(57)【要約】【課題】  撮像した被写体画像の補正を行なうときに、Ｘ線吸収量の差に起因する補正エラーを低減させ、高精度の補正処理を実現できるようにする。【解決手段】  被写体１２６が無い状態で入射する放射線１２５の放射線エネルギーを変えて取得した複数の画像から異常画素を検出し、また、被写体１２６が無い状態で入射する放射線１２５の放射線エネルギーを変えて測定した各画素の出力特性から、放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出し、当該補正値で被写体画像における異常画素の出力を補正するようにする。【選択図】  図１０
2005152034.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射する放射線の波長変換を行なう波長変換体と、前記波長変換された放射線を電気信号に変換し画素を構成する変換素子を２次元アレー状に配設する変換基板とを有する放射線撮像装置であって、
被写体が無い状態で前記入射する放射線の放射線エネルギーを変えて撮影した複数の画像を用いて演算を行い、当該演算結果に基づいて異常な前記画素を検出する検出手段と、
被写体が無い状態で前記放射線エネルギーを変えて測定した前記各画素の出力特性から、前記放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出する補正値算出手段と、
被写体がある状態で撮影した被写体画像、もしくはキャリブレーション画像における前記異常画素からの出力を前記補正値で補正する補正手段と
を含むことを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項２】
前記検出手段は、前記複数の画像のうち、最も高い放射線エネルギーで撮影した画像における各画素の出力を最も低い放射線エネルギーで撮影した画像における各画素の出力で各画素毎に除算し、当該除算の結果、所定の閾値よりも大きい画素を前記異常画素として検出することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
【請求項３】
前記補正値算出手段は、キャリブレーションにおける放射線エネルギーでの各画素出力を１として各放射線エネルギーでの各画素出力を除算し、さらに当該除算された前記異常画素の出力を正常画素の出力で除算して前記異常画素における補正エラー量を求め、当該補正エラー量の逆数をとることにより前記補正値を算出することを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線撮像装置。
【請求項４】
前記波長変換体と前記変換基板とを接着させることにより、それらを密着させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
【請求項５】
前記変換基板に対して前記波長変換体を真空蒸着することにより、それらを密着させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
【請求項６】
前記波長変換体は、ヨウ化セシウム、酸化ガドリニウム、及び酸硫化ガドリニウムのうち、少なくともいずれかを母体材料とするものであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
【請求項７】
前記変換素子は、アモルファスシリコン半導体を主たる材料とするものであることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
【請求項８】
入射する放射線の波長変換を行なう波長変換体と、前記波長変換された放射線を電気信号に変換し画素を構成する変換素子を２次元アレー状に配設する変換基板とを有する放射線撮像装置における放射線撮像方法であって、
被写体が無い状態で前記入射する放射線の放射線エネルギーを変えて撮影した複数の画像を用いて演算を行い、当該演算結果に基づいて異常な前記画素を検出する検出ステップと、
被写体が無い状態で前記放射線エネルギーを変えて測定した前記各画素の出力特性から、前記放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出する補正値算出ステップと、
被写体がある状態で撮影した被写体画像、もしくはキャリブレーション画像における前記異常画素からの出力を前記補正値で補正する補正ステップと
を含むことを特徴とする放射線撮像方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、撮像した被写体画像に対して補正処理を行なう放射線撮像装置及び放射線撮像方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
現在、医療診断用に用いられるＸ線撮像装置では、Ｘ線を人体に曝射させ、人体を透過したＸ線を可視光に変換させる蛍光体に照射させ、その蛍光をフィルムに露光させるいわゆるフィルム方式が主流になっている。
【０００３】
しかしながら、高齢化社会を迎えつつある日本はもとより、世界的にも病院内での診断効率の向上や、より精度の高い医療機器が強く望まれている。そういった状況の中、従来のフィルム方式でのＸ線撮像装置においては、患者のＸ線画像を医師が得るまでには、途中にフィルムの現像処理工程があるために長い時間を必要とし、時としてはＸ線撮影中に患者が動いてしまった場合や露出があわない場合などに、再度撮影のやり直しを余儀なくされる。これらは病院内での診療の効率向上を妨げる要因であり、また患者の負担が大きく、今後の新しい医療社会を目指していく上での大きな障害となってくる。
【０００４】
近年、医療業界において”Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求が高まりつつある。このディジタル化が達成されれば、医師がリアルタイムに最適なアングルでの患者のＸ線画像情報を得ることができ、得られたＸ線画像情報は光磁気ディスクのような媒体を用いて記録、管理することができる。また、ネットワークや他の通信方式等を利用すれば、患者のＸ線画像情報は世界中どこの病院にへも短時間に送ることが可能となる。そこで、最近では”Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求に答えるべく、ＣＣＤ固体撮像素子やアモルファスシリコン光電変換素子をフィルムの代わりに用いたＸ線撮像装置が提案されてきている。
【０００５】
図１３は、近年開発されたディジタルＸ線撮像装置の概略断面図であり、以下にその構成について簡単に説明する（例えば特開平８−１１６０４４号公報に記載されている）。
ガラス基板２０上にアモルファスシリコンを用いた光電変換素子２１及びスイッチング用ＴＦＴ２２を形成する。これら素子の保護として、窒化シリコン等の保護層２７で全体を覆い、光電変換素子２１からの電気信号を外部（基板外）に取り出すための読み出し回路２８及びＴＦＴを駆動させるためのシフトレジスタ（不図示）をガラス基板外周部に接続する。これらをまとめて光検出器アレー８とする。光検出器アレー８の上部にＸ線から可視光に波長を変換する蛍光板１４２を接着等の手法により形成し、ディジタルＸ線撮像装置となる。
【０００６】
このようなディジタルＸ線撮像装置の場合、図１３に示すように、蛍光板１４２上部からＸ線２９が入射し、蛍光板１４２でＸ線２９から可視光３０に波長変換され、そして、変換された可視光３０を光電変換素子２１で検出する。さらに、検出された光はアナログ電気信号８０へと変わり、ＴＦＴ２２のオン／オフにより、順次読み出し回路部２８へ掃き出される。その後、読み出し回路２８の後段に設けられたＡ／Ｄ変換器４０により、ディジタル信号４２へ変換される。そして、変換されたディジタル信号４２は画像処理部１０へ転送され、そこでオフセット補正、ゲイン補正等の画像処理が行なわれた後、ディスプレイ１６０に表示されて、医師１０６に診断される。
【０００７】
次に、ディジタルＸ線撮像装置を使って実際に撮影する場合について説明する。
図１４は、病院にディジタルＸ線撮像装置を設置するところから、実際に患者を撮影するまでの流れを示したフローチャートである。
【０００８】
工場から出荷されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置後、諸調整を行ない、実際に撮影を行なう前に必ずキャリブレーションを行なう。ここで、キャリブレーションとは、Ｘ線発生装置とディジタルＸ線撮像装置の間に被写体がない状態で、Ｘ線を曝射し撮影することであり、このキャリブレーションデータ（以後、白画像）は、実際に被写体がある状態で撮影した際のゲイン補正データとなる。そのため、撮影された白画像は、記憶装置５３等に保管され、撮影毎に読み出されてゲイン補正時に使用される。
【０００９】
アモルファスシリコン等の光電変換素子を利用したディジタルＸ線撮像装置の場合、光電変換素子毎の感度バラツキや、読み出し回路部内のゲインバラツキ、また、蛍光板やＸ線のシェーディング等を補正を考慮しなければなれず、被写体撮影画像を白画像で除算する必要があり、これを白補正という。従来、この白画像は、ある１つの条件（Ｘ線管電圧／Ｘ線管電流／Ｘ線曝射時間／Ｘ線管球−ディジタルＸ線撮像装置間距離等）で撮影を行ない、その画像を例えば、１週間、１ヶ月、１年間使用しつづけることになり、その間は、図１４の通常撮影作業５２を繰り返すこととなる。
【００１０】
キャリブレーション後、被写体（患者）情報や撮影部位情報を入力し、撮影条件を決定し、実際に撮影を行なう。このとき撮影条件は、撮影する部位や、被写体の厚さ等により異なり、例えば管電圧（Ｘ線エネルギー）等は数ｋＶ単位での調整を行なう。そのため、白画像撮影時と被写体撮影時の条件は一致しない。撮影後、補正処理が行なわれるのだが、記憶装置５３から白画像が読み出され、画像処理部で被写体画像に対し白補正が行なわれ、その後、ディスプレイに表示される。
【００１１】
次に、本発明はＸ線の吸収と深く関わるため、簡単にＸ線発生装置の説明を行なう。
図１５は、Ｘ線発生装置におけるＸ線の発生源であるＸ線管の概略断面図である。
このＸ線管は、その管内はほぼ真空に保たれており、陰極と陽極間にある電圧（数十ｋＶ）を掛けることにより、電子が陰極から陽極に向かい加速され、ターゲットに衝突し、Ｘ線が発生する。Ｘ線発生装置でＸ線を発生させる際は、主に管電圧と管電流を調整する。この管電圧とは、陰極と陽極にかける電圧のことであり、この管電圧を大きくすることにより、電子の加速度が大きくなり、電子の持つ『エネルギー』が高くなる。また、管電流とは、フィラメントに流れる電流のことであり、この管電流を大きくするとフィラメントから出る電子の『数』が増し、Ｘ線の強度が強くなる。そのため、管電流を変えてもＸ線の強度（数／量）は大きくなるが、『エネルギー』は大きくはならない。
【００１２】
Ｘ線は、物質を通過する際、様々な相互作用（レイリー散乱、光電効果等）を行なうが、この相互作用の仕方はＸ線の『エネルギー』により変わる。そのため、Ｘ線発生装置の管電圧を変えることにより、発生するＸ線のエネルギーが変わり、さらに物質との相互作用（吸収量／透過量）も変わる。
【００１３】
次に、ディジタルＸ線撮像装置に用いられる蛍光体の説明を行なう。
ディジタルＸ線撮像装置に用いられる蛍光体として、現在、Ｇｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ3+、ＣｓＩ：Ｔｌ等が主に用いられている。このＧｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ3+は、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）シート等に蛍光体及びバインダー樹脂を塗工／乾燥して作られる。そのため、一度に大量生産できるために安価であるが、粒子状蛍光体のために光の散乱が多く、解像度特性が良くない。一方、ＣｓＩ：Ｔｌは、柱状蛍光体であるためにＧｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ3+に比べて光の散乱が少なく高解像度であり、また、厚く形成することにより、高輝度特性も得られる。そのため、現在、ディジタルＸ線撮像装置用の蛍光体としては、このＣｓＩ：Ｔｉが広く用いられている。ここで、ＣｓＩは、不活剤としてＴｌとＮａが現在主に使用されているが、ここでは特に限定しないので、以後ＣｓＩと記述する。
【００１４】
以下、このＣｓＩの構成及び製造方法について述べる。
図１６は、ＣｓＩ蛍光板の概略断面図である。基材８１側から入射したＸ線は、基材８１を通って蛍光体８２に吸収されてＸ線から可視光へ波長変換される。そして、波長変換された可視光は、保護層８３を通過して当該保護層８３に密着した光検出アレーで検出される。そのため、各材料には、以下の特性が求められる。
［１］基材８１  ：Ｘ線吸収が小さいこと。
［２］蛍光体８２：Ｘ線の吸収が大きく、高輝度、高解像であること。
［３］保護層８３：可視光透過率が高いこと。
【００１５】
Ｘ線吸収（透過）は、材料の減弱係数及び厚さで決まり、この減弱係数は材料の原子番号が小さいほど低くなり、Ｘ線を吸収し難くなる（透過し易くなる）。また、Ｘ線の吸収は、管電圧（Ｘ線エネルギー）によっても異なり、一般に低エネルギーほど吸収は大きくなる。
【００１６】
図１７は、基材として主に使用されるガラス（８５）、アルミ（８６）、アモルファスカーボン（８７）の管電圧−Ｘ線透過率の特性図である。アモルファスカーボン８７は原子番号が小さく（ｚ＝６）、特に低エネルギーでのＸ線吸収が小さいため、他の基材に比べて低エネルギーにおける感度が高くなる。
【００１７】
蛍光体では、Ｘ線を吸収し、Ｘ線の吸収量に応じた可視光を発光する。蛍光体も基材と同様に、Ｘ線吸収は材料とその厚さにより決まり、現在は厚さ５００μｍのＣｓＩが最もよく使用されている。図１８は、厚さ１００μｍ〜５００μｍのＣｓＩにおけるＸ線吸収率を示した特性図である。
【００１８】
蛍光体及び基材におけるＸ線の管電圧特性は、材料の種類とその厚みにより決まるために、不純物や異物、また、厚さのバラツキ等があれば、管電圧特性は変わる。特に異物や、部分的な厚みムラがあると、その箇所のみ管電圧特性が変化してしまう。
【００１９】
ＣｓＩは、一般に図１９に示すような真空蒸着法により基材に形成される。チャンバー内の上部に設置された基板ホルダー８８に基材８１をはめ込み、下部に設置されたポート８９にＣｓＩ粉末を入れてポート８９を加熱することによって、ＣｓＩを蒸発させ、基材８１を形成する（抵抗加熱タイプ）。このＣｓＩは柱状結晶であるため、通常では基板８１から垂直に柱が伸びた構造になる。また、蒸着の際、ＣｓＩの粉末が溶解し、突沸が起こり、ＣｓＩ表面にスプラッシュ９０と呼ばれる無数の凹凸が発生する。
【００２０】
【特許文献１】特開平８−１１６０４４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
ディジタルＸ線撮像装置は、大面積（例えば４５ｃｍ×４５ｃｍ）の光検出アレーに大面積の蛍光板を形成したものである。そのため、光検出アレー及び蛍光板の製造工程におおいて異物の混入を防ぐことは難しい。特に、ＣｓＩを蒸着する際には、基材の洗浄は当然行なうが、微小な異物が付着しているだけでその異物を核としてＣｓＩが異常成長してしまう。図１５は、蛍光体（波長変換体）として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した図である。
【００２２】
図１５（ａ）は、蛍光体として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した概略図である。
図１５（ａ）に示すＣｓＩ８２は、通常柱状結晶であるため、蒸着面から垂直方向に成長するのだが、蒸着面に異物９１があると、この異物９１を核にして斜め方向に成長し、核の大きさに対して何倍もの大きさの凹凸へと変化する。この凹凸部（異常成長部）は、正常部に対してＣｓＩ８２の厚さが変わるため、Ｘ線の吸収も変化する。また、ＣｓＩの厚さにより管電圧特性も変化するため、正常部と異常成長部とでは発光量の比が変わる。
【００２３】
図１５（ｂ）〜（ｄ）は、正常部と異常成長部における発光量を示した特性図である。図１５（ｂ）は異常成長部と正常部を管電圧８０ｋＶで撮影した場合、図１５（ｃ）は異常成長部と正常部を管電圧６０ｋＶで撮影した場合、図１５（ｄ）は図１５（ｃ）における特性と図１５（ｂ）における特性とを除算して比として求めたものである。この除算行為は、白補正を意味しており、実際に白補正は、撮影管電圧の異なる画像で除算を行なう。
【００２４】
図１５（ｂ）に示すように、８０ｋＶで撮影したものは正常部の出力が１００であるのに対し、異常成長部ではその出力が８０と低下している。また、図１５（ｃ）に示すように、６０ｋＶで撮影したものは正常部の出力が１００であるのに対し、異常成長部ではその出力が９０と低下している。このように管電圧が変わると異常成長部の出力の低下の仕方が変わる。これは、ＣｓＩの厚さが異常成長部と正常部とでは違うため、Ｘ線の吸収が変わるからである。
【００２５】
図１５（ａ）に示すような異物による異常成長の場合は、異物によるＸ線の吸収も大きく寄与してくる。異物によるＸ線吸収の分だけＣｓＩに届くＸ線の量が減少してＣｓＩの発光量は低下し、さらに管電圧特性を持つ。これらの原因により、管電圧に対する異常成長部の変化が白補正する際に白補正エラーとして現れ、図１５（ｄ）ではこの様子を示している。図１５（ｄ）において、正常部では１００／１００＝１であるが、異常成長部では９０／８０＝１.１２となり、１２％の白補正エラーとなる。
【００２６】
また、ＣｓＩは真空蒸着法する際、必ずスプラッシュが発生し、現在の技術ではこのスプラッシュを無くす手段は見出せていない。上述したスプラッシュは、ＣｓＩの突沸による欠陥であるが、決まった量、若しくは決まった大きさを持っているわけではなく、厚さや密度などがスプラッシュ部分では不規則な状態になっている。そのため、スプラッシュ部でのＸ線吸収は、他の正常部とは異なる。これにより、異物による異常成長と同様に、白補正を行なうと管電圧特性の変化分だけ白補正エラーが発生してしまう。
【００２７】
さらに、基材８１中に異物の混入があった場合にも、上述の場合と同様に白補正エラーが起こってしまう。従来例の蛍光体８２としてＣｓＩについて説明を行なってきたが、他の蛍光体の材料においても同様に異物による白補正エラーは発生する。
【００２８】
本発明は上述の問題点を解決するためになされたものであり、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、スプラッシュや異物等によるＸ線吸収量の差に起因する補正エラーを低減させ、高精度の補正処理を実現する放射線撮像装置及び放射線撮像方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２９】
本発明の放射線撮像装置は、入射する放射線の波長変換を行なう波長変換体と、前記波長変換された放射線を電気信号に変換し画素を構成する変換素子を２次元アレー状に配設する変換基板とを有する放射線撮像装置であって、被写体が無い状態で前記入射する放射線の放射線エネルギーを変えて撮影した複数の画像を用いて演算を行い、当該演算結果に基づいて異常な前記画素を検出する検出手段と、被写体が無い状態で前記放射線エネルギーを変えて測定した前記各画素の出力特性から、前記放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出する補正値算出手段と、被写体がある状態で撮影した被写体画像、もしくはキャリブレーション画像における前記異常画素からの出力を前記補正値で補正する補正手段とを含む。
【００３０】
本発明の放射線撮像装置における他の態様は、前記検出手段は、前記複数の画像のうち、最も高い放射線エネルギーで撮影した画像における各画素の出力を最も低い放射線エネルギーで撮影した画像における各画素の出力で各画素毎に除算し、当該除算の結果、所定の閾値よりも大きい画素を前記異常画素として検出する。
【００３１】
本発明の放射線撮像装置におけるその他の態様は、前記補正値算出手段は、キャリブレーションにおける放射線エネルギーでの各画素出力を１として各放射線エネルギーでの各画素出力を除算し、さらに当該除算された前記異常画素の出力を正常画素の出力で除算して前記異常画素における補正エラー量を求め、当該補正エラー量の逆数をとることにより前記補正値を算出する。
【００３２】
本発明の放射線撮像装置におけるその他の態様は、前記波長変換体と前記変換基板とを接着させることにより、それらを密着させる。
【００３３】
本発明の放射線撮像装置におけるその他の態様は、前記変換基板に対して前記波長変換体を真空蒸着することにより、それらを密着させる。
【００３４】
本発明の放射線撮像装置におけるその他の態様は、前記波長変換体は、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）、酸化ガドリニウム（Ｇｄ2Ｏ3）、及び酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ2ＯＳ）のうち、少なくともいずれかを母体材料とするものである。
【００３５】
本発明の放射線撮像装置におけるその他の態様は、前記変換素子は、アモルファスシリコン半導体を主たる材料とするものである。
【００３６】
本発明の放射線撮像方法は、入射する放射線の波長変換を行なう波長変換体と、前記波長変換された放射線を電気信号に変換し画素を構成する変換素子を２次元アレー状に配設する変換基板とを有する放射線撮像装置における放射線撮像方法であって、被写体が無い状態で前記入射する放射線の放射線エネルギーを変えて撮影した複数の画像を用いて演算を行い、当該演算結果に基づいて異常な前記画素を検出する検出ステップと、被写体が無い状態で前記放射線エネルギーを変えて測定した前記各画素の出力特性から、前記放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出する補正値算出ステップと、被写体がある状態で撮影した被写体画像、もしくはキャリブレーション画像における前記異常画素からの出力を前記補正値で補正する補正ステップとを含む。
【発明の効果】
【００３７】
本発明によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。これにより、スプラッシュや異物等によるＸ線吸収量の差に起因する補正エラーを低減させ、被写体画像を高精度に補正することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３８】
（第１の実施形態）
以下、本発明の第１の実施形態を図面に基づいて説明する。
図１は、第１の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。
【００３９】
工場で検査され良品と判断されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置され、画像出し等の諸調整を行なった後、補正エラー画素（異常画素）の抽出を行なう。ここで、図２を用いて、この補正エラー画素の抽出について説明する。
【００４０】
図２は、補正エラー画素の抽出を説明するための発光量を示した特性図である。
従来例で示した通り、Ｘ線撮像装置における補正エラーは、白補正撮影と被写体撮影の管電圧（Ｘ線エネルギー）が異なるために発生する補正エラーのことであり、管電圧の違いにより異物やＣｓＩのスプラッシュにおいてＸ線吸収率が変化するためである。
【００４１】
補正エラーの検出は、使用する管電圧の最大で撮影した画像に対し、最小の管電圧で撮影した画像で白補正（除算）して検出する。このとき、補正エラーは、Ｘ線吸収率の差により発生するものなので、最も高い管電圧で撮影した画像と最も低い管電圧で撮影した画像で補正することにより、補正エラー量が最大になる。この補正の結果、ある閾値を決め、エラー量の大きい画素のみを異常画素として登録する。
【００４２】
図２（ａ）は管電圧１４０ｋＶの使用最大電圧で撮影した際の特性図であり、正常画素の出力は１００、異常画素の出力はＡ＝８６、Ｂ＝７０、Ｃ＝７５である。一方、図２（ｂ）は管電圧５０ｋＶの使用最低管電圧で撮影した際の特性図であり、正常画素の出力は１００、異常画素の出力はＡ＝８８、Ｂ＝７８、Ｃ＝８０である。異常画素の出力は、Ｘ線吸収率の差により変化する。ここで、このときの正常画素の出力としては、光検出器アレー全面画素の平均値や異常画素周辺の正常画素の値を用いる。
【００４３】
図２（ｃ）は、図２（ｂ）に示した管電圧５０ｋＶで撮影した画素の出力を図２（ａ）に示した管電圧１４０ｋＶで撮影した画素の出力で補正（除算）した特性図である。図２（ｃ）での特性は、正常画素＝１．００、異常画素Ａ＝１．０２、異常画素Ｂ＝１．１４、異常画素Ｃ＝１．０６である。ここで、補正エラー量３％を閾値とすると、異常画素Ｂ＝１．１４、異常画素Ｃ＝１．０６が補正エラーとして欠陥登録される。
【００４４】
次に、図１に示すように、欠陥登録された異常画素における異管電圧補正用テーブル７７を作成する。
図３〜図６を用いて、テーブルの作成について説明する。
まず、図３に示すように、異常画素Ｂ、異常画素Ｃ、及び正常画素の出力を管電圧を変えて測定する。この際、線量計等を用いてＸ線線量を測定しながら各画素出力の測定を行ない、単位線量当りの出力に換算する。
【００４５】
続いて、図４に示すように、キャリブレーションで使用する管電圧における出力を１として、各管電圧の出力を除算する。第１の実施形態では、管電圧８０ｋＶでキャリブレーションを行なうため、８０ｋＶの出力で各管電圧の出力を除算している。このようにすることで、キャリブレーション時の管電圧に対する正常画素及び異常画素の管電圧の出力比がわかる。
【００４６】
続いて、図４で算出した値において、異常画素の出力を正常画素の出力で割り、正常画素に対する異常画素の各管電圧に対する比を算出する。その結果を図５に示す。この値が補正した際の異常画素の補正エラー量となる。そのため、キャリブレーション管電圧と撮影電圧とが等しいときは、エラー量は無し（１．０）となっている。
【００４７】
そして、図５に示す補正エラー量の逆数が補正値となり、この補正値の特性を図６に示す。そのため、図６に示した補正値を被写体撮影時における異常画素部に掛ければ、キャリブレーション時と被写体撮影時との管電圧の差をキャンセルすることができる。ここで、これらの補正値を全て、例えば１０ｋＶ毎もしくは５ｋＶ毎に保管するとデータ数が増えるため、他項式等を用いて近似を行なう。例えば３次多項式近似を行なうことにより、係数を４つにして保管することができる。このようにして求めた係数を図１に示す異管電圧補正用テーブル７７に補正エラー画素毎に位置座標とともに保存する。
【００４８】
上述した処理により異管電圧補正用のテーブルの作成後、次の処理に移行する。
次は、従来例で示した通り、キャリブレーションを行なう。キャリブレーションは、被写体のない状態で行ない、ディジタルＸ線撮像装置の飽和の１／２程度の出力が得られ、かつ線量に対してリニアリティのある領域（ｍＡｓ値）で行なう。また、量子ノイズ等を軽減させるため、複数枚撮影した平均値を用い、例えば、１０枚撮影した平均画像を１枚の白画像として用いる。第１の実施形態では、キャリブレーション撮影を管電圧８０ｋＶで行ない、また、白画像は、記憶装置５３に保管されており白補正時に画像処理部１０に読み出される。
【００４９】
次に、キャリブレーション画像の取得後、被写体撮影を行なう。
まず、患者の情報や撮影部位、撮影モード等を設定し、撮影条件（管電圧、ｍＡｓ値等）を入力する。続いて、Ｘ線を曝射して被写体の撮影を行なう。この被写体撮影における管電圧情報をもとに、上述した異管電圧補正用テーブル７７を用いて各異常画素の補正値を算出する。そして、画像処理部１０において、算出された補正値から撮影した被写体画像の異管電圧補正を行なう。
【００５０】
この異管電圧補正後、記憶装置５３から画像処理部１０へ白画像が読み出され、次に、白補正が行なわれる。
図７は、Ｘ線撮像装置における白補正処理の手順を示した模式図である。
図７（ａ）は管電圧８０ｋＶで撮影した白補正用画像、図７（ｂ）は管電圧６０ｋＶで撮影した被写体撮影時の撮影画像であり、それぞれの特性の落ち込みは出力の低下を示している。
【００５１】
まず、被写体撮影画像を異管電圧補正するための補正値を算出する。
第１の実施形態では、３次の多項式近似を行なっており、異常画素Ｂ及び異常画素Ｃの近似多項式は以下のようになる。
【００５２】
【数１】
2005152034.tif 000003
【００５３】
このχに被写体撮影における管電圧を入力し、計算した結果が補正値となる。本実施形態では、被写体撮影における管電圧が６０ｋＶであるため、χに６０を代入し、補正値を求める。
【００５４】
【数２】
2005152034.tif 000004
【００５５】
続いて、求めた補正値を各異常画素に掛ける（図７（ｃ））。続いて、異管電圧補正した被写体画像を白補正画像で白補正を行なう（図７（ｄ））。このように、異管電圧補正を白補正前に行なうことにより、白補正エラーがなくなる。
【００５６】
本実施形態によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、被写体が無い状態で入射する放射線の放射線エネルギーを変えて取得した複数の画像から異常画素を検出し、また、被写体が無い状態で入射する放射線の放射線エネルギーを変えて測定した各画素の出力特性から、放射線エネルギーに応じた前記異常画素の出力を補正するための補正値を算出し、当該補正値で被写体画像における異常画素の出力を補正するようにしたので、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。
【００５７】
（第２の実施形態）
以下、本発明の第２の実施形態を図面に基づいて説明する。
図８は、第２の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。
【００５８】
本実施形態は、第１の実施形態における補正エラー画素（異常画素）の抽出までは同様の処理であり、それ以降の補正方法が異なる。具体的には、第１の実施形態では、異管電圧補正を被写体撮影画像に対して行なうものであるが、第２の実施形態では、異管電圧補正を白補正画像（キャリブレーション画像）に対して行なうものである。
【００５９】
白補正画像に対して白補正を行なう際は、第1の実施形態における図６で求めた補正値の逆数を補正値とすればよい。この第２の実施形態における白補正を行なう補正値を図９に示す。また、第１の実施形態と同様に、図９で示した補正値を３次多項式で近似することにより、異管電圧補正テーブル７７に保存する係数を４つにして保管することができる。
【００６０】
異管電圧補正テーブル作成後、続いて、患者の情報や撮影部位、撮影モード等を設定し、撮影条件（管電圧、ｍＡｓ値等）を入力した後、Ｘ線を曝射して被写体の撮影を行なう。
続いて、撮影管電圧情報から補正値を算出し、画像処理部１０において、白補正画像（キャリブレーション画像）における異管電圧補正を行なう。さらにその後、撮影した被写体画像に対して当該白補正画像を用いて白補正を行なう。
【００６１】
本実施形態によれば、第１の実施形態における効果に加え、さらに、同一管電圧で連続して撮影する場合には、異管電圧補正を行なった白補正画像を保存しておくことにより、当該白補正画像を次に撮影した被写体画像における白補正画像としても使用できるため、撮影毎に異管電圧補正をする必要がなくなり、白補正処理を効率よく行なうことができる。
【００６２】
（Ｘ線撮像装置の概略構成）
次に、上述した第１の実施形態及び第２の実施形態におけるＸ線撮像方法を実現するためのＸ線撮像装置について説明する。
【００６３】
図１０は、本発明に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。
このＸ線撮像装置は、Ｘ線室１０１と、Ｘ線制御室１０２と、診断室１０３とを有して構成されている。Ｘ線撮像装置の全体的な動作の制御は、Ｘ線制御室１０２内にあるシステム制御部１１０によって行なわれる。
【００６４】
操作者インターフェース１１１としては、ディスプレイ上のタッチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック、フットスイッチなどがある。操作者１０５は、操作者インターフェース１１１から撮像条件（静止画、動画、管電圧、管電流、照射時間など）及び撮像タイミング、画像処理条件、被験者ＩＤ、取込画像の処理方法などの設定を行なうことができるが、ほとんどの情報は、不図示の放射線情報システムから転送されるので、個別に入力する必要はない。操作者１０５の重要な作業は、撮影した画像の確認作業である。つまり、アングルが正しいか、患者が動いていないか、画像処理が適切か等の判断を行なう。
【００６５】
システム制御部１１０は、Ｘ線撮像シーケンスを司る撮像制御部２１４に対して操作者１０５あるいは放射線情報システムの指示に基づいた撮像条件を指示し、データを取り込む。そして、撮像制御部２１４は、その指示に基づき放射線源であるＸ線発生装置１２０、撮像用寝台１３０、Ｘ線検出器１４０を駆動して画像データを取り込み、画像処理部１０に転送後、操作者１０５が指定する画像処理を施してディスプレイ１６０に表示し、同時にオフセット補正、白補正の基本画像処理を行なった生データを外部記憶装置１６１に保存する。
【００６６】
画像処理部１０は、第１の実施形態及び第２の実施形態における白補正を行なう構成を含むものであり、外部記憶装置１６１内に保管されている管電圧毎の白補正用画像を随時読み出して白補正を行なう。また、画像処理部１０と外部記憶装置１６１との間に白補正画像専用のメモリを設け、より高速に稼動させてもよい。このように、第１の実施形態及び第２の実施形態で説明した白補正の処理は、図１０の画像処理部１０、外部記録装置１６１が相当する。
【００６７】
さらに、システム制御部１１０は、撮像者１０５の指示に基づいて再画像処理及び再生表示、ネットワーク上の装置への画像データの転送・保存、ディスプレイ表示やフィルムへの印刷などを行なう。
【００６８】
次に、信号の流れに沿った順番で説明を行なう。
Ｘ線室１０１のＸ線発生装置１２０は、Ｘ線管球１２１と、Ｘ線絞り１２３と、高圧発生電源１２４とを含み構成されている。Ｘ線管球１２１は、撮像制御部２１４に制御された高圧発生電源１２４によって駆動され、Ｘ線ビーム１２５を放射する。Ｘ線絞り１２３は、撮像制御部２１４により駆動され、撮像領域の変更に伴って不必要なＸ線照射を行なわないようにＸ線ビーム１２５を整形する。
【００６９】
Ｘ線管球１２１から放射されたＸ線ビーム１２５は、Ｘ線透過性の撮像用寝台１３０上に横たわっている被検体１２６に照射される。ここで、撮像用寝台１３０は、撮像制御部２１４の指示に基づいて駆動される。被検体１２６に照射されたＸ線ビーム１２５は、被検体１２６及び撮像用寝台１３０を透過した後に、Ｘ線検出部１４０に入射される。
【００７０】
このＸ線検出部１４０は、グリッド１４１と、蛍光板１４２と、光検出器アレー８と、Ｘ線露光量モニタ１４４と、駆動回路１４５とを含み構成されている。グリッド１４１は、被検体１２６を透過することによって生じるＸ線散乱の影響を低減させる。このグリッド１４１は、Ｘ線低吸収部材と高吸収部材とから成り、例えば、ＡｌとＰｂとのストライプ構造をしている。そして、光検出器アレー８とグリッド１４１との格子比の関係によりモワレが生じないように、Ｘ線照射時には撮像制御部２１４の指示に基づいてグリッド１４１を振動させる。
【００７１】
蛍光板１４２は、高エネルギーのＸ線によって蛍光体の母体物質が励起され、再結合する際の再結合エネルギーにより可視領域の蛍光が得られる。その蛍光はＣａＷＯ4やＣｄＷＯ4などの母体自身によるものや、ＣｓＩ：ＴｌやＺｎＳ：Ａｇなどの母体内に付活された発光中心物質によるものがある。この蛍光板１４２に隣接して光検出器アレー８が配置されている。この光検出器アレー８は、光子を電気信号に変換する。
【００７２】
Ｘ線露光量モニタ１４４は、Ｘ線透過量を監視するものであり、結晶シリコンの受光素子などを用いて直接Ｘ線を検出しても良いし、蛍光板１４２からの光を検出してもよい。この例では、光検出器アレー８を透過した可視光（Ｘ線量に比例）を光検出器アレー８の基板裏面に成膜されたアモルファスシリコン受光素子で検知し、撮像制御部２１４にその検知した情報を送信する。そして、撮像制御部２１４は、その検知情報に基づいて高圧発生電源１２４を駆動して、Ｘ線を遮断あるいは調節する。駆動回路１４５は、撮像制御部２１４の制御下で、光検出器アレー８を駆動し、各画素から信号を読み出す。
【００７３】
Ｘ線検出部１４０からの画像信号は、Ｘ線室１０１からＸ線制御室１０２内の画像処理部１０へ転送される。この転送の際、Ｘ線室１０１内はＸ線発生に伴うノイズが大きいために画像データが正確に転送されない場合があるため、転送路の耐雑音性を高くする必要がある。誤り訂正機能を持たせた伝送系にすることやその他、例えば、差動ドライバによるシールド付き対より線や光ファイバによる転送路を用いることが望ましい。
【００７４】
画像処理部１０は、撮像制御部２１４の指示に基づき表示データを切り替える。その他、画像データの補正（オフセット補正、白補正）、空間フィルタリング、リカーシブ処理などをリアルタイムで行ない、階調処理、散乱線補正、各種空間周波数処理などを行なうことも可能である。画像処理部１０で処理された画像は、ディスプレイアダプタ１５１を介してディスプレイ１６０に表示される。また、リアルタイム画像処理と同時に、データの補正のみが行なわれた基本画像は、外部記憶装置１６１に保存される。この高速記憶装置１６１としては、大容量、高速かつ高信頼性を満たすデータ保存装置が望ましく、例えば、ＲＡＩＤ等のハードディスクアレー等が望ましい。
【００７５】
また、操作者１０５の指示に基づいて外部記憶装置１６１に蓄えられた画像データは、外部記憶装置１６２に保存される。その際、画像データは所定の規格（例えば、ＩＳ＆Ｃ）を満たすように再構成された後に、当該外部記憶装置に保存される。外部記憶装置は、例えば、光磁気ディスク１６２、ＬＡＮ上のファイルサーバ１７０内のハードディスクなどである。
【００７６】
本Ｘ線撮像装置は、ＬＡＮボード１６３を介してＬＡＮに接続することも可能であり、ＨＩＳとのデータの互換性を持つ構造を有している。ＬＡＮには、複数のＸ線撮像装置を接続することは勿論のこと、動画・静止画を表示するモニタ１７４、画像データをファイリングするファイルサーバ１７０、画像をフィルムに出力するイメージプリンタ１７２、複雑な画像処理や診断支援を行なう画像処理用端末１７３などが接続される。本Ｘ線撮像装置は、所定のプロトコル（例えば、ＤＩＣＯＭ）に従って、画像データを出力する。その他、ＬＡＮに接続されたモニタを用いて、Ｘ線撮像時に医師によるリアルタイムの遠隔診断が可能である。
【００７７】
図１１は、光検出アレー８における等価回路の一例を示した図である。
以下、この光検出アレーとして２次元アモルファスシリコン光電変換素子について説明を加えていくが、検出素子は特に限定する必要はなく、例えばその他の固体撮像素子（電荷結合素子など）あるいは光電子倍増管のような素子であってもＡ／Ｄ変換部の機能、構成については同様である。
【００７８】
光検出アレー８の１素子の構成は、光電変換素子２１と、電荷の蓄積及び読み取りを制御するスイッチングＴＦＴ２２とで構成され、一般にはガラスの基板上に配されたアモルファスシリコン（α−Ｓｉ）で形成される。光電変換素子２１はキャパシタ２１−Ｃと、光ダイオード２１−Ｄとを備え、キャパシタ２１−Ｃは、本例では単に寄生キャパシタでもよいし、光ダイオード２１−Ｄのダイナミックレンジを改良するように追加したキャパシタであってもよい。ダイオード２１−Ｄは、そのアノードＡが共通電極であるバイアス配線Ｌｂに接続され、カソードＫがキャパシタ２１−Ｃに蓄積された電荷を読み出すための制御自在なスイッチングＴＦＴ２２に接続されている。本例では、スイッチングＴＦＴ２２は、ダイオード２１−ＤのカソードＫと電荷読み出し用増幅器２６との間に接続された薄膜トランジスタである。
【００７９】
スイッチングＴＦＴ２２は、信号電荷によりリセット用スイッチング素子２５を操作してキャパシタ２１−Ｃをリセットする。その後、光電変換素子２１に放射線１が照射され、光ダイオード２１−Ｄで照射された放射線量に応じた電荷が生成され、キャパシタ２１−Ｃに蓄積される。その後、再度、スイッチングＴＦＴ２２は、リセット用スイッチング素子２５を操作して、キャパシタ２１−Ｃに蓄積された電荷を容量素子２３に転送する。そして、光ダイオード２１−Ｄにより生成された電荷量を前置増幅器２６で電位信号として読み出し、その後、Ａ／Ｄ変換を行なうことによって入射放射線量を検出する。
【００８０】
図１２は、２次元に配列した光電変換装置（図１０の光検出アレイ８及び駆動回路１４５に相当）の等価回路図である。以下、図１１で示した光電変換素子を具体的に２次元に拡張して構成した場合における光電変換動作について述べる。
【００８１】
光検出アレー８は、２０００×２０００〜４０００×４０００程度の画素から構成され、アレー面積は２００ｍｍ×２００ｍｍ〜５００ｍｍ×５００ｍｍ程度である。図１２に示した光検出アレー８は４０９６×４０９６の画素から構成され、アレー面積は４３０ｍｍ×４３０ｍｍである。よって、１画素のサイズは約１０５μｍ×１０５μｍである。１ブロック内の４０９６画素を横方向に配線し、４０９６ラインを順に縦に配置することにより各画素を２次元的に配置している。
【００８２】
上記の例では４０９６×４０９６画素の光検出器アレー８を１枚の基板で構成した例を示したが、４０９６×４０９６画素の光検出器アレー８を２０４８×２０４８個の画素を持つ４枚の光検出器で構成することもできる。この２０４８×２０４８画素の検出器を４枚で１つの光検出器アレー８を構成する場合は、分割して製作することにより歩留まりが向上するなどのメリットがある。
【００８３】
前述の通り１画素は、光電変換素子２１とスイッチングＴＦＴ２２とで構成される。図１２に示す２１−（１，１）〜２１−（４０９６，４０９６）は前述の光電変換素子２１に対応するものであり、光検出ダイオードのカソード側をＫ、アノード側をＡとして表している。また、２２−（１，１）〜２２−（４０９６，４０９６）はスイッチングＴＦＴ２２に対応するものである。
【００８４】
２次元光検出器アレー８の各列の光電変換素子２１−（ｍ，ｎ）のＫ電極は、対応するスイッチングＴＦＴ２２−（ｍ，ｎ）のソース、ドレイン導電路により、その列に対する共通の列信号線（Ｌｃ１〜４０９６）に接続されている。例えば、列１の光電変換素子２１−（１，１）〜（１，４０９６）は、第１の列信号配線Ｌｃ１に接続されている。また、各行の光電変換素子２１のＡ電極は、共通にバイアス配線Ｌｂを通して前述のモードを操作するバイアス電源３１に接続されている。
【００８５】
各行のＴＦＴ２２のゲート電極は、行選択配線（Ｌｒ１〜４０９６）に接続されている。例えば、行１のＴＦＴ２２−（１，１）〜（４０９６，１）は、行選択配線Ｌｒ１に接続される。行選択配線Ｌｒは、ラインセレクタ部３２を通して撮像制御部３３に接続されている。
【００８６】
ラインセレクタ部３２は、例えばアドレスデコーダ３４と４０９６個のスイッチ素子３５から構成される。この構成により任意のラインＬｒｎを読み出すことが可能である。ラインセレクタ部３２は、最も簡単に構成するならば単に液晶ディスプレイなどに用いられているシフトレジスタによって構成することも可能である。
【００８７】
列信号配線Ｌｃは、撮像制御部３３により制御される信号読み出し部３６に接続されている。この信号読み出し部３６は、リセット基準電源２４と、列信号配線Ｌｒをリセット基準電源２４の基準電位にリセットするためのリセット用スイッチ２５と、信号電位を増幅するための前段増幅器２６と、サンプルホールド回路３８と、アナログマルチプレクサ３９と、Ａ／Ｄ変換器４０とを有して構成されている。それぞれの列信号配線Ｌｃｎの信号は前段増幅器２６により増幅され、サンプルホールド回路３８によりホールドされる。また、その出力はアナログマルチプレクサ３９により順次Ａ／Ｄ変換器４０へ出力され、ディジタル値に変換されて画像処理部１０に転送される。
【００８８】
光電変換装置は、４０９６×４０９６個の画素を４０９６個のラインＬｃｎに分け、１行あたり４０９６画素の出力を同時に転送し、列信号配線Ｌｃを通して前置増幅器２６−１〜４０９６、サンプルホールド部３８−１〜４０９６を通してアナログマルチプレクサ３９によって順次、Ａ／Ｄ変換器４０に出力される。図１２では、あたかもＡ／Ｄ変換器４０が１つで構成されているように示されているが、実際には４〜３２の系統で同時にＡ／Ｄ変換を行なう。これは、アナログ信号帯域Ａ／Ｄ変換レートを不必要に大きくすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求されるためである。
【００８９】
蓄積時間とＡ／Ｄ変換時間とは密接な関係にあり、高速にＡ／Ｄ変換を行なうとアナログ回路の帯域が広くなり、所望のＳ／Ｎを達成することが難しくなる。従って、Ａ／Ｄ変換速度を不必要に速くすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求される。そのためには、多くのＡ／Ｄ変換器４０を用いてＡ／Ｄ変換を行なえばよいが、その場合はコストが高くなる。よって、上述の点を考慮して適当な値を選択する必要がある。
【００９０】
放射線の照射時間はおよそ１０ｍｓｅｃ〜５００ｍｓｅｃであるので、全画面の取り込み時間あるいは電荷蓄積時間を１００ｍｓｅｃのオーダーあるいはやや短めにすることが適当である。例えば、全画素を順次駆動して１００ｍｓｅｃで画像を取り込むために、アナログ信号帯域を５０ＭＨｚ程度にし、例えば１０ＭＨｚのサンプリングレートでＡ／Ｄ変換を行なうと、最低でも４系統のＡ／Ｄ変換器４０が必要になる。本撮像装置では、１６系統で同時にＡ／Ｄ変換を行なう。１６系統のＡ／Ｄ変換器４０の出力は、それぞれに対応する不図示の１６系統のメモリ（ＦＩＦＯなど）に入力される。そのメモリを選択して切り替えることにより、連続した１ラインの走査線にあたる画像データとして以後の画像処理部１０、あるいはそのメモリに転送される。この後、画像、グラフとしてディスプレイなどの表示装置に表示を行なう。
【００９１】
本実施形態の放射線撮像装置によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。
【図面の簡単な説明】
【００９２】
【図１】第１の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。
【図２】補正エラー画素の抽出を説明するための発光量を示した特性図である。
【図３】異管電圧補正テーブルを作成するための管電圧における特性図である。
【図４】異管電圧補正テーブルを作成するための管電圧における特性図である。
【図５】異管電圧補正テーブルを作成するための管電圧における特性図である。
【図６】異管電圧補正テーブルを作成するための管電圧における特性図である。
【図７】Ｘ線撮像装置における白補正処理の手順を示した模式図である。
【図８】第２の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。
【図９】異管電圧補正テーブルを作成するための管電圧における特性図である。
【図１０】本発明に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。
【図１１】光検出アレーにおける等価回路の一例を示した図である。
【図１２】２次元に配列した光電変換装置の等価回路図である。
【図１３】従来例を示し、ディジタルＸ線撮像装置の概略断面図である。
【図１４】従来例を示し、ディジタルＸ線撮像方法のフローチャートである。
【図１５】Ｘ線発生装置におけるＸ線の発生源であるＸ線管の概略断面図である。
【図１６】ＣｓＩ蛍光板の概略断面図である。
【図１７】基材として主に使用されるガラス、アルミ、アモルファスカーボンの管電圧−Ｘ線透過率の特性図である。
【図１８】厚さ１００μｍ〜５００μｍのＣｓＩにおけるＸ線吸収率を示した特性図である。
【図１９】ＣｓＩを基材に対して真空蒸着法により形成する様子を示した概略図である。
【図２０】蛍光体（波長変換体）として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した図である。
【符号の説明】
【００９３】
８  光検出器アレー
１０  画像処理部
２０  ガラス基板
２１  光電変換素子
２２  ＴＦＴ
２３  キャパシタ（容量素子）
２５  リセット用スイッチ
２６  電荷読み出し用増幅器
２７  保護層
２８  読み出し回路
２９  Ｘ線
３０  可視光
３１  バイアス電源
３２  ラインセレクタ部
３３  撮像制御部
３４  アドレスレコーダ
３６  信号読み出し部
３８  サンプルホールド回路
３９  アナログマルチプレクサ
４０  Ａ／Ｄ変換器
４２  ディジタル信号
５１  設置作業
５２  通常撮影作業
５３  記憶装置
７７  異管電圧補正テーブル
８０  アナログ信号
８１  基材
８２  ＣｓＩ（波長変換体）
８３  保護層
８５  ガラス
８６  アルミニウム
８７  アモルファスカーボン（α−Ｃ）
８８  基板ホルダー
８９  蒸着ボート
９０  スプラッシュ
９１  異物
１０１  Ｘ線室
１０２  Ｘ線制御室
１０３  診断室
１０５  操作者
１０６  医師
１１０  システム制御部
１１１  操作者インターフェース
１２０  Ｘ線発生装置
１２１  Ｘ線管球
１２３  Ｘ線絞り
１２４  高圧発生電源
１２５  Ｘ線ビーム
１２６  被検体
１３０  撮像用寝台
１４０  Ｘ線検出器
１４１  グリッド
１４２  蛍光板
１４４  Ｘ線露光量モニタ
１４５  駆動回路
１５１  ディスプレイアダプタ
１６０  ディスプレイ
１６１  外部記憶装置
１６２  光磁気ディスク
１６３  ＬＡＮボード
１７０  ファイルサーバ
１７２  イメージプリンタ
１７３  画像処理用端末
１７４  モニタ
２１４  撮像制御部
【図１】
2005152034.tif 000005
【図２】
2005152034.tif 000006
【図３】
2005152034.tif 000007
【図４】
2005152034.tif 000008
【図５】
2005152034.tif 000009
【図６】
2005152034.tif 000010
【図７】
2005152034.tif 000011
【図８】
2005152034.tif 000012
【図９】
2005152034.tif 000013
【図１０】
2005152034.tif 000014
【図１１】
2005152034.tif 000015
【図１２】
2005152034.tif 000016
【図１３】
2005152034.tif 000017
【図１４】
2005152034.tif 000018
【図１５】
2005152034.tif 000019
【図１６】
2005152034.tif 000020
【図１７】
2005152034.tif 000021
【図１８】
2005152034.tif 000022
【図１９】
2005152034.tif 000023
【図２０】
2005152034.tif 000024