(57)【要約】【課題】容易に平行なＸ線を生成して、このＸ線を用いて画質の優れたＸ線画像を得る。【解決手段】Ｘ線発生装置１０では、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブを用いたＸ線管を複数使用するとともに、Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成する。Ｘ線発生装置１０の二次元Ｘ線源から放射されたＸ線は、被写体１５を透過してＸ線画像検出器２０に照射される。Ｘ線画像検出器２０では、照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像の画像信号を生成する。Ｘ線発生装置１０の二次元Ｘ線源と被写体１５との間には、空孔が篩状に二次元的に配されたコリメータ７１を、この空孔の軸方向が二次元Ｘ線源と被写体の方向となるように配置する。【選択図】　　　　図４
2004089445.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数のＸ線管を用い、
前記Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成する
ことを特徴とするＸ線発生装置。
【請求項２】
前記Ｘ線管では、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブを用いる
ことを特徴とする請求項１記載のＸ線発生装置。
【請求項３】
複数のＸ線管を用い、前記Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成したＸ線発生装置と、
前記Ｘ線発生装置の二次元Ｘ線源から放射されたＸ線が照射されて、該照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像を得るＸ線画像検出器を有する
ことを特徴とするＸ線画像撮像システム。
【請求項４】
空孔が篩状に二次元的に配されたコリメータを用い、
前記二次元Ｘ線源と被写体との間に、前記コリメータを前記空孔の軸方向が前記二次元Ｘ線源と被写体の方向となるように配置する
ことを特徴とする請求項３記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項５】
前記コリメータの空孔は、１μｍ以上で１ｍｍ以下の直径を有する
ことを特徴とする請求項４記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項６】
前記Ｘ線画像検出器と前記被写体と間にＸ線グリッドを配置する
ことを特徴とする請求項３から請求項５のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項７】
前記Ｘ線画像検出器と前記被写体との間隔を、０．１ｍ以上とすることを特徴とする請求項３から請求項５のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項８】
前記Ｘ線画像検出器では、照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像の画像信号を生成する
ことを特徴とする請求項３から請求項７のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項９】
前記Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像処理を行う画像処理手段を有し、
前記Ｘ線画像検出器あるいは前記画像処理手段では、被写体が存在しないときのＸ線画像の画像信号に基づいて、前記被写体を撮影したＸ線画像の画像信号を補正する
ことを特徴とする請求項８記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項１０】
前記Ｘ線発生装置では、管電圧を１０ｋＶ以上３００ｋＶ以下とする
ことを特徴とする請求項３から請求項９のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【請求項１１】
前記Ｘ線発生装置のＸ線管では、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブを用いる
ことを特徴とする請求項３から請求項１０のいずれかに記載のＸ線画像撮像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、医療におけるＸ線画像診断の分野に関する。特に画質の優れたＸ線画像を得るためのＸ線発生装置およびＸ線画像撮像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、放射線画像の撮影では、いわゆるクーリッジＸ線管が用いられてきた。このクーリッジＸ線管では、陰極のフィラメントを加熱して熱電子を発生させるとともに、この熱電子を管電圧で加速して陽極の金属に衝突させることで陽極の表面からＸ線を発生させるものである。陽極は固定されたものと、回転してＸ線が衝突する位置を移動させることにより、過大な発熱をさける構造のものがある。
【０００３】
クーリッジＸ線管から放射されるＸ線は、熱電子が衝突した陽極から放射状に発散されるものであり、Ｘ線検出器との距離の２乗に比例してＸ線強度が減弱する。このため、Ｘ線管とＸ線検出器との距離が離れているときには、Ｘ線管で発生するＸ線量を多くする必要がある。また、被写体と被写体のＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に距離を置くと、いわゆる幾何学的不鋭が発生して、画像がボケてしまう欠点がある。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、粒子加速器を用いて加速電子を発生させて、この加速電子を円運動させることでＸ線を発生させる装置、例えばシンクロトロン線源等が実用化されている。このような装置を用いれば、平行に進むＸ線を得ることができ、Ｘ線強度の減弱や幾何学的不鋭の問題を解決できる。しかし、このような装置は極めて大きなサイズであるとともに高価であり、広く一般的に医用施設で使用することは難しい。また、小規模のシンクロトロンであるマイクロトロンＸ線源が研究されているが、中性子線が発生し、住居が近隣にある施設での使用は難しい。さらに、逆コンプトン散乱Ｘ線源などが研究されているが、極めて高度な技術を必要として、未だ現実的ではない。
【０００５】
そこで、この発明では、容易に平行なＸ線を得ることができる、小型で汎用性の高いＸ線発生装置および、画質の優れたＸ線画像を得ることができるＸ線画像撮像システムを提供するものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
この発明に係るＸ線発生装置は、複数のＸ線管を用い、前記Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成するものである。また、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブを用いるものである。
【０００７】
この発明に係るＸ線画像撮像システムは、複数のＸ線管を用い、前記Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成したＸ線発生装置と、前記Ｘ線発生装置の二次元Ｘ線源から放射されたＸ線が照射されて、該照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像を得るＸ線画像検出器を有するものである。また、空孔が篩状に二次元的に配されたコリメータを用い、前記二次元Ｘ線源と被写体との間に、前記コリメータを前記空孔の軸方向が前記二次元Ｘ線源と被写体の方向となるように配置するものである。また、前記Ｘ線画像検出器と前記被写体と間にＸ線グリッドを配置するものである。さらに、前記Ｘ線画像検出器と前記被写体との間隔を、０．１ｍ以上とするものである。
【０００８】
また、前記Ｘ線画像検出器では、照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像の画像信号を生成するものである。さらに、前記Ｘ線画像検出器で生成された画像信号を用いて画像処理を行う画像処理手段を有し、前記Ｘ線画像検出器あるいは前記画像処理手段では、被写体が存在しないときのＸ線画像の画像信号に基づいて、前記被写体を撮影したＸ線画像の画像信号を補正するものである。
【０００９】
この発明においては、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブを用いたＸ線管を複数使用するとともに、Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源が形成される。Ｘ線管の管電圧を１０ｋＶ以上３００ｋＶ以下としたときに二次元Ｘ線源から放射されたＸ線は、被写体を透過してＸ線画像検出器に照射される。このとき、Ｘ線画像検出器と被写体との間隔は０．１ｍ以上とする。Ｘ線画像検出器では、照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像の画像信号が生成される。二次元Ｘ線源と被写体との間には、１μｍ以上で１ｍｍ以下の直径を有する空孔が篩状に二次元的に配されたコリメータが、この空孔の軸方向を二次元Ｘ線源と被写体の方向となるように配置される。Ｘ線画像検出器と被写体と間には、Ｘ線グリッドが配置される。さらに、コリメータやＸ線グリッドが設けられたときには、被写体が存在しないときのＸ線画像の画像信号に基づいて、被写体を撮影したＸ線画像の画像信号が補正される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照しながら、この発明の実施の一形態について説明する。図１は、Ｘ線発生装置１０の模式図である。Ｘ線発生装置１０は、Ｘ線を放射するＸ線放射窓が管軸方向とされたＸ線管１１を複数個束ねて構成されたものであり、電源１２から各Ｘ線管１１に管電圧を加えると、各Ｘ線管１１からＸ線が放射されて、Ｘ線放射窓が二次元に配置されている平面ＰＡからＸ線が放射されることとなる。すなわち、二次元のＸ線源を構成できる。平面ＰＡの形状は、４角形や円形等自由に設定しても良いが、Ｘ線画像検出器に合わせた形状とすることで、放射されるＸ線を効率よく利用することが可能となる。
【００１１】
Ｘ線管１１の数は、Ｘ線を照射する面積やＸ線管の発熱量に基づいて決定する。ここで、Ｘ線管１１の数は二次元平面ＰＡを形成できるように少なくとも３個以上とする。また、束ねられて内部側に位置するＸ線管が高熱となって損傷を受けることが無いように５００００個までとすることが好ましい。
【００１２】
Ｘ線発生装置１０を医療用に用いる場合、二次元平面ＰＡの大きさは５平方センチメートルから４０平方センチメートルが好ましい。人体に照射する面積があれば十分だからである。また二次元平面が大きすぎると、内部側に位置するＸ線管が高熱なるとともに重量が多くなってしまうからである。
【００１３】
Ｘ線管１１の配列は、縦横直線に整列することもでき、また蜂の巣状に細密に配置することもできる。さらに、このＸ線管１１の配列形態をＸ線検知器のピクセルの並び方に合わせることもできる。また、Ｘ線の方向を揃えるコリメータを二次元平面ＰＡの前に設ける場合、コリメータに設けられているＸ線を通過させるための二次元的に配された孔とＸ線管１１の位置を合わせる様に配置することは、好ましい態様である。
【００１４】
図２は、Ｘ線管１１の構造を模式的に示したものである。ガラス管１１０の内部は真空度が高い状態に保たれており、電源１２によって陰極１１１と陽極１１２間に管電圧が印加される。陰極１１１側では、電界電子放出（Ｆｉｅｌｄ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）によって電子を発生させる。この陰極１１１で発生された電子を管電圧によって加速して陽極１１２の金属に衝突させることで、陽極１１２からＸ線を発生させて、矢印で示す方向にＸ線を放射する面をＸ線放射窓とする。この陽極１１２は、モリブデン、ロジウム、タングステン、銀、金、銅などの金属を用いて形成する。
【００１５】
陰極１１１の電子が放射される面はカーボンナノチューブ１１３で覆われ、電子はカーボンナノチューブ１１３から放射される。ここで、電界電子放出を行うため電界強度を高くするには、電子を放出させる陰極を先端状とするとともに先端の曲率半径を小さくすることが知られている。しかし、先端状の部分が金属で形成されると、放出された電子によって生じたイオンによってスパッタリング効果が生じてしまい先端状の部分が壊れてしまう。しかし、カーボンナノチューブ１１３は化学的に安定であるとともに直径が小さいことから、カーボンナノチューブ１１３を用いて電子を放射させることで、金属を用いる場合よりも陰極の長寿命化を図ることができる。
【００１６】
このカーボンナノチューブ１１３は、アーク放電法や化学気相成長法等で生成する。カーボンナノチューブ１１３の直径は、５ｎｍから３０ｎｍ程度であり、そして長さは１μｍ程度である。また、カーボンナノチューブ１１３の先端付近に金属原子が埋め込まれていることが好ましく、例えばＦｕｍｉｏ　ＯｋｕｙａｍａとＩｓａｏ　Ｏｇａｓａｗａｒａによる科学論文”Ｃｈｏｒｍｉｕｍ−ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ　ｍｅｔａｌｌｉｃ　ｆｉｂｅｒｓ　ｃｏｎｆｉｎｅｄ　ｗｉｔｈｉｎ　ｃａｒｂｏｎ　ｎａｎｏｔｕｂｅｓ：Ｐｏｓｓｉｂｉｌｉｔｙ　ｏｆ　ｔｅｍｐｌａｔｅ−ｍｅｄｉａｔｅｄ　ｃｒｙｓｔａｌ　ｇｒｏｗｔｈ”，Ａｐｐ１．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ．７１巻５号１９９７年にその作製方法が記載されている。
【００１７】
カーボンナノチューブ１１３で覆われる陰極１１１の直径は１μｍから１０ｍｍが好ましい。小さすぎると十分なＸ線が得られず、一方余り大きい陰極は製造コストが極めて高いものとなる。また、陰極の形状は円形だけでなく四角形としてもよい。このとき１辺の長さは１μｍから５０ｍｍが好ましい。
【００１８】
図３は、Ｘ線管の他の構造を模式的に示したものである。円形若しくは４角形の陰極１１５には、円形若しくは四角形の孔１１６を設ける。陽極１１７から放射されるＸ線は、この孔１１６を通して放射される。すなわち、孔１１６をＸ線放射窓として、このＸ線放射窓から平行に進むＸ線を出力できる。
【００１９】
陽極１１７は、モリブデン、ロジウム、タングステン、銀、金、銅などの金属を用いて形成する。また形状は、円形若しくは四角形として直径若しくは１辺の長さは１μｍから６０ｍｍが好ましい。小さすぎると十分なＸ線が得られないが、大きすぎると十分に平行なＸ線が得られない。陽極の厚さは１μｍから１０ｍｍが好ましい。薄すぎると熱伝達が悪く、損傷が早くなる。厚すぎると十分なＸ線を取り出すことができなくなる。
【００２０】
また、陰極１１５と陽極１１７との間に電子を集束させる集束手段、例えばコイル１１８を設けて電場を発生させることにより電子を集束させれば、電子が衝突する部分の面積を小さくできる。このように、電子を集束させると電子が衝突する部分でＸ線が多く発生される。このため、孔１１６を通して放射されるＸ線の強度を高めることができる。
【００２１】
図２や図３に示した陽極１１２（１１７）は、管電流が大きいとき、あるいは管電圧が上昇すると発熱が激しくなる。したがって、陽極１１２（１１７）を冷却することは好ましい態様である。
【００２２】
また、陰極１１１（１１５）から発射された電子は磁力あるいは電気的に加速することは好ましく、高いエネルギーのＸ線を取り出すには不可欠である。陰極１１１（１１５）と陽極１１２（１１７）との間の管電圧は１０ｋＶから３００ｋＶが好ましい。特に医療用に用いるときは２０ｋＶから１５０ｋＶが好ましい。管電圧が低いと透過性のよいエネルギーの高いＸ線が得られず、高すぎると陽極の損傷が激しくなるからである。また、管電流値は１μＡから１Ａが好ましい。管電流値が小さすぎると十分な量のＸ線を得ることができない。また高すぎると陽極が損傷するからである。
【００２３】
図４は、上述のＸ線発生装置１０を用いたＸ線画像撮像システムの構成を示している。Ｘ線発生装置１０から放射された平行Ｘ線は、被写体（医療施設では例えば患者）１５を通してＸ線画像検出器２０に照射される。
【００２４】
Ｘ線画像検出器２０は、入射したＸ線の強度に応じてＸ線画像の画像信号を出力する。このＸ線画像検出器２０は、いわゆるスクリーン・フィルム（ＳＦ）システム、あるいはコンピューテッド・ラジオグラフィ（ＣＲ）システムやフラットパネルＸ線ディテクタ（ＦＰＤ）などのデジタルＸ線画像検出器を用いることができる。
【００２５】
ＳＦシステムは、Ｘ線照射によって可視光線を発するいわゆるＸ線増感紙とハロゲン化銀粒子がゼラチンバインダーに分散された銀塩フィルムで構成される。Ｘ線増感紙は、蛍光体を主たる成分とするものであり、被写体を透過したＸ線に基づいて波長が３００ｎｍから８００ｎｍの電磁波、すなわち可視光線を中心に紫外光から赤外光にわたる電磁波を出力する。
【００２６】
ここで用いられる蛍光体は、ＣａＷＯ４、ＣａＷＯ４：Ｐｂ、ＭｇＷＯなどのタングステン酸塩系蛍光体、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ，Ｔｍなどのテルビウム賦活希土類酸硫化物系蛍光体、ＹＰＯ４：Ｔｂ、ＧｄＰＯ４：Ｔｂ、ＬａＰＯ４：Ｔｂなどのテルビウム賦活希土類燐酸塩系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍなどのテルビウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｍなどのツリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｇｄ、ＬｕＯＣｌ：Ｇｄなどのガドリニウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＧｄＯＢｒ：Ｃｅ、ＧｄＯＣｌ：Ｃｅ、（Ｇｄ，Ｙ）ＯＢｒ：Ｃｅ、（Ｇｄ，Ｙ）ＯＣｌ：Ｃｅなどのセリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＢａＳＯ４：Ｐｂ、ＢａＳＯ４：Ｅｕ２＋、（Ｂａ，Ｓｒ）ＳＯ４：Ｅｕ２＋などの硫酸バリウム系蛍光体、Ｂａ３（ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋、（Ｂａ２ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋、Ｓｒ３（ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋、（Ｓｒ２ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋などの２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属燐酸塩系蛍光体、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦ２・ＢａＣｌ２・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋、（Ｂａ，Ｍｇ）Ｆ２・ＢａＣｌ２・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋などの２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ、ＫＩ：Ｔｌなどの沃化物系蛍光体、ＺｎＳ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ，Ａｇなどの硫化物系蛍光体、ＨｆＰ２Ｏ７、ＨｆＰ２Ｏ７：Ｃｕ、Ｈｆ３（ＰＯ４）４などの燐酸ハフニウム系蛍光体、ＹＴａＯ４、ＹＴａＯ４：Ｔｍ、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、（Ｙ，Ｓｒ）ＴａＯ４：Ｎｂ、ＬｕＴａＯ４、ＬｕＴａＯ４：Ｔｍ、ＬｕＴａＯ４：Ｎｂ、（Ｌｕ，Ｓｒ）ＴａＯ４：Ｎｂ、ＧｄＴａＯ４：Ｔｍ、Ｍｇ４Ｔａ２Ｏ９：Ｎｂ、Ｇｄ２Ｏ３・Ｔａ２Ｏ５・Ｂ２Ｏ３：Ｔｂなどのタンタル酸塩系蛍光体、他に、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｅｕ３＋、（Ｌａ，Ｇｄ，Ｌｕ）２Ｓｉ２Ｏ７：Ｅｕ、ＺｎＳｉＯ４：Ｍｎ、Ｓｒ２Ｐ２Ｏ７：Ｅｕ、などを用いることができる。
【００２７】
ＳＦシステムの銀塩フィルムは、樹脂平面の両側もしくは片側に感光性のハロゲン化銀粒子をゼラチンに分散させた乳剤層が塗布されたものである。ハロゲン化銀粒子の平均粒径は１０ｎｍから１０μｍであり、ジャガイモ状、四角形、八面体、１２面体、三角平板、六角平板などの形状を有する。蛍光増感紙の発する可視光に併せて分光増感色素が用いられ、感光性フィルムの保存性を向上せしめる様様な有機化合物が乳剤層中に添加されている。この銀塩フィルムはＸ線照射後に現像処理が行われ、Ｘ線画像を得ることができる。また、得られたＸ線画像はフィルムデジタイザで読み取られて、Ｘ線画像の画像信号に変換される。
【００２８】
ＣＲシステムでは、輝尽性蛍光体からなる輝尽性蛍光体プレートを用いる。このＣＲシステムは、特開２０００−２５０１５２号公報の第１の実施の形態や第２の実施の形態で示されているように、支持体上に輝尽性蛍光体層を形成し、更に輝尽性蛍光体層上に保護層を設けて輝尽性蛍光体プレート（イメージングプレート）を構成する。
【００２９】
ここで輝尽性蛍光体層を塗布によって形成する塗布型のイメージングプレートで用いる輝尽性蛍光体としては、放射線のエネルギーを蓄積可能で、蓄積している放射線のエネルギーを光として放出可能なものであれば良く、特に限定されるものではないが、可視光波長域の輝尽励起光によって励起可能であることが望ましい。
【００３０】
具体的には
《１》　特開昭５５−１２１４５号公報に開示されたアルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体
（Ｂａ１−Ｘ、Ｍ２＋Ｘ）ＦＸ：ｙＡ
（ここに、Ｍ２＋はＭｇ，Ｃａ，Ｓｒ，ＺｎおよびＣｄからなる群より選ばれる少なくとも一種のアルカリ土類金属元素、ＸはＣｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲン、ＡはＥｕ，Ｔｂ，Ｃｅ，Ｔｍ，Ｄｙ，Ｐｒ，Ｈｅ，Ｎｄ，ＹｂおよびＥｒからなる群より選ばれる少なくとも一種の３価金属元素、ｘは０≦ｘ≦０．６、ｙは０≦ｙ≦０．２である。）
【００３１】
《２》　特開平２−２７６９９７号公報に開示されたアルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体
ＳｒＦＸ：Ｚ
（ここに、ＸはＣｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲン、ＺはＥｕまたはＣｅである。）
【００３２】
《３》　特開昭５９−５６４７９号公報に開示されたユーロピウム付活複合ハロゲン物系蛍光体
ＢａＦＸ・ｘＮａＸ’：ａＥｕ２＋
（ここに、ＸおよびＸ’はいずれも、Ｃｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲンであり、ｘは０＜ｘ≦２、ａは０＜ａ≦０．２である。）
【００３３】
《４》　特開昭５８−６９２８１号公報に開示されたセリウム付活三価金属オキシハロゲン物系蛍光体
ＭＯＸ：ｘＣｅ
（ここに、ＭはＰｒ，Ｎｄ，Ｐｍ，Ｓｍ，Ｅｕ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ，Ｔｍ，ＹｂおよびＢｉからなる群より選ばれる少なくとも一種の三価金属元素、ＸはＢｒおよびＩのうちの一方あるいは双方、ｘは０＜ｘ＜０．１である。）
【００３４】
《５》　特開昭６０−１０１１７９号公報および同６０−９０２８８号公報に開示されたセリウム付活希土類オキシハロゲン物系蛍光体
ＬｎＯＸ：ｘＣｅ
（ここに、ＬｎはＹ，Ｌａ，ＧｄおよびＬｕからなる群より選ばれる少なくとも一種の希土類元素、ＸはＣｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲン、ｘは０＜ｘ≦０．１である。）
【００３５】
《６》　特開昭５９−７５２００号公報に開示されたユーロピウム付活複合ハロゲン物系蛍光体
ＭＩＩＦＸ・ａＭＩＸ’・ｂＭ’ＩＩＸ’’２＋・ｃＭＩＩＩＸ’’’３＋・ｘＡ：ｙＥｕ２＋
（ここに、ＭＩＩはＢａ，ＳｒおよびＣａからなる群より選ばれる少なくとも一種のアルカリ土類金属元素、ＭＩはＬｉ，Ｎａ，Ｋ，ＲｂおよびＣｓからなる群より選ばれる少なくとも一種のアルカリ金属元素、Ｍ’ＩＩはＢｅおよびＭｇからなる群より選ばれる少なくとも一種の二価金属元素、ＭＩＩＩはＡｌ，Ｇａ，ＩｎおよびＴｌからなる群より選ばれる少なくとも一種の三価金属元素、Ａは少なくとも一種の金属酸化物、ＸはＣｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲン、Ｘ’，Ｘ’’およびＸ’’’はＦ，Ｃｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲンであり、ａは０≦ａ≦２、ｂは０≦ｂ≦１０−２、ｃは０≦ｃ≦１０−２で、かつ、ａ＋ｂ＋ｃ≧１０−２であり、ｘは０＜ｘ≦０．５で、ｙは０＜ｙ≦０．２である。）
【００３６】
《７》　米国特許第３，８５９，５２７号明細書に記載の
ＳｒＳ：Ｃｅ，Ｓｍ、ＳｒＳ：Ｅｕ，Ｓｍ、Ｌａ２Ｏ２Ｓ：Ｅｕ，Ｓｍ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｍｎ，Ｘ
（ただし、Ｘはハロゲンを表す。）
【００３７】
《８》　特開昭５５−１２１４２号公報に記載の一般式
ＢａＯ・ｘＡｌ２Ｏ３：Ｅｕ
（ただし、ｘは０．８≦ｘ≦１０を満たす数を表す。）で表されるアルミン酸バリウム蛍光体。
【００３８】
《９》　同５５−１２１４２号公報に記載の一般式
ＭＡＯ・ｘＳｉＯ２：Ａ
（ただし、ＭＡは、Ｍｇ，Ｃａ，Ｓｒ，Ｚｎ，Ｃｄ，Ｂａを表し、Ａは、Ｃｅ，Ｔｂ，Ｅｕ，Ｔｍ，Ｐｂ，Ｔｌ．Ｂｉ，Ｍｎの少なくとも一種を表し、ｘは０．５≦ｘ＜２．５を満たす数を表す。）で表されるアルカリ土類金属ケイ酸塩系蛍光体。
【００３９】
《１０》　特開昭５５−１２１４３号公報に記載の一般式
（Ｂａ１−ｘ−ｙＭｇｘＣａｙ）ＦＸ：ｅＥｕ２＋
（ただし、Ｘは、Ｂｒ，Ｃｌの少なくとも一種を表し、ｘ，ｙ，ｅは、０＜ｘ＋ｙ≦０．６、ｘｙ≠０、１０−６≦ｅ≦５×１０‐２を満たす数を表す。）で表される蛍光体。
【００４０】
《１１》　特開昭５５‐１２１４４号公報に記載の一般式
ＬｎＯＸ：ｘＡ
（ただし、Ｌｎは、Ｌａ，Ｙ，Ｇｄ，Ｌｕの少なくとも一種を表し、Ｘは、Ｃｌ．Ｂｒの少なくとも一種を表し、Ａは、Ｃｅ，Ｔｂの少なくとも一種を表し、ｘは０＜ｘ＜０．１を満たす数を表す。）で表される蛍光体。
【００４１】
《１２》　特開昭５５‐１２１４５号公報に記載の一般式
（Ｂａ１−ｘ（ＭＡ）ｘ）ＦＸ：ｙＡ
（ただし、ＭＡは、Ｍｇ，Ｃａ，Ｓｒ，Ｚｎ，Ｃｄの少なくとも一種を表し、Ｘは、Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種を表し、Ａは、Ｅｕ，Ｔｂ，Ｃｅ，Ｔｍ，Ｄｙ，Ｐｒ，Ｈｏ，Ｎｄ，Ｙｂ，Ｅｒの少なくとも一種を表し、ｘ，ｙは０≦ｘ≦０．６、０≦ｙ≦０．２を満たす数を表す。）で表される蛍光体。
【００４２】
《１３》　特開昭５５‐ｌ６００７８号公報に記載の一般式
ＭＡＦＸ・ｘＡ：ｙＬｎ
（ただし、ＭＡは、Ｍｇ，Ｃａ，Ｂａ，Ｓｒ，Ｚｎ，Ｃｄの少なくとも一種を表し、Ａは、ＢｅＯ，ＭｇＯ，ＣａＯ，ＳｒＯ，ＢａＯ，ＺｎＯ，Ａｌ２Ｏ３，Ｙ２Ｏ３，Ｌａ２Ｏ３，Ｉｎ２Ｏ３，ＳｉＯ２，ＴｉＯ３，ＺｒＯ２．ＧｅＯ２，ＳｎＯ２，Ｎｂ２Ｏ５，Ｔａ２Ｏ５，ＴｈＯ２の少なくとも一種を表し、Ｌｎは、Ｅｕ，Ｔｂ，Ｃｅ，Ｔｍ，Ｄｙ，Ｐｒ，Ｈｏ，Ｎｄ，Ｙｂ，Ｅｒ，Ｓｍ，Ｇｄの少なくとも一種を表し、Ｘは、Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種を表し、ｘ，ｙは５×１０−５≦ｘ≦０．５、０＜ｙ≦０．２を満たす数を表す。）で表される希土類元素賦活２価金属フルオロハライド蛍光体。
【００４３】
《１４》　特開昭５９‐３８２７８号公報に記載の一般式
ｘＭ３（ＰＯ４）２・ＮＸ２：ｙＡ
Ｍ３（ＰＯ４）２・ｙＡ
（式中、Ｍ，Ｎは、それぞれ、Ｍｇ，Ｃａ，Ｓｒ，Ｂａ，Ｚｎ，Ｃｄの少なくとも一種を表し、Ｘは、Ｆ，Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種を表し、Ａは、Ｅｕ，Ｔｂ，Ｃｅ，Ｙｍ，Ｄｙ，Ｐｒ，Ｈｏ，Ｎｄ，Ｙｂ，Ｅｒ，Ｓｂ，Ｔｌ，Ｍｎ，Ｓｎの少なくとも一種を表し、ｘ，ｙは０＜ｘ≦６、０≦ｙ≦１を満たす数を表す。）で表される蛍光体。
【００４４】
《１５》　特開昭６０‐８４３８１号公報に記載の一般式
ＭＡＸ２・ａＭＡＸ’２：ｘＥｕ２＋
（ただし、ＭＡは、Ｂａ，Ｓｒ，Ｃａの少なくとも一種のアルカリ土類金属を表し、ＸおよびＸ’は、Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種のハロゲンを表し、かつＸ≠Ｘ’であり、ａは０．１≦ａ≦１０．０を満たす数を表し、ｘは０＜ｘ≦０．２を満たす数を表す。）で表される２価ユーロピウム賦活アルカリ土類金属ハロゲン化物蛍光体。
【００４５】
《１６》　特開昭６３−２７５８８号公報に記載の一般式
ＭＸ２・ａＭＸ’２：ｂＥｕ２＋
（ただし、Ｍは、Ｃａ，Ｓｒ，Ｂａの少なくとも一種のアルカリ土類金属を表し、ＸおよびＸ’は、Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種のハロゲンを表し、ａは０．５≦ａ≦１．８を満たす数を表し、ｂは１０−４≦ｂ≦１０−２を満たす数を表す。）で表される２価ユーロピウム賦活アルカリ土類金属ハロゲン化物蛍光体。
【００４６】
《１７》　第５１回応用物理学会学術講演会の講演予稿集（１９９０年秋季）第１０８６頁に記載されている一般式
ＢａＸ２：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）
で表される２価ユーロピウム賦活ハロゲン化バリウム蛍光体。
【００４７】
《１８》　特開昭６１−７２０８８号公報に記載の一般式
ＭＡＸ・ａＭＢＸ’２・ｂＭＣＸ’’３：ｃＡ
（ただし、ＭＡは、Ｌｉ，Ｎａ，Ｋ，Ｒｂ，Ｃｓの少なくとも一種のアルカリ金属を表し、ＭＢは、Ｂｅ，Ｍｇ，Ｃａ，Ｓｒ，Ｂａ，Ｚｎ，Ｃｄ，Ｃｕ，Ｎｉの少なくとも一種の２価の金属を表し、ＭＣは、Ｓｃ，Ｙ，Ｌａ，Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ，Ｐｍ，Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ，Ｔｍ，Ｙｂ，Ｌｕ，Ａｌ，Ｇａ，Ｉｎの少なくとも一種の３価の金属を表し、Ｘ，Ｘ’，Ｘ’’は、Ｆ，Ｃｌ，Ｂｒ，Ｉの少なくとも一種のハロゲンを表し、Ａは、Ｅｕ，Ｙｂ，Ｃｅ，Ｔｍ，Ｄｙ，Ｐｒ，Ｈｏ，Ｎｄ，Ｙｂ，Ｅｒ，Ｇｄ，Ｌｕ，Ｓｍ，Ｙ，Ｔｌ，Ｎａ，Ａｇ，Ｃｕ，Ｍｇの少なくとも一種の金属を表し、ａ，ｂ，ｃは、０＜ａ＜０．５、０≦ｂ＜０．５、０＜ｃ≦０．２を満たす数を表す。）で表されるアルカリハライド蛍光体。
【００４８】
《１９》　特開平７−２３３３６９号公報に開示された一般式（１）
Ｂａ１−ＸＭＩＩＸＦＸ：ｙＭＩ，ｚＬｎ　　・・・（１）
（但し、ＭＩＩはＳｒ及びＣａからなる群より選ばれる少なくとも一種のアルカリ土類金属を表し、ＭＩはＬｉ，Ｎａ，Ｋ，Ｒｂ，およびＣｓからなる群より選ばれる少なくとも一種のアルカリ金属を表し、ＸはＣｌ，ＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲンを表し、ＬｎはＣｅ，Ｐｒ，Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｔｂ，ＴｍおよびＹｂからなる群より選ばれる少なくとも一種の希土類元素を表わし、ｘ，ｙ，ｚはそれぞれ０≦ｘ≦０．５、０≦ｙ≦０．０５、０＜ｚ≦０．２で表される範囲の数値を表す。）で表される１４面体型希土類賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系輝尽性蛍光体。
【００４９】
以上のような輝尽性蛍光体を用いることができ、特に１４面体型希土類賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系輝尽性蛍光体が望ましく、また、輝尽性蛍光体が、
ＢａＦＸ：ｚＥｕ
（但し、ＸはＢｒおよびＩからなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲンを表し、ｚは０＜ｚ≦０．２で表される範囲の数値を表す。）
であることがさらに望ましい。
【００５０】
また、気相法で輝尽性蛍光体層を形成する場合、輝尽性蛍光体は塗布型の場合と同様な蛍光体種が用いられる。特に、上述した《１８》特開昭６１−７２０８８号公報に記載の一般式のＭＡＸ・ａＭＢＸ’２・ｂＭＣＸ’’３：ｃＡで示したアルカリハライド蛍光体は、気相堆積法により容易に輝尽性蛍光体層３１６を形成させることができるので好ましい。また、輝尽性蛍光体層の輝尽性蛍光体として、ＲｂＢｒ：Ｔｌ、またはＣｓＩ：Ｔｌであることがさらに好ましい。
【００５１】
ここで、気相堆積法により形成した輝尽性蛍光体層は、支持体に対して垂直方向に伸びる微細な柱状結晶の集合体からなる柱状結晶構造となり、十分な光ガイド効果を示すことが好ましい（すなわち柱状結晶の上面から入射した光が柱状結晶の側面から外に放射されてしまうことを少ないものとする）。
【００５２】
なお、輝尽性蛍光体は以上のものに限定されず、放射線を照射した後、輝尽励起光を照射した場合に輝尽発光を示す蛍光体であればその他の蛍光体をも用いることができる。
【００５３】
このように構成されたイメージングプレートにＸ線を照射すると、このＸ線のエネルギーの一部が蓄積され、その後可視光等の励起光を照射すると蓄積されたエネルギーに応じて輝尽発光を示すものとなる。このため、人体等の被写体の放射線画像情報を一旦イメージングプレートの輝尽性蛍光体層に記録する。その後、レーザー光等の励起光によってイメージングプレートを走査して輝尽発光光を生じさせて、この輝尽発光光を光電変換することによってＸ線画像の画像信号を生成する。
【００５４】
また、ＦＰＤシステムは、特開平９−９００４８号公報に記載されているように、Ｘ線を増感紙等の蛍光体層に吸収させて蛍光を発生させる。この蛍光体層は、例えば特開２０００−２５０１５２号公報の第３の実施の形態で示されているように、タングステン酸塩系蛍光体（ＣａＷＯ４、ＭｇＷＯ、ＣａＷＯ４：Ｐｂ等）、テルビウム賦活希土類酸硫化物系蛍光体［Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）Ｏ２Ｓ：Ｔｂ，Ｔｍ等］、テルビウム賦活希土類燐酸塩系蛍光体（ＹＰＯ４：Ｔｂ、ＧｄＰＯ４：Ｔｂ、ＬａＰＯ４：Ｔｂ等）、テルビウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体（ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ等）、ツリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体（ＬａＯＢｒ：Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｍ等）、硫酸バリウム系蛍光体［ＢａＳＯ４：Ｐｂ、ＢａＳＯ４：Ｅｕ２＋、（Ｂａ，Ｓｒ）ＳＯ４：Ｅｕ２＋等］、２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属燐酸塩系蛍光体［（Ｂａ２ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋、（Ｂａ２ＰＯ４）２：Ｅｕ２＋等］、２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体［ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ２＋、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ２＋，Ｔｂ、ＢａＦ２・ＢａＣｌ・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋、（Ｂａ・Ｍｇ）Ｆ２・ＢａＣｌ・ＫＣｌ：Ｅｕ２＋等］、沃化物系蛍光体（ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ、ＫＩ：Ｔｌ等）、硫化物系蛍光体［ＺｎＳ：Ａｇ（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ，Ａｌ等］、燐酸ハフニウム系蛍光体（ＨｆＰ２Ｏ７：Ｃｕ等）、タンタル酸塩系蛍光体（ＹＴａＯ４、ＹＴａＯ４：Ｔｍ、ＹＴａＯ４：Ｎｂ、［Ｙ，Ｓｒ］ＴａＯ４−Ｘ：Ｎｂ、ＬｕＴａＯ４、ＬｕＴａＯ４：Ｎｂ、［Ｌｕ，Ｓｒ］ＴａＯ４−Ｘ：Ｎｂ、ＧｄＴａＯ４：Ｔｍ、Ｇｄ２Ｏ３・Ｔａ２Ｏ５・Ｂ２Ｏ３：Ｔｂ等）が用いられ、特にＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、ＣｓＩ：Ｔｌが望ましい。なお、蛍光体はこれらに限定されるものではなく、放射線の照射により可視領域の発光を示し、この発光波長に光電変換素子が感度をもつものであれば使用できる。
【００５５】
この蛍光体層で生じた可視光を光電変換によって画像信号に変換する。例えば画素毎に設けたフォトダイオードやＣＣＤあるいはＣ−ＭＯＳセンサ等の光検出器で光の強さに応じた電気信号を生成させることで、Ｘ線画像の画像信号を生成できる。
【００５６】
またＦＰＤシステムでは、特開平６−３４２０９８号公報や特開２０００−２５０１５２号公報の第４の実施の形態として開示されているように、照射されたＸ線の強度に応じた電荷を生成する光導電層を設けて、この光導電層で生成された電荷を二次元的に配列された複数のコンデンサに蓄積し、蓄積された電荷に応じて画像信号を生成することも行われる。
【００５７】
さらに、他の方法として、Ｘ線の照射により可視光を発するＸ線シンチレータと、レンズアレイ及び各々のレンズに対応するエリアセンサとを組み合わせた構成も用いられる。
【００５８】
このＸ線画像検出器２０によって、照射されたＸ線の強度に基づいて生成された画像信号は、Ｘ線画像検出器２０に接続されている画像処理部５１によって読み出される。あるいはＸ線画像検出器２０に装着された例えば半導体メモリカード等の携帯可能な記録媒体に蓄積されたのち、この記録媒体がＸ線画像検出器２０から取り外されて画像処理部５１に装着されることにより、画像処理部５１に供給される。
【００５９】
画像処理部５１では、Ｘ線画像検出器２０で生成された画像信号に対してシェーディング補正やゲイン補正、階調補正、周波数強調処理や画像の拡大・縮小処理等を施して、診断等に適した画像信号となるように処理を行う。また、出力画像のコントラストや特性曲線形状、また濃度などをコントロールすることも好ましい。
【００６０】
さらに、通常撮影のＸ線画像に対して位相コントラストを生じさせたＸ線位相コントラスト画像を加算して、エッジ強調が行われたＸ線画像の画像信号を生成する。ここで、通常撮影のＸ線画像と位相コントラスト画像を加算あるいは減算する際には画像の拡大や縮小処理を行い、２つのＸ線画像上での被写体サイズを一致させて正しく画像の重ね合わせを行う。なお、通常のＸ線画像と位相コントラスト画像の画像信号を加算する際の信号強度比を自由に可変可能とすれば、所望のレベルにエッジ強調されたＸ線画像を得ることができる。また通常のＸ線画像に対して位相コントラストを生じさせたＸ線画像を差し引きエネルギーサブストラクション画像を得ることも可能である。この場合はエッジ強調の濃度関係が反転するが、エッジ強調効果は保持される。
【００６１】
また、画像処理部５１では、画像信号の蓄積や転送を容易とするために画像信号の圧縮処理や、圧縮されている画像信号に基づくＸ線画像を出力するために、圧縮されている画像信号の伸長処理等も行う。さらに、後述する画像表示部５２に表示されている画像を拡大したり縮小することで、撮影部位の確認や処理状態を容易とすることも行う。
【００６２】
画像表示部５２は、陰極管や液晶表示素子あるいはプロジェクタ等を用いて構成されており、画像処理部５１から出力されている画像信号や後述する画像保存部５４から読み出された画像信号、およびネットワーク６０を介して供給された画像信号等に基づくＸ線画像を表示する。
【００６３】
画像出力部５３では、記録紙やフイルム等にＸ線画像を表示させて出力する。例えば、ハロゲン化銀フィルムにレーザー露光し、現像処理してＸ線画像を得ることができる。用いられるハロゲン化銀フィルムはＳＦシステムで用いる現像処理を行うものや、加熱によって現像するフィルムも用いることができる。また、昇華型やインクジェットプリンタなどのように、画像信号に基づいて熱量を変化させたり射出するインク量を変化させて、プラスチック支持体上にハードコピー画像としてＸ線画像を描き、それをシャウカステン上で観察することもできる。ここで、表示されるＸ線画像の大きさを、被写体の大きさに対応させたり、モノクロ画像表示でも疑似カラーを用いてカラー画像とすることで、観察を容易とすることができる。また、記録紙にＸ線画像を印刷して出力する場合には、昇華型プリンタやインクジェットプリンタ、サーマルプリンタ、レーザプリンタ等を用いることもできる。
【００６４】
画像保存部５４では、Ｘ線画像の画像信号を必要に応じて適宜読み出すことができるとともに、一時的若しくは永久保存を目的として画像の保存を行う。この画像保存部５４は、例えば磁気的、ホログラム素子、穿孔、色素分布変化等を利用して画像信号を保存する。
【００６５】
ＣＡＤ（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ａｉｄｅｄ　Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ）５５は、撮影されたＸ線画像のコンピュータ処理やコンピュータ解析を行い、診断に必要な情報を医師に提供することで病変の見落としがないように診断支援を行う。またコンピュータ処理やコンピュータ解析結果に基づいて、診断を自動的に行う。
【００６６】
制御部５６には、キーボード、マウス、ポインターなどを用いて構成された情報入力部５７が接続されており、この情報入力部５７によって患者情報などを入力し、付加情報を画像信号に付け加えることができる。また画像処理の指定や画像信号の保存や読み出し、ネットワークを介した画像信号の送受信を行う際の指示等も情報入力部５７から行われる。さらに、Ｘ線管１１の管電圧の設定等も行う。制御部５６では、情報入力部５７での操作に応じて、画像処理部５１や画像表示部５２、画像出力部５３、画像保存部５４、ＣＡＤ５５等の動作を制御する。
【００６７】
また、Ｘ線画像の画像信号は、上述の画像出力部５３や画像保存部５４及びＣＡＤ５５だけでなく、いわゆるＬＡＮやインターネット及びＰＡＣＳ（医療画像ネットワーク）等のネットワーク６０を介して、病院施設内のほかの部署あるいは遠隔地にも送付することができる。また、このネットワークを介して、ＣＴ６１やＭＲＩ６２から得られた画像信号あるいはＣＲや他のＦＰＤ６３から得られた画像信号、及びその他の検査情報等も送付可能とされており、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像と比較検討するため、ネットワーク６０を介して送付されてきた画像信号や検査情報等を画像表示部５２で表示したり画像出力部５３から出力させることも行われる。また、送付されてきた画像信号や検査情報等を画像保存部５４に保存させることもできる。また、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像の画像信号等を外部画像保存装置６４に保存させるものとしたり、外部画像表示装置６５の画面上に、Ｘ線画像検出器２０で得られたＸ線画像を表示することも行われる。
【００６８】
図５は、Ｘ線発生装置１０と被写体１５とＸ線画像検出器２０の配置を示している。図５Ａは、Ｘ線の方向を揃えるコリメータ７１をＸ線発生装置１０のＸ線放射側に設けた場合を示している。コリメータ７１は、入射されたＸ線を平行に進むＸ線として出力させることができるものであればどんな構造のものでもよい。
【００６９】
図６は、コリメータ７１の一部断面図を示している。コリメータ７１は、鉛を含むガラスや金属でできており、厚さが１ｍｍから１００ｍｍ程度である。コリメータ７１のＸ線照射面には、１μｍから１ｍｍ以下の直径の空孔（キャピラリ）７１ｈが二次元的に互いに平行に配されて篩状の物体とされている。このようなコリメータは、一般にポリキャピラリとも言われており、キャピラリ７１ｈはＸ線伝送管とも称せられている。
【００７０】
キャピラリ７１ｈの一端側にＸ線を照射すると、キャピラリ７１ｈの管軸方向に進むＸ線は、そのまま出力される。また、管軸方向に対して傾きを持つＸ線は、キャピラリ７１ｈ内で反射を繰り返し、ほぼ管軸方向に進むＸ線として出力される。このため、コリメータ１７に照射されたＸ線は、キャピラリ７１ｈの管軸方向に進む平行なＸ線として出力される。
【００７１】
このようなコリメータ７１は、Ｘ線の照射面が円形や多角形（例えば四角形や六角形など）で、直径もしくは１辺長が１０ｍｍから５００ｍｍ程度とすることが好ましい。また、サイズの大きいコリメータは、高い製造技術が必要であるので、１辺が１０ｍｍから１００ｍｍの四角形もしくは三角形のコリメータを敷き詰めて、所望の形状およびサイズのコリメータ７１を形成する。
【００７２】
このコリメータ７１は、図５Ａに示すようにＸ線発生装置１０と被写体１５との間に配置することが好ましい。さらに、Ｘ線発生装置１０にできるだけ接近させることが、さらに好ましい態様である。このように配置することで、平行に進むＸ線を取り出すことが可能となる。
【００７３】
被写体１５とＸ線画像検出器２０を近づけてＸ線画像の撮影を行う場合、被写体１５から発生する散乱Ｘ線を除去するため、図５Ｂに示すように、被写体１５とＸ線画像検出器２０との間にＸ線グリッド７２を配置する。このＸ線グリッド７２は、被写体１５から斜めに放射される散乱Ｘ線を吸収し、直進するＸ線を選択的に透過させるものである。このＸ線グリッド７２を用いることにより、画像コントラストの高いＸ線画像を得ることができる。また、図５Ｃに示すように、コリメータ７１とＸ線グリッド７２を用いれば、さらに画像コントラストの高いＸ線画像を得ることができる。
【００７４】
ここで、コリメータ７１やＸ線グリッド７２を用いると、Ｘ線が妨げられる部分（キャピラリ７１ｈでない部分やＸ線グリッド７２のＸ線吸収物質部分）が生じてしまい、Ｘ線が妨げられる部分の画像が画像信号に重畳されてしまうこととなる。このため、被写体１５のＸ線画像を撮影する前に、被写体１５の無い状態でＸ線画像の撮影を行い、この撮影によって得られた画像信号を利用して、その後、被写体１５のＸ線画像を撮影したときの画像信号をＸ線画像検出器２０あるいは画像処理部５１で補正することにより、Ｘ線が妨げられる部分の画像を正しい撮影画像とする。
【００７５】
例えば被写体１５の無い状態でＸ線画像を撮影したときの画像信号が図７に示すようになった場合、この画像信号の信号レベルからＸ線が妨げられる部分の位置を判別する。その後、被写体１５のＸ線画像を撮影したときには、Ｘ線が妨げられる部分の周囲の画像信号を用いて補間を行い、Ｘ線が妨げられる部分の画像信号の信号レベルを補正する。また、被写体１５の無い状態でＸ線画像を撮影したときに信号レベルが低下する位置については信号レベルの低下率を判別し、その後被写体１５のＸ線画像を撮影したときには、信号レベルの低下率に応じて信号を増幅することにより、画像信号の信号レベルを補正しても良い。
【００７６】
また、コリメータ７１とＸ線グリッド７２を用いる場合には、コリメータ７１の篩目とＸ線グリッド７２の升目が共振して撮影画像にモアレが生じないようにコリメータ７１とＸ線グリッド７２の配置を設定する。例えばキャピラリ７１ｈが互いに直交する方向に配列されているときには、キャピラリ７１ｈの配列方向に対してＸ線グリッド７２の升目の方向が斜めとなるように配置することで、モアレを防ぐことができる。
【００７７】
さらに、Ｘ線が妨げられる部分の位置をＸ線画像の撮影中に移動させることでも、モアレやＸ線が妨げられる部分の画像が撮し込まれてしまうことを防止できる。すなわち、Ｘ線の照射中にコリメータ７１を例えばキャピラリの数個分程度あるいはそれ以上移動したり、Ｘ線グリッド７２を例えば升目の数個分程度あるいはそれ以上移動すれば、Ｘ線が妨げられる部分の位置が固定されることがなくなり、Ｘ線が妨げられる部分の画像が撮し込まれていないとともにモアレのない良好なＸ線画像を得ることができる。
【００７８】
このように、Ｘ線発生装置１０では、二次元平面ＰＡから平行Ｘ線が放射されるので、Ｘ線発生装置１０とＸ線画像検出器２０との間の距離を離しても、従来のクーリッジＸ線管のように距離２乗則に従って、急速にそのＸ線強度が減弱してしまうことを防止できる。また、二次元平面ＰＡから平行Ｘ線が放射されるので、被写体１５とＸ線画像検出器２０との間を離しても画像のぼけが少ない。このため、画質の優れたＸ線画像を得ることができる。
【００７９】
また、被写体１５とＸ線画像検出器２０との距離を離すことにより、いわゆるエアギャップ効果で、散乱Ｘ線による画像コントラストの低下を防ぐことができるので、Ｘ線グリッド７２を用いることなく画像コントラストの高いＸ線画像を得ることができる。
【００８０】
さらに、被写体１５とＸ線画像検出器２０の間を０．１ｍ以上広げることにより、Ｘ線の屈折や回折現象による位相コントラスト画像を得ることができる。図８は位相コントラストを説明するための図である。被写体１５に照射されたＸ線は、図８Ａに示すように、被写体１５を透過すると屈折を生ずる。そして、この屈折の影響により、被写体１５の端部内側のＸ線密度が疎となる。また被写体１５の外側では、被写体１５によって屈折を生じたＸ線と被写体１５を通過しないＸ線とが重なることからＸ線密度が上昇する。このため、図８Ｂに示すように、被写体境界部分でＸ線強度が弱められる部分と強められる部分が連続して生ずる。すなわち、被写体境界部分でＸ線強度の差が大きいものとなり、被写体１５のエッジが強調されるエッジ強調効果が生じて、鮮明な画像を得ることができる。
【００８１】
このように、本発明によれば二次元のＸ線源によって照射面積の大きい平行Ｘ線を得ることができるので、極めて微細な物質のＸ線画像を鮮明に描くことが可能となる。このため、特に乳房Ｘ線画像診断や毛細血管の描写が行われる血管造影画像診断等に好適なＸ線画像撮像システムを提供できる。
【００８２】
【発明の効果】
この発明によれば、Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓が二次元に配置されて二次元Ｘ線源が形成される。このため、平行に進行するＸ線の照射面積を大きくできる。また、電子を放出する陰極としてカーボンナノチューブが用いられるので、陰極の長寿命化を図ることができる。
【００８３】
さらに、Ｘ線管のＸ線を取り出すＸ線放射窓を二次元に配置することで、二次元Ｘ線源を形成したＸ線発生装置と、このＸ線発生装置の二次元Ｘ線源から放射されたＸ線が照射されて、該照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像を得るＸ線画像検出器を有するので、画質の優れたＸ線画像を得ることができる。
【００８４】
また、空孔が篩状に二次元的に配されたコリメータを用い、二次元Ｘ線源と被写体との間に、コリメータを空孔の軸方向が二次元Ｘ線源と被写体の方向となるように配置されるので、被写体に照射されるＸ線をさらに平行なものにできる。また、Ｘ線画像検出器と被写体と間にＸ線グリッドが配置されるので、散乱Ｘ線が吸収されて、画像コントラストの高いＸ線画像を得ることができる。
【００８５】
さらに、Ｘ線画像検出器と被写体との間隔を、０．１ｍ以上とされるので、鮮明な位相コントラスト画像を得ることができる。
【００８６】
また、Ｘ線画像検出器では、照射されたＸ線の強度に基づいてＸ線画像の画像信号が生成されて、被写体が存在しないときのＸ線画像の画像信号に基づいて、被写体を撮影したＸ線画像の画像信号が補正される。このため、Ｘ線画像検出器に照射されるＸ線が、コリメータやＸ線グリッドによって遮られても、この遮られた部分の画像を生成できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線発生装置の模式図である。
【図２】Ｘ線管の構成を示す図である。
【図３】Ｘ線管の他の構成を示す図である。
【図４】Ｘ線画像撮像システムを示す図である。
【図５】Ｘ線発生装置と被写体とＸ線画像検出器の配置を示す図である。
【図６】コリメータの一部断面図である。
【図７】被写体が無い状態でのＸ線画像の画像信号を示す図である。
【図８】位相コントラストを示す図である。
【符号の説明】
１０　Ｘ線発生装置
１１　Ｘ線管
１２　電源
１５　被写体
２０　Ｘ線画像検出器
５１　画像処理部
７１　コリメータ
７１ｈ　キャピラリ
７２　Ｘ線
１１０　ガラス管
１１１，１１５　陰極
１１２，１１７　陽極
１１３　カーボンナノチューブ
１１６　孔
１１８　コイル
【図１】
2004089445.tif 000003
【図２】
2004089445.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
2004089445.tif 000007
【図６】
2004089445.tif 000008
【図７】
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【図８】
2004089445.tif 000010