１７がＸ線検出部２に印加する電圧値を設定することが好ましい。以下、その理由を説明する。
【００５４】
図１１は本発明のＸ線撮像デバイス１におけるＸ線検出部２への印加電圧に対する信号電流の変化及び倍率の変化を示す特性図である。この図１１において、平均電界が０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の範囲を領域ａとして示し、平均電界が０．６×１０８Ｖ／ｍを上回る範囲を領域ｂとして示している。図１１から理解されるように、出力信号の増倍率は平均電界の強さによって変化し、０．６×１０８Ｖ／ｍを上回る領域ｂでは急激に信号電流が増大している。これはアバランシェ増倍現象の効果が顕著になったことに起因する。そして、通常の可視光用超高感度撮像カメラ(ＨＡＲＰカメラ)ではこの現象を利用して超高感度撮影を実現している。
【００５５】
しかし、領域ｂでは平均電界強度（印加電圧）のわずかな変化で信号電流(増倍率)が大きく変化することになるため、安定した増倍率を得るためには、印加電圧を極めて高精度に制御する必要がある。
【００５６】
一方、領域ａの増倍率は領域ｂよりも低いものの、１０倍以上２０倍以下程度の増倍率が確保されている。この領域ｂの増倍率は、例えば一般的なＸ線撮像デバイスが入力信号(Ｘ線エネルギー)に対して１倍以下の信号電流しか得られないこととを比較すると、十分な高感度を実現できる値である。また、領域ａは領域ｂと比較すると、平均電界強度の変化に増倍率の変化は非常に小さい。従って、Ｘ線検出部２の平均電界強度が０．１×１０８Ｖ／ｍ以上０．６×１０８Ｖ／ｍ以下の領域ａでは、１０倍以上２０倍以下程度の増倍率が得られ、かつ高精度の印加電圧制御がなくても、安定した増倍を実現できる。言い換えれば、本発明のＸ線撮像デバイス１はＸ線検出部２の平均電界強度が領域ａの範囲となるような印加電圧範囲で使用することにより、高感度を確保しつつ実用的な動作電圧で制御できる。
【００５７】
図１２は本発明のＸ線撮像デバイス１を備える医療用Ｘ線撮影装置の一例である歯科用Ｘ線撮影装置７１を示す。この歯科用Ｘ線撮影装置７１は、撮撮影対象である被験者の頭部７２を挟んで対向する照射部７３Ａと撮像部７３ｂとを有する回転アーム（移動部）７３を備える。回転アーム７３は図示しない駆動機構に図１１によって矢印で示すように鉛直方向に延びる軸線回りに自転する。照射部７３ＡはＸ線源７４を備える。一方、撮像部７３ｂには本発明のＸ線撮像デバイス１を備える。Ｘ線撮像デバイス１は第１から第３実施形態のいずれのものでもよく、冷電子源３（図１参照）も弾道電子面放出型とスピント型のいずれであってもよい。
【００５８】
回転アーム７３を初期位置にセットして歯科用Ｘ線撮影装置７１を動作させると、Ｘ線源７４からのＸ線照射が開始され、照射されたＸ線は被験者の頭部を透過してＸ線撮像デバイス１に入射する。Ｘ線撮像デバイス１は回転アーム４の矢印方向への回転に伴って移動し、それによって被験者の歯顎部の広範なＸ線画像が撮影される。
【００５９】
前述のように本発明のＸ線撮像デバイス１は高感度を有するので、この歯科用Ｘ線撮影装置７１ではＸ線撮影時間を大幅に短縮できる。その結果、被検者のＸ線被曝量を飛躍的に低減できる。
【００６０】
以上のように、本発明にかかるＸ線撮像デバイスは、Ｘ線変換材料の両面に電荷注入阻止膜を形成したＸ線検出部と冷陰極電界放出型の電子源とを組合わせることにより、極めてＸ線感度が高く、撮影時の被験者被曝量を大幅に低減するという効果を有する。
【００６１】
本発明は、前記実施形態に限定されず種々の変形が可能である。例えば、弾道電子面放出型電子源及びスピント型電子源以外の冷電子源を採用できる。例えば、シリコンエミッタ、トランジスタ構造エミッタ、表面伝導電子エミッタ、ＭＩＭ（Metal-Insulator-Metal）構造やＭＩＳ（Metal-Insulator-Semiconductor）構造のホットエレクトロンエミッタ、カーボンナノチューブエミッタ等の冷電子源を採用できる。
【産業上の利用可能性】
【００６２】
本発明のＸ線撮像デバイスは、医科、歯科などの医療診断分野においてＸ線撮影に使用されるＸ線撮像デバイスに適している。具体的には、本発明のＸ線撮像デバイスは、透視撮影台、断層撮影、ＤＳＡ（Digital Subtraction Angiography）を含む血管造影、ＩＶＲ（Interventional radiology）、３Ｄアンギオ、パノラマ撮影、ＣＴ撮影等に使用されるＸ線撮像デバイスに適している。
【符号の説明】
【００６３】
１  Ｘ線撮像デバイス
２  Ｘ線検出部
３  冷電子源
３ａ  電子放出部
４  フェースプレート
５  ベースプレート
６  サイドプレート
７  デバイスケース
８  真空空間
９  遮光コーティング層
１１  絶縁層
１２  電極層
１３  Ｘ線変換層
１３ａ  入射面
１３ｂ  背面
１４  第１の電荷注入阻止層
１５  第２の電荷注入阻止層
１６  導電ライン
１７  電圧印加回路
１８  読み出し回路
１９  アンプ回路
２０  Ａ／Ｄ変換回路
２３  電子源駆動回路
３１  弾道電子面放出型電子源（ＢＳＤ）
３２  ナノ結晶シリコン・ポリシリコン混在層（ＮＰＳ層）
３２ａ  電子放出面
３２ｂ  裏面
３３  上部電極
３４  下部電極
３５  基板
３６  柱状ポリシリコン
３７  ナノ結晶シリコン
３８Ａ，３８Ｂ  帯状電極
３９  グラウンド
４０  切換回路
４１  電圧印加回路
４２  電極
４３  電圧印加回路
４５  酸化膜
５１  スピント型電子源
５２  基板
５３  カソード電極
５４  絶縁層
５５  ゲート電極
５６  細孔
５７  エミッタ
６１  遮光ケース
７１  歯科用Ｘ線撮影装置
７２  頭部
７３  回転アーム
７３ａ  照射部
７３ｂ  撮像部
７４  Ｘ線源
【手続補正２】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線が入射する第１の面及びこの第１とは反対側の第２の面とを備え、前記Ｘ線が入射すると電荷を発生するＸ線変換材料からなるＸ線変換層と、前記Ｘ線変換層の前記第１の面に形成された第１の電荷注入阻止層と、前記Ｘ線変換層の前記第２の面に形成された第２の電荷注入阻止層とを備えるＸ線検出部と、
それぞれ前記Ｘ線検出部の前記第２の電荷注入阻止層に向けて電子を放出可能である複数のマトリクス状に配置された電子放出部を備える冷電子源と、
前記Ｘ線検出部への可視光の入射を遮る遮光部と、
前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に対してアバランシェ増倍が生じる電界を発生させる電圧を印加する電圧印加部と、
前記冷電子源の前記複数の電子放出部を順次駆動して電子を放出させる電子源駆動部と、
前記電子放出部から放射された電子により中和される前記Ｘ線変換層に前記Ｘ線の入射によって発生している電荷を電子的に検出する読み出し部と
を備える、Ｘ線撮像デバイス。
【請求項２】
前記Ｘ線変換材料はアモルファスセレンを含む、請求項１に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項３】
前記冷電子源は弾道電子面放出型電子源である、請求項１又は請求項２に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項４】
前記冷電子源はスピント型電子源である、請求項１又は請求項２に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項５】
前記遮光部は、前記Ｘ線の入射側である前記第１の面側の前記Ｘ線検出部を少なくとも覆うように形成された、遮光性樹脂材料からなる遮光コーティング層である、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項６】
前記遮光部は、少なくとも前記Ｘ線検出部と前記冷電子源をその内部に収容する、遮光性材料からなる遮光ケースである、請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項７】
前記電圧印加部は、前記Ｘ線検出部の前記Ｘ線変換層に０．１×１０６Ｖ／ｍ以上０．６×１０６Ｖ／ｍ以下の平均電界を生じさせる、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイス。
【請求項８】
請求項１から請求項７のいずれか１項に記載のＸ線撮像デバイスと、
前記Ｘ線撮像デバイスを空間的に移動させる移動部と、
撮影対象に対して前記Ｘ線撮像デバイスと反対側に位置し、前記撮影対象に向けてＸ線を照射して透過したＸ線を前記撮像デバイスに入射させるＸ線照射部と
を備える、Ｘ線撮影装置。
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【国際調査報告】
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