JP2007103016A - Ｘ線画像撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】 電子放出効率の低下を防止してＸ線源から出力されるＸ線の出力の向上を図りつつ、耐久性の向上及び小型化が可能なＸ線画像撮影システムを提供すること。
【解決手段】 真空外囲器４１内に配置され、電界をかけることで電子を発生する電界放出型電子源４７と電子の入射によりＸ線４９を放出する陽極とを備えたＸ線源４と、Ｘ線４９が入射する位置に配置され、入射したＸ線４９の強度に応じてＸ線画像の画像信号を検出するＸ線画像検出器２と、を備えて、Ｘ線位相コントラスト画像を撮影するＸ線画像撮影システム１００であって、電界放出型電子源４７は、支持基板４７１の上に一対の電極間に半導体層４７３ａと絶縁体層４７３ｂとが交互に積層されてなるドリフト層４７３を備えるとともに、半導体層４７３ａは金属酸化物からなり、Ｘ線源４は、電界放出型電子源４７の電子出射方向に陽極を備えて、陽極表面からＸ線を出射する。
【選択図】図１

Description

本発明は、Ｘ線画像撮影システムに関し、特に電界放出型電子源を有するＸ線画像撮影システムに関する。

従来より、Ｘ線を発生するＸ線源としては、陰極に熱電子放出型電子源を用いた熱電子放出型Ｘ線源が利用されており、この熱電子放出型Ｘ線源では、陰極を加熱して、該陰極から出る熱電子を陽極に衝突させて、Ｘ線を発生させている（例えば、特許文献１参照）。

しかし、熱電子放出型Ｘ線源において、高出力を得るには、電子源自体を大型化する必要が生じ、これに伴い、Ｘ線源が大型化になるとともに、電子の放出密度や放出効率が十分でないという問題があった。また、陰極を加熱する際に、陰極を構成するフィラメントに電流を流すための電源が必要になることや、該フィラメントは熱により消耗しやすいこと、さらには、該フィラメントの消耗に伴い、該フィラメントへ流す最適な電流量の調整を行う必要が生じること、該フィラメントの形状に起因する陽極表面への均一な電子ビームの入射が困難であること等の問題があった。

このため、スピント型と呼ばれる微細表面に電界を集中させることによって電子を放出する例陰極型の電子源の開発が行われ、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）の先端に電界を集中させるタイプの電子源も開発されている。

しかし、前述のように微小先端に電界を集中させる方式の電子源の場合、その製造工程が複雑化すると共に、その先端形状の変化によって電子線の放出能力が変化するという問題があった。

また、近年においては、薄膜積層技術を利用した面状電子源として、金属層と絶縁体層と金属層とを積層させたＭＩＭ型の面状電子源（例えば、特許文献２参照。）や、金属層と絶縁層と半導体層とを積層させたＭＩＳ型の面状電子源（例えば、特許文献３参照。）が提案されている。

このような面状電子源は、通常２０〜３０ｎｍ程度の超薄膜の絶縁体層に高電界を印加してトンネル電子を放出させるものであり、このため、充分な耐久性が得られるようにするためには、高度な薄膜化技術と耐絶縁性に優れた材料が必要になり、製造プロセスや材料の点において問題があった。

また、他の面状電子源として、弾道電子放出現象という原理に基づく面状電子源が提案されている（例えば、特許文献４参照）。

この面状電子源では、ナノサイズのシリコン粒子に超薄膜の酸化シリコンを被覆させたものを連結するように配列し、これを一対の電極で挟む構造になっており、この一対の電極に電圧を印加させて、シリコン中をドリフトする電子を弾道電子化させ、この電子を表面の電極から放出させるようになっている。

しかし、前述のナノサイズのシリコン粒子を精度よく製造し、またこれを連結するように適切に配列させることは非常に困難であり、このため、電子放出効率を充分に向上させることも困難になるという問題があった。

さらに、最近においては、ｎ型シリコンからなる支持基板の上に、導電性膜のシリコン膜と絶縁性膜のシリコン酸化膜とを交互に多数積層させた面状の電界放出型電子源が提案されている（例えば、特許文献５参照。）。
特開２００２−８３５６０号公報 特開平７−６５７１０号公報 特開平８−２５０７６６号公報 特開２０００−１００３１６号公報 特開２００２−３５２６９８号公報

しかしながら、このようなＸ線画像撮影装置において、高画質のＸ線画像を得るためには、高出力のＸ線を出力し、被写体が動くことによる画像のボケが発生しないように短時間で撮影する必要がある。特に、拡大撮影であるＸ線位相コントラスト撮影においては、Ｘ線源の焦点径が大きいと幾何学的不鋭が大きくなり、Ｘ線画像がボケてしまうため、焦点径の小さいＸ線源を用いつつ高出力のＸ線照射が必要とされる。一方、医療現場などの被写体が患者である場合には、得られたＸ線画像がボケている場合には、適切に診断を行うことができず、再撮影が要求されるため、患者の被曝量も大きくなってしまい、被曝による弊害が問題となる。

このような電界放出型電子源において、電子放出能力を向上させるためには、前述のシリコン膜として、電子の平均自由工程が大きい結晶性の高いシリコン膜を成膜させることが必要になる。このような結晶性の高いシリコン膜を通常の成膜方法で成膜する場合、一般に支持基板の温度を１０００℃程度に高める必要があり、成膜させる支持基板に非常に高い耐熱性が要求されるという問題があった。

また、このような結晶性の高いシリコン膜を得る場合、このシリコン膜の成膜時とシリコン酸化膜の成膜時とにおいて、支持基板の温度が大きく異なるため、前述のように導電性膜のシリコン膜と絶縁性膜のシリコン酸化膜とを交互に多数積層させた場合、シリコン膜とシリコン酸化膜とにおける熱膨張係数の違いにより、シリコン膜とシリコン酸化膜との界面に歪みが生じたり、界面が破壊されたりして、電子放出効率が大きく低下するという問題があった。

一方、支持基板の温度を低くしてシリコン膜を成膜した場合には、このシリコン膜がアモルファス状態となり、前述の弾道電子放出現象において要求される重要な物性値である電子の平均自由工程が極端に短くなり、電子放出能力が著しく低下するとともに、熱電導効率も低下して、この電界放出型電子源の温度が上昇し、耐久性が悪化するという問題があった。

このように、前述のいずれの電子源を用いたＸ線源にせよ、電子放出効率及び耐久性に優れた電子源が存在せず、また、装置自体が大掛かりなものであった。

本発明の課題は、電子放出効率の低下を防止してＸ線源から出力されるＸ線の出力の向上を図りつつ、耐久性の向上及び小型化が可能なＸ線画像撮影システムを提供することである。

請求項１記載の発明は、
真空外囲器内に配置され、電界をかけることで電子を発生する電界放出型電子源と、前記電子の入射によりＸ線を放出する陽極とを備えたＸ線源と、
前記Ｘ線が入射する位置に配置され、入射したＸ線の強度に応じてＸ線画像の画像信号を検出するＸ線画像検出器と、
を備えて、Ｘ線位相コントラスト画像を撮影するＸ線画像撮影システムにおいて、
前記電界放出型電子源は、支持基板の上に一対の電極間に半導体層と絶縁体層とが交互に積層されてなるドリフト層を備えるとともに、前記半導体層は金属酸化物からなり、
前記Ｘ線源は、前記電界放出型電子源の電子出射方向に配置された前記陽極表面からＸ線を出射することを特徴とする。

請求項１記載の発明によれば、Ｘ線源に備えられた電界放出型電子源は、支持基板と、半導体層と絶縁体層とが交互に積層されたドリフト層と、を備えており、当該ドリフト層においては、結晶性の金属酸化物で半導体層を形成させるようになっている。また、電界放出型電子源の電子出射方向には陽極が備えられ、電界放出型電子源からの電子の入射により陽極表面からＸ線を出射するようになっている。

請求項２記載の発明は、請求項１記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記Ｘ線源と前記Ｘ線画像検出器との間には、被写体の位置決めを行う被写体台が配置されており、前記Ｘ線源から前記被写体台までの距離Ｒ１が０．２５〜３ｍであり、前記被写体台から前記Ｘ線画像検出器までの距離Ｒ２が０．２５〜３ｍであり、前記Ｘ線源の焦点サイズが１〜３００μｍであることを特徴とする。

請求項２に記載の発明によれば、Ｘ線源の開口部の焦点サイズは１〜３００μｍであり、０．２５≦Ｒ１≦３、０．２５≦Ｒ２≦３となるようにＸ線源、被写体台及びＸ線画像検出器を配置するので、エッジ効果が大きく、また、焦点径による幾何学的不鋭による画像のボケを小さく抑えることができ、鮮明な位相コントラスト画像を得ることができる。

請求項３記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記陽極と前記電界放出型電子源との間で電子を加速する高電圧を印加する高圧電源を備えることを特徴とする。

請求項３記載の発明によれば、高電圧を印加して、陽極と電界放出型電子源との間で加速された高エネルギーの電子を陽極に衝突させることにより、高エネルギーのＸ線を得ることができる。

請求項４記載の発明は、請求項１〜請求項３のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層の膜厚が、前記半導体層内における電子の平均自由工程の１／１０００〜５／４の範囲にあり、この半導体層の比誘電率が、前記絶縁体層の比誘電率の１．５〜１００倍の範囲であることを特徴とする。

請求項４記載の発明によれば、前述のように半導体層と絶縁体層の比誘電率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加することにより、一方の電極から注入された電子が半導体層で散乱を受けることなく、また絶縁体層では十分な電界により加速されて、電子を弾道化させることができる。

請求項５記載の発明は、請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層の熱伝導率が、０．０５〜１００Ｗ／ｃｍ・Ｋの範囲であることを特徴とする。

請求項５記載の発明によれば、前述のように半導体層の熱伝導率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加して電子を放出させた場合には、十分な熱放射が行われ、電界放出型電子源の温度が上昇するのを抑制することができる。

請求項６記載の発明は、請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記半導体層が、酸化亜鉛で構成されていることを特徴とする。

請求項６記載の発明によれば、半導体層に酸化亜鉛を使用すると、より低温で結晶化されるとともに、各種の支持基板上において、ｃ軸方向への配向性が高くさせ、電界放出型電子源の電子放出能力を向上させることができる。また、このような電子放出能力のよい電界放出型電子源をさらに安定して製造することができる。

請求項７記載の発明は、請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記絶縁体層の主成分が、絶縁性の酸化物、窒化物及び酸窒化物から選択される少なくとも１種であることを特徴とする。

請求項７記載の発明によれば、特に絶縁体層の主成分に前述の化合物を用いることで、絶縁体層の耐久性を向上させることができる。

請求項８記載の発明は、請求項７に記載のＸ線画像撮影システムにおいて、
前記絶縁体層の主成分が、酸化珪素、窒化珪素及び酸窒化珪素から選択される少なくとも１種であることを特徴とする。

請求項８記載の発明によれば、特に絶縁体層の主成分に前述の化合物を用いることで、絶縁体層を形成する際に、従来の半導体製造プロセスを利用することができ、電界放出型電子源を容易に製造することができる。

請求項１記載の発明によれば、半導体層を形成する際に、熱による消耗を防ぐことができ、耐久性を向上させた電界放出型電子源を得ることができ、Ｘ線源の耐久性を向上させることができる。
また、ドリフト層において、熱による膨張を抑えることができるので、交互に積層される半導体層と絶縁体層との界面に歪みを生じさせたり、当該界面が破壊されたりするのを防止することができ、Ｘ線源の電子放出効率の低下を防止し、放出されるＸ線の出力を向上させることができる。
また、電界放出型電子源を備えているので、熱電子放出型電子源のようにフィラメント用の電源を配設させる必要もなく、Ｘ線源の小型化を図ることができる。
したがって、Ｘ線画像撮影システム全体の耐久性の向上及び出力の向上を図るとともに、小型化が可能である。

請求項２に記載の発明によれば、容易に鮮明な位相コントラスト画像を得ることができる。

請求項３記載の発明によれば、人体撮影が可能な十分に高エネルギーのＸ線を得ることができる。

請求項４記載の発明によれば、Ｘ線源の電子放出効率を向上させることができる。

請求項５記載の発明によれば、熱による消耗を防いで、電界放出型電子源の耐久性を向上させることができるとともに、電界放出型電子源が発生する熱によりＸ線源を構成する他の部材への影響を防ぐことができ、Ｘ線源自体の耐久性を向上させることができる。

請求項６記載の発明によれば、Ｘ線源の電子放出効率を向上させることができる。

請求項７記載の発明によれば、Ｘ線源の耐久性を向上させることができる。

請求項８記載の発明によれば、Ｘ線源を容易に製造できる。

以下、本発明の実施の形態を、図１から図９を参照して説明する。ただし、本発明は図示例のものに限定されるものではない。

本発明に係るＸ線画像撮影システムの第一実施形態であるＸ線画像撮影システム１００について図１〜図８を参照して説明する。

Ｘ線画像撮影システム１００は、位相コントラストＸ線画像を検出するシステムである。位相コントラストＸ線画像とは、Ｘ線が物体を透過するときに、その被写体である物体の構成要素に応じて吸収もしくは散乱されてＸ線強度が減弱することでＸ線強度変化として得られる吸収コントラストＸ線画像に対し、その際に生じるＸ線の屈折や回折などの位相のずれを適用して得られる画像を指している。このような位相コントラストＸ線画像を利用したＸ線画像撮影システムは、例えば、医療施設における医用画像診断や工場における非破壊検査において利用可能である。ここでは、医療施設で行われるＸ線画像撮影として胸部や頭部等の一般撮影を行う場合について説明する。

図１に示すように、Ｘ線画像撮影システム１００には、位置決めを行うための距離刻印レール１が備えられており、この距離刻印レール１上の一端には、Ｘ線画像検出器２が備えられている。

Ｘ線画像検出器２は、Ｘ線画像の検出に用いられるものとして、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ものである。従来Ｘ線画像の検出には、Ｘ線フィルムあるいは、Ｘ線増感紙（スクリーン）とＸ線フィルム（フィルム）で構成するスクリーン・フィルムシステム（ＳＦシステム）が用いられてきた。これはアナログ画像撮影システムであり、技術成書の「改訂写真工学の基礎」日本写真学会編、７１８ページ（１９９８年）コロナ社出版に詳しく書かれている。昨今のＸ線画像の検出には、デジタルＸ線画像撮影システムが広く使用されている。かかるデジタルシステムとしては、特にコンピューテッド・ラジオグラフィ（ＣＲ）が１９８０年代以降広く使用されており、その有用性が認められている。当該ＣＲについては、例えば、本田らにより科学雑誌である日本写真学会誌第６４巻２号１０５〜１１８ページ（２００１年）に詳しく解説されている。その後、１９９０年代に入ると、フラット・パネル・Ｘ線ディテクタ（ＦＰＤ）が用いられている。ＦＰＤを使用した技術は、ＪｏｈｎＡ． Ｒｏｗｌａｎｄｓらにより科学技術成書「Ｈａｎｄｂｏｏｋｏｆ ＭｅｄｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇ」第１巻第４章２２３〜３２８ページ（２０００年）ＳＰＩＥＰｒｅｓｓ （アメリカ）に詳しく解説されている。本発明におけるＸ線画像検出器２には、ＳＦシステム及びＣＲやＦＰＤなどのデジタルＸ線画像撮影システムが適用される。

なお、ＳＦシステムで撮影されるときは、銀塩フィルムとＸ線スクリーンを装着したカセッテをＸ線画像検出器２として使用する。Ｘ線画像の撮影後に、カセッテから銀塩フィルムを取り出し、自動現像機などで現像処理が行なわれる。得られた処理済のフィルムには画像が描かれ、蛍光灯などを装備したライトボックス（シャウカステン）上で画像が観察される。画像の観察後は、そのまま所定の場所に一定期間は保管され、適宜必要に応じて取り出して観察される場合もある。また、フィルムデジタイザで画像情報をデジタル化して、画像処理して画像を別途表示することも可能で、またデジタル情報として画像情報が保存される。

また、デジタルＸ線画像撮影システムで撮影されるときは、ＣＲの場合は輝尽性蛍光体プレートをいれたカセッテをＸ線画像検出器２として使用する場合と、輝尽性蛍光体プレート読取装置一体型のＣＲ装置をＸ線画像検出器２として使用する場合がある。カセッテを使用するときは、撮影後にカセッテを画像読取装置にセットすることで、Ｘ線画像が読み取られる。一方、輝尽性蛍光体プレート読取装置一体型の場合は、Ｘ線源、そして被写体固定具は別途に設置される。
ＦＰＤを使用する場合は、Ｘ線源―被写体固定具―ＦＰＤと３要素が一体化させる場合と、それぞれ独立して設置して撮影する場合がある。このときＦＰＤは、ＦＰＤ自身を自動Ｘ線露出装置として使用することができる。

また、デジタルＸ線画像撮影システムでは、画像情報をデジタル化した電気信号に変換するために、ＳＦシステムに比べ、画像処理が容易に行うことが可能である。これは、ＳＦシステムでは、Ｘ線画像検出とＸ線画像表示が同一のハロゲン化銀フィルムで行うために、画像検出機能を設計する際に、Ｘ線画像表示の機能からの制限が生じてその能力を１００％発揮できないのに対し、デジタルＸ線画像撮影システムでは、Ｘ線画像検出器４と画像表示が機能的に切り離されているために、Ｘ線画像検出器４として十分に能力を引き出すことができることによる。例えば、ＣＲ及びＦＰＤともに、画像検出のダイナミックレンジがＳＦシステムよりも広く４桁程度である。

一方、距離刻印レール１上の他端には、駆動モータ３が備えられている。該駆動モータ３には、Ｘ線源４が接続されており、Ｘ線源４は、該駆動モータ３の駆動により距離刻印レール１上を移動可能となっている。

Ｘ線源４は、図２に示すように、絶縁物あるいは一部に金属部分を有する絶縁物で構成されるとともに、内部を真空度が高い状態に維持可能な真空外囲器４１を備えている。真空外囲器４１の形状は、内部に配されるものの形状に応じて適宜自由に形成されればよい。

真空外囲器４１の内部下端には、回転機構４２が配設されている。回転機構４２の一端には、回転機構４２により回転駆動される回転シャフト４３が連結されており、この回転シャフト４３には、Ｘ線を放出する陽極としての円盤状回転陽極４４が支持されている。

円盤状回転陽極４４の表面には、環状のターゲット層４５がその中心と同心円状に形成されており、該ターゲット層４５には、中心から外周端にかけて厚みが薄くなるように傾斜面が形成されている。ターゲット層４５は、主成分として、例えば、モリブデン、ロジウム、タングステン、銀、銅等の金属元素の中から適宜選択されたものを含んで形成されており、特にモリブデン、ロジウム、タングステンを含んで形成されるのが好ましく、一般撮影という観点からタングステンがより好ましい。また、ターゲット層４５には、必要に応じてこれら金属元素の他に、他の金属元素を含有して形成されていてもよい。ターゲット層４５は、これらの金属元素が混在してなる層として形成されているが、各金属元素からなる層が積層してなる層として形成されていてもよい。いずれにせよ、かかるターゲット層４５の傾斜面に電子が入射されると、ターゲット層４５はその衝突面からＸ線を放出するようになっている。

また、真空外囲器４１の内部上端には、陰極支持体４６が配設されている。
陰極支持体４６の一端であって、ターゲット層４５と対向する位置には、電子を発生する電界放出型電子源４７が配設されており、電界放出型電子源４７から放出された電子は、所定の角度でターゲット層４５に入射するようになっている。

一方、真空外囲器４１の円盤状回転陽極４４に形成されたターゲット層４５の傾斜面と対向する位置には、Ｘ線出力窓４８が設けられており、ターゲット層４５から放出されたＸ線４９を外部に取り出すことができるようになっている。

ここで、Ｘ線出力窓４８の大きさ、すなわち焦点サイズＤは１〜３００μｍが好ましい。一般に、Ｘ線出力窓８の形状は正方形であり、その一辺の長さが焦点サイズＤとなる。Ｘ線出力窓８の形状が円である場合はその直径、長方形である場合はその短辺をさす。この焦点サイズＤの測定方法はピンホールカメラによる方法とマイクロテストチャートを用いる方法などがＪＩＳ Ｚ ４７０４に記載されている。通常、焦点サイズはＸ線メーカーの測定に基づく値が製品仕様で示されているが、この焦点サイズは「名目焦点サイズ」であり、この発明でいう焦点サイズＤとは異なるものである。この名目焦点サイズの大きさは±５０％程度の許容幅である。従って、ＪＩＳ Ｚ ４７０４記載の方法で測定した実効の焦点サイズＤを規定する。

また、真空外囲器４１の外部には、円盤状回転陽極４４と電界放出型電子源４７との間で電子を加速する高圧電源を印加する高圧電源５０が設けられており、高圧電源の両端には、円盤状回転陽極４４及び電界放出型電子源４７がそれぞれ電気的に接続されている。

次に、電界放出型電子源４７について説明を行う。
図３に示すように、電界放出型電子源４７は支持基板４７１を備えている。支持基板４７１の上には、下面電極４７２が設けられるとともに、この下面電極４７２の上には半導体層４７３ａと絶縁体層４７３ｂとが交互に繰り返されて所定の層数になるように積層されたドリフト層４７３が形成されており、このドリフト層４７３の上には表面電極４７４が設けられている。そして、これら各部材は電界放出型電子源４７を構成するようになっており、電界放出型電子源４７から電子を放出させるにあたっては、前述の一対の電極の間、すなわち、下面電極４７２と表面電極４７４との間に、表面電極４７４が正となるように電圧Ｖｅを印加するようになっている。

ここで、支持基板４７１としては、例えば、ソーダライムガラス、無アルカリガラス、石英、シリコンウェハ等の従来から電子デバイスに使用されている硬質の材料で構成されたものを用いることができ、またフレキシブルなプラスチックで構成されたものを用いることも可能である。また、前述のプラスチック材料としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、トリアセチルセルロース（ＴＡＣ）、セルロースアセテートプロピオネート（ＣＡＰ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリイミド（ＰＩ）等を用いることができ、またこれらのプラスチック材料で構成された基板の特性を高めるために、その表面に公知の表面コートや表面処理を行ったものを用いることが好ましい。

また、下面電極４７２の材料としては、例えば、Ａｌ、Ｃｒ、Ｔａ、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、Ｐｔ等の低抵抗の金属を用いることが好ましく、また前述の支持基板４７１にシリコンウェハを用いる場合には、シリコンに高濃度のドーピング処理を行って低抵抗化したものを用いることもできる。さらに前述の支持基板４７１に光学的に透明な基材を用い、支持基板４７１側においても光学的な特性を持つようにする場合には、前述の下面電極４７２の材料として錫ドープ酸化インジウム（ＩＴＯ）やＳｎＯ_２等の透明電極材料や、ポリスチレンスルホン酸ポリエチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）のような導電性高分子材料を用いることができる。なお、この下面電極４７２の厚みについては特に制限はなく、透明性を要求しない場合には、電極抵抗や膜強度や加工性を考慮して適宜設定することができ、また透明性が必要とされる場合には、前述の他に光透過率を考慮して適宜設定することができる。

また、下面電極４７２を支持基板４７１の上に形成するにあたっては、真空蒸着法やスパッタリング法等の物理的気層成長法の他に、スピンコート法やロールコート法等の塗布法を用いることができる。

一方、表面電極４７４の材料としては、例えば、Ａｕ、Ｐｔ、Ｗ、Ｒｕ、Ｉｒ等の金属が有効であるが、Ａｌ、Ｔｉ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ａｇ、Ｍｏ、Ｚｒ、Ｔａ、Ｚｎ、Ｉｎ、Ｓｎ等を用いることも可能であり、またこれらの合金であってもよい。さらに、導電性を示すものであれば、前述の金属材料の酸化物、例えば、ＳｎＯ_２、Ｉｎ_２Ｏ_３、ＺｎＯ等の透明性の高い導電性材料や、これらの複合酸化物や、ポリスチレンスルホン酸ポリエチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ）のような導電性高分子材料を用いることもできる。そして、前述の下面電極４７２及び表面電極４７４に光学的に透明な材料を用いると、光透過率の高い電界放出型電子源が得られるようになる。

また、表面電極４７４から電子を効率よく放出させるためには、この表面電極４７４の材料に仕事関数が小さいものを用いることが好ましく、またその厚みは薄いほどよく、安定性の面からＡｕ、Ｐｔ、Ａｇ、Ｃｕ若しくはこれら金属の合金を用いることが望ましく、またこの表面電極４７４の厚みを１〜５０ｎｍの範囲にすることが好ましい。

そして、この表面電極４７４を前述のドリフト層４７３の上に形成するにあたっては、従来から用いられている薄膜形成方法を用いることができるが、ドリフト層４７３にダメージを与えないようにして形成することが好ましく、ダメージの少ないスパッタリング法である対向ターゲット式のスパッタ法や、スプレーコーティング法、プラズマＣＶＤ法を用いることができる。

また、ドリフト層４７３における半導体層４７３ａの材料としては、酸化物半導体である酸化亜鉛ＺｎＯ、酸化チタンＴｉＯ_２、酸化インジウムＩｎ_２Ｏ_３、酸化錫ＳｎＯ_３、酸化カドミウムＣｄＯ、酸化タングステンＷ_２Ｏ_５、酸化ニオブＮｂ_２Ｏ_５、酸化ニッケルＮｉＯ、チタン酸ストロンチウムＳｒＴｉＯ_３等を用いることができ、特に室温付近で容易にｃ軸配向結晶が得られると共に、大気圧下でのプラズマ処理によって欠陥の少ない良質な薄膜が形成される酸化亜鉛ＺｎＯを用いることが好ましい。

また、この半導体層４７３ａの厚みについては、その厚みが厚くなりすぎると、半導体層４７３ａに注入された電子が半導体層４７３ａ内において衝突して散乱し、電子放出効率が低下する一方、その厚みが薄くなりすぎると、欠陥がないようにして均一な膜厚の半導体層４７３ａを形成することが困難になるため、前述のように半導体層４７３ａの厚みを、半導体層４７３ａ内における電子の平均自由工程の１／１０００〜５／４の範囲にすることが好ましい。

また、ドリフト層４７３における絶縁体層４７３ｂの材料としては、種々の絶縁物を用いることができ、特に比誘電率の低い無機の酸化物や窒化物や酸窒化物を用いることが好ましい。ここで、前述の酸化物としては、例えば、酸化珪素、酸化アルミニウム、酸化タンタル、酸化バナジウム等を用いることができる。特に、低誘電率であり、一般に広く用いられている半導体製造技術で製造できる酸化珪素、フッ素化酸化シリコン、カーボン含有酸化シリコンＳｉＯＣを用いることが好ましく、また同様の理由で、窒化物として窒化珪素を、酸窒化物としては酸窒化シリコンを用いることが好ましい。

また、絶縁体層４７３ｂの厚みについては、半導体層４７３ａを通過した電子がトンネリングできる程度に薄く設定するようにし、一般的に０．５〜１０ｎｍの範囲内になるようにする。

また、大気圧下におけるプラズマ処理により、半導体層４７３ａと絶縁体層４７３ｂとを交互に繰り返して積層させてドリフト層４７３を形成するにあたっては、大気圧若しくは大気圧近傍の圧力下において放電を開始し、プラズマ中に導入された反応性ガスを励起（解離、再結合若しくはイオン化）させた後、これを基板上において化学反応させて成膜させるようにする。なお、大気圧若しくはその近傍の圧力とは２０〜１１０ｋＰａ程度であり、好ましくは９３〜１０４ｋＰａ程度である。

距離刻印レール１上であって、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との間には、患者を載置する被写体台５が備えられている。これより、Ｘ線源４から放射されたＸ線は被写体台５に固定された患者を透過した後、Ｘ線画像検出器２にて検出されるようになっている。ここで、Ｘ線源４と被写体台５との間の距離をＲ１とし、被写体台５とＸ線画像検出器２との間の距離をＲ２する。
なお、出力画像での被写体の大きさを簡単に知る方法として、Ｘ線画像撮影システム１００では、被写体台５に鉛のスケールを入れる構成としてもよい。

また、図示されるように、これは立位で撮影を行う場合であるが、寝た状態、すなわち臥位で撮影を行う場合は、Ｘ線源４と固定具そしてＸ線画像検出器２は垂直方向に設置され、Ｘ線源４が上または下に配置される。このとき、頭部画像撮影などはＸ線斜入撮影も行なわれる。この３要素、すなわちＸ線源４、被写体台そしてＸ線画像検出器２が一つの装置に組み込まれて固定することもでき、また別々に設置されて、別個に適宜配置することも可能である。別個に設置されるとき、Ｘ線画像検出器２は５０ｃｍ以上の辺長のものを使用することができ、このような大型の場合、振動などを防ぐために、Ｘ線画像検出器２を支える支柱の本数は複数であることが好ましい。位相コントラスト撮影では被写体台５に固定される被写体とＸ線画像検出器２との間の距離Ｒ２を０．１５ｍ以上とすることから、従来密着撮影で使用していたＸ線グリッドを使用する必要はない。

また、位相コントラスト撮影では被写体である患者とＸ線画像検出器２との間に距離Ｒ２を置くので、そのＸ線が通過する経路に不必要なものが侵入しないように治具を設けることが好ましい。また、Ｘ線源４、被写体台５、そしてＸ線画像検出器２とのそれぞれの距離を自動的に測定することは好ましい。その距離データにもとづき、拡大率を算出し、さらにＸ線撮影条件の決定に使用することは好ましい。Ｘ線画像検出器２や被写体台５に、Ｘ線強度を測定する端末を設置し、その値にもとづいて撮影条件を決定することができる。また、位相コントラスト撮影と従来の密着撮影を区別するために、位相コントラスト撮影をおこなう距離関係であるとき、撮影条件を密着撮影に設定するとＸ線が照射されないなどの装置をＸ線発生装置に装備することは好ましい。

また、Ｘ線画像撮影システム１００には、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離Ｒ１を検出する赤外光位置検出器６と、操作装置７とが備えられている。ここでは、Ｘ線源４の近傍に赤外光位置検出器６が取り付けられており、操作装置７は、赤外光位置検出器６により検出された距離Ｒ１に基づいて駆動モータ３を駆動し、Ｘ線源４に距離刻印レール１上を移動させるようになっている。なお、操作装置７には、画像表示モニタ７ａ、キーボード７ｂ、コントロール装置７ｃ及びＸ線源コントロール装置７ｄが備えられており、Ｘ線画像がイメージャ８に出力されるように構成されている。

例えば、図４に示すように、Ｘ線画像撮影システム１００において、Ｘ線画像検出器２で得られたＸ線画像情報には、画像処理が施され、必要によってはＣＡＤ処理され、そして画像プリント出力、画像表示、画像信号保存等のソフトコピーあるいはハードコピーに出力されて画像診断に供せられる。なお、画像情報は病院施設内の局所的ネットワークや他の医療施設や研究施設とネットワーク回線、あるいはインターネット回線を通じて送付することができ、送付された遠隔地で画像診断することが可能である。このような画像情報をデジタル情報として送るときはＤＩＣＯＭ規格などのプロトコルに準拠することが好ましい。

ここで、Ｘ線画像撮影システム１００による位相コントラストＸ線画像処理について説明する。

デジタルＸ線画像撮影システムを位相コントラスト画像撮影に使用するとき、得られた画像信号を処理して見やすい画像を形成することは、この発明において重要である。

位相コントラスト画像撮影は１．２倍乃至３倍拡大で撮影することが効果が大きく好ましい条件であることから、従来の密着画像サイズに戻すことで、過去画像と違和感なく診断することができる。また、画像を縮小するとき、イメージャなどの出力器の最小画素サイズあるいは標準画素サイズにあわすことは好ましい。あるいは最小画素サイズの整数倍の画素サイズに縮小することは好ましい。この出力画素サイズの整数倍画素サイズに縮小するときに、従来の密着画像サイズに等しいあるいは近いサイズの拡大率で位相コントラスト撮影を行うことは好ましい。

得られた画像信号を用いて出力画像を形成するとき、画像信号に対して直線的な画像濃度で出力画像を形成することは基本的なことである。従来のＳＦシステムにならってＳ字曲線に変換して画像出力画像を描出することができる。また、信号値が大きい部分や小さい部分を、とくに選んで緩やかなコントラストで画像出力画像を形成することも可能である。また一定以下の画像信号領域以上について、画像出力器あるいは画像出力フィルムの最大画像濃度で出力することは好ましい。従来のＳＦシステム画像では濃度１付近で最大画像濃度コントラストで描写する。デジタル画像コントラストは１〜３が好ましいが、とくに乳房画像の場合、２．５以上で５迄の範囲で描写することは好ましい。また、画像領域範囲での画像信号を出力画像の最低濃度と最高濃度領域に７０％以上で１００％以内に入るように出力することは好ましい。

位相コントラスト画像では、被写体の辺縁が強調される。さらにいわゆるボケマスク処理により、さらに辺縁部を強調処理することは好ましい。この辺縁部の画像強調を行うとき、画像信号強度変化が大きいものほど強調を強め、変化の少ないものほど強調を少なくすることで、画像ノイズの上昇を抑えることができる。また、得られた画像信号を空間周波数に分解し、診断部位ごとに適した画像にするために、その空間周波数によって強調処理を行うことは好ましい。

位相コントラストはＸ線撮影時のＸ線管電圧で異なる。すなわち、高電圧であると、位相コントラストが小さく、低電圧であると位相コントラストが大きくなる。従って、Ｘ線管電圧の異なる２撮影画像信号を加算あるいは引き算することで、位相コントラスト成分をコントロールすることは好ましい。

得られた位相コントラスト画像を過去の撮影画像と重ねて病状変化を強調する、いわゆる経時差分処理や、予め病変情報をコンピュータに入力しておき、得られた画像情報と比較して病変の可能性を画像上に表示する、いわゆるＣＡＤ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＡｓｓｉｓｔｅｄ Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ）を使用することは好ましい。

次に、位相コントラストＸ線画像出力について説明する。

デジタルＸ線画像撮影システムではＳＦシステムと異なり、Ｘ線画像撮影とＸ線画像撮影が分離しており、容易に様々な方式で画像を表示することが可能である。すなわち、従来のようなＳＦシステムに類似した画像として表示する透明画像のハードコピー、参照用などに主に用いられる反射型ハードコピー、また陰極管（ＣＲＴ）や液晶などのようないわゆるソフトコピーなどに出力される。これらの画像の表示の濃度深さは８ビット以上さらに１０ビット以上がこのましい。また画像の最高濃度は２．５以上５以下が好ましい。とくに乳房画像を表示するときは、画像濃度を３以上、さらに３．８以上であることが好ましい。

デジタル画像情報をソフトコピーもしくはハードコピーで表示するとき、患者データや既往症など診断に必要は医学情報、距離Ｒ１や距離Ｒ２さらに拡大率、使用するＸ線画像検出器の種類や名前などの撮影条件、そして投薬や住所、名前などの医用事務に必要な情報とともに出力することは好ましい。また、位相コントラスト画像のみでなく、過去のＸ線画像や密着撮影画像、またＸ線ＣＴ画像、ＭＲＩ画像、内視鏡画像、眼底写真画像など、あらゆる医用画像と並べて出力することは好ましい。とくにソフトコピーで表示されるときは、複数の画面を使用して、診断に必要なあらゆる画像情報等を表示することは好ましい。診断が終了した後は、それをハードコピーとして出力して保存したり、また必要な部署にハードコピーを提供することができる。また、電気信号として光磁気記録材料などに画像信号を保管し、適宜必要なときに読み出してい画像を再生することができる。

次に、Ｘ線画像撮影システム１００を使用する際のＸ線撮影条件について説明する。

本発明は位相コントラストを利用してＸ線画像を向上させるものである。具体的には、焦点サイズＤが１〜３００μｍのＸ線源４を用いて、Ｘ線源４から被写体台５までの距離Ｒ１が０．２５〜３ｍ、被写体台５からＸ線画像検出器２までの距離Ｒ２が０．２５〜３ｍ、であるＸ線撮影条件及びそれを実現するＸ線画像撮影システムである。

この発明による位相コントラスト画像を撮影する条件、あるいはエッジコントラストが得られやすい条件を以下に記載する。
Ｘ線源４の焦点サイズＤは１〜３００μｍであり、焦点サイズＤは小さいほど位相コントラストが得られやすい。焦点サイズＤは、小さすぎると得られるエッジ幅が狭くなり、特にデジタル検出器においては検出しづらくなるため、１０〜２５０μｍ、さらに５０〜２００μｍが好ましい。被写体Ｈの厚さや撮影部位に応じて、位相コントラストの発現を考慮して円盤状回転陽極４４と電界放出型電子源４７との間に印加される電圧が設定される。モリブデンを主成分とするターゲット層７１を用いると、特性Ｘ線が強く、制動放射成分が少ないほど位相コントラストが得やすい。また、距離Ｒ１，Ｒ２それぞれがともに大きいほど位相コントラストが得やすく、拡大率は（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１で表せられる。ここで、距離Ｒ１、Ｒ２はともに０．２５〜１．５ｍが好ましく、距離（Ｒ１＋Ｒ２）は、０．５〜３ｍが好ましい。この拡大率と被写体Ｈの厚さや部位により、撮影条件が設定される。なお、ここで開示する位相コントラストが得やすい条件は全て、幾何光学によるＸ線の屈折理論によって説明可能である。

次に、Ｘ線画像撮影システム１００によるＸ線画像の撮影方法について説明する。

まず、被写体Ｈが被写体台５に固定されると、赤外光位置検出器９によりＸ線源４と被写体台５の距離Ｒ１が検出されて表示される。また、距離刻印レール１２により被写体台５とＸ線画像検出器２との距離Ｒ２が確認される。ユーザは距離Ｒ１，Ｒ２を確認しながら所定の範囲内になるように、被写体台５及びＸ線源４の位置を調整させる。それぞれを配置させた後、Ｘ線源４を動作状態に入らせる。

Ｘ線源４が動作状態に入ると、まず回転機構４２を駆動させ、回転シャフト４３を介して円盤状回転陽極４４を回転させるとともに、下面電極４７２と表面電極４７４との間に電圧Ｖｅを印加して下面電極４７２からドリフト層４７３に電子を注入させ、半導体層１３ａと絶縁体層４７３ｂとに作用する強電界により該電子をドリフトさせた後、表面電極１４を通して該電子を放出させる。

このとき、該電子をドリフトさせるドリフト層４７３は、支持基板４７１上に結晶性の金属酸化物で形成された半導体層４７３ａを備えており、従来のシリコンで半導体層４７３ａを形成させる場合に比べ、結晶化を行う温度を低くすることができ、電子放出能力を高めている。

また、半導体層４７３ａを形成させる際に、支持基板４７１の温度差を少なくさせており、半導体層４７３ａと絶縁体層４７３ｂとの界面に歪みを生じさせたり、界面が破壊されたドリフト層４７３となるのを防止して、ドリフト層４７３の異常による電子放出効率が低下するのを防止している。

また、半導体層４７３ａに用いる前述の金属酸化物は、結晶格子内にイオン性結合を有するため、共有結合のシリコンに比べてフレキシブルであり、曲面化させる場合等に有利にさせる。

一方、表面電極１４から放出された電子は、高圧電源５０によりさらに加速された状態で移動することができ、電子放出効率をさらに向上させることができる。また、高エネルギーのＸ線が得られる。

また、前述のように半導体層４７３ａと絶縁体層４７３ｂの比誘電率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加することにより、一方の電極から注入された電子が半導体層４７３ａで散乱を受けることなく、また絶縁体層４７３ｂでは十分な電界により加速されて弾道化されており、電子放出効率を向上させている。

また、前述のように半導体層４７３ａの熱伝導率を設定した状態で、一対の電極に電圧を印加して電子を放出させた場合には、十分な熱放射を行わせることができる。その結果、電界放出型電子源４７の温度が上昇するのを抑制して、電界放出型電子源４７の耐久性を向上させるとともに、電界放出型電子源４７が発生する熱によりＸ線源４を構成する他の部材への影響を防いで、Ｘ線源４自体の耐久性を向上させることができる。

また、半導体層４７３ａに酸化亜鉛を使用すると、より低温で結晶化されるとともに、各種の支持基板４７１上において、ｃ軸方向への配向性を向上させ、電子放出効率を向上させる。なお、これより電子放出能力のよい電界放出型電子源４７及びＸ線源４をさらに安定して製造することができる。

また、絶縁体層４７３ｂの主成分が、絶縁性の酸化物、窒化物及び酸窒化物から選択される少なくとも１種であるので、絶縁体層４７３ｂの耐久性を向上させており、これを用いた電界放出型電子源４７及びＸ線源４の耐久性を向上させている。特に、酸化珪素、窒化珪素、酸窒化珪素から選択される少なくとも１種を用いると、従来の半導体製造プロセスを利用した電界放出型電子源４７の容易な製造が可能となり、これを用いたＸ線源４も容易に製造可能である。

その後、かかるドリフト層４７３を通過して表面電極１４から放出された電子は、ターゲット層４５に衝突し、衝突面からＸ線４９が放出される。Ｘ線４９は、Ｘ線出力窓４８を通して外部に取り出され、人体等の被照射物を透過し、被照射物のＸ線像がＸ線画像検出器２に検出される。そして、Ｘ線画像検出器２で検出されたＸ線の強度に応じて得られた画像信号が操作装置１１を介した指示に基づいて画像処理を施してＸ線画像が得られ、イメージャ８に出力される。その結果、エッジ効果が大きく、また、焦点径による幾何学的不鋭による画像のボケが小さく抑えられた鮮明な位相コントラスト画像が得られる。

以上のように、Ｘ線画像撮影システム１００では、Ｘ線源４が前述のような電子放出能力及び耐久性が高い電界放出型電子源４７を備えているので、小焦点径で、かつ、高出力で耐久性に優れたＸ線源を備えたＸ線画像撮影システムとすることができる。その結果、Ｘ線画像撮影システム１００では、医療現場などにおいて短時間の撮影が可能となり、被照射物が動くことで生じる画像のボケの発生を防いで、診断性能を向上させることができる。また、画像のボケによる再撮影をなくすことができるので、患者に不要な被曝を高じさせるのを確実に防ぐことができる。

また、Ｘ線源４は、電界放出型電子源４７を備えているので、熱電子放出型電子源のようにフィラメント用の電源を配設させる必要もなく、熱電子放出型電子源をＸ線源に用いた場合に比べ、装置全体が大型化するのを防止することができ、システム全体の小型化を図ることができる。

なお、本発明は上記実施形態に限らず適宜変更可能であるのは勿論である。

本実施形態では、電界放出型電子源４７から放出された電子を電界で加速して円盤状回転陽極４４に入射させることで、高エネルギーの電子を発生させ、最終的に高エネルギーＸ線として検出させたが、更に高エネルギーのＸ線として検出するために、必要に応じて電界放出型電子源４７にコレクタ電極を設ける構成としてもよい。コレクタ電極は、電子が高エネルギー（数十〜百数十ｋｅＶ）に加速される場合に配設されることが好ましいものであり、コレクタ電極を配設させる場合には、図５に示すように表面電極４７４から所定の間隙を有するように配置させるとともに、表面電極４７４よりも高電位となるようにコレクタ電極に対して電圧Ｖｃを印加させればよく、印加される電圧Ｖｃとしては、３０〜２００Ｖであることが好ましい。

また、この他、ドリフト層４７３を例えば１００〜１００００層にするなど、ドリフト層の層数を増やす構成としてもよいし、ドリフト層４７３の下面電極４７２と表面電極４７４との間の電圧（電圧Ｖｅ）を１００〜２００Ｖにするなど、電圧Ｖｅを高くする構成としてもよい。また、ドリフト層４７３の表面電極４７４の露出面に逆スパッタ防止用の表面保護膜を設けてもよい。

また、本実施形態では、陽極として円盤状回転陽極４４を用いたが、円盤状回転陽極４４の代わりに、図６に示すような固定陽極９を用いる構成としてもよい。この場合においても、固定陽極９が電界放出型電子源４７と所定の角度で対向するように、電界放出型電子源４７の電子放出面に対向する固定陽極９の表面を一定の角度で傾斜して形成されたターゲット層１０を形成させればよい。
このように固定陽極９を形成させることで、電界放出型電子源４７から放出された電子はターゲット層１０に衝突して、衝突面からＸ線４９が放出された後、該Ｘ線４９が、Ｘ線出力窓４８を通して外部に取り出され、被照射物を透過することで、検出器にて被照射物のＸ線像を検出することが可能となる。その際、電界放出型電子源４７から放出された電子は常にターゲット層１０の同じ位置に入射されるため、円盤状回転陽極４４と比べて固定陽極９を小型化させることができ、該陽極を備えるＸ線源自体を小型化させることができる。その結果、固定陽極９を備えたＸ線源を治療用として体内に挿入するような使用が可能になり、また作業ラインの一工程としてラインに組み込むことができ、該Ｘ線源を非破壊検査に使用させる際等、作業ラインの効率を向上させることもできる。

また、本発明は、Ｘ線源４又はＸ線画像検出器２がその位置を変化させるいわゆるＣアームを用いるＸ線画像撮影システムやトモシンセシス・システムにも適応可能である。Ｃアームを用いるＸ線画像撮影システムやトモシンセシス・システムは、乳房撮影でも利用される。

図７に示すように、Ｃアームを用いるＸ線画像撮影システム２００には、被写体台５と、被写体台５を中心位置としながら回動自在なＣアーム１１と、Ｃアーム１１の一端に取付けられたＸ線源４と、Ｃアーム１１の他端に取付けられたＸ線画像検出器２と、が備えられている。Ｃアーム１１は被写体台５を中心位置としながら回転自在であるので、Ｘ線源４と被写体台５との距離Ｒ１及び被写体台５とＸ線画像検出器２との距離Ｒ２は一定のまま、Ｘ線の被写体Ｈへの照射角度を自由に調節できるようになっている。

図８に示すように、トモシンセシス・システムを用いるＸ線画像撮影システム３００には、Ｘ線源４と、Ｘ線照射方向に配設された被写体台５及びＸ線画像検出器２とが備えられている。Ｘ線源４は所定の方向（図中矢印方向）に移動自在であり、Ｘ線源４を移動させて様々な方向から被写体Ｈに対してＸ線を照射するので、Ｘ線画像検出器２により複数のＸ線画像情報が検出されるようになっている。そして、得られた複数のＸ線画像情報から被写体内部の三次元画像を撮影するようになっている。

このようなＣアームを用いるＸ線画像撮影システム２００やトモシンセシス・システムを用いるＸ線画像撮影システム３００において、良好な断層画像又は三次元画像のＸ線位相コントラスト画像を得るには、Ｘ線源４の焦点サイズＤが１〜３００μｍ、Ｘ線源４から被写体台５までの距離Ｒ１が０．２５〜３ｍ、被写体台５からＸ線画像検出器２までの距離Ｒ２が０．２５〜３ｍであるのが好ましい。

さらに、距離Ｒ１は長い方が位相コントラスト効果が大きくなり画像が鮮明になるため好ましいが、長すぎるとＸ線画像撮影システム自体が大型化してしまうため、０．５ｍ≦Ｒ１≦１ｍとなるのが好ましい。距離Ｒ２は長い方が被写体を透過することにより屈折したＸ線の位相コントラスト効果を大きくすることができ好ましいが、距離Ｒ１と同様に長すぎると装置が大型化してしまうため、０．５ｍ≦Ｒ２≦１ｍとなるのが好ましい。焦点サイズＤは大きいほどＸ線出力が大きくなる（単位時間あたりの照射Ｘ線量が多くなる）が、大きすぎると幾何学的不鋭により画像がボケてしまうため、５０μｍ≦Ｄ≦２００μｍ、さらには７０μｍ≦Ｄ≦１２０μｍが好ましい。

［第二の実施形態］

次に、本発明に係るＸ線画像撮影システムの第２実施形態であるＸ線画像撮影システム４００について、図９を参照して説明する。本実施形態のＸ線画像撮影システム４００は、乳房画像撮影を行うものである。Ｘ線画像撮影システム４００には、Ｘ線源４、被写体台５及びＸ線画像検出器２が上下方向に沿って配置されており、患者の撮影部位としての被写体Ｈに向けて上方からＸ線を照射してＸ線画像を撮影するようになっている点が第一の実施形態と異なっている。

図９に示すように、Ｘ線画像撮影システム４００には、下方に向けてＸ線を照射するＸ線源４と、上方から入射するＸ線に基づいてＸ線画像を検出するＸ線画像検出器２と、が上下方向に沿って配置されている。ここで、本実施形態のＸ線源４及びＸ線画像検出器２は、第一の実施形態と同様のものである。Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との間には、被写体Ｈを位置決めする被写体台５が備えられている。被写体台５の上方には、被写体Ｈを上部から圧迫して固定するための圧迫板１２が昇降自在に配設されている。

本実施形態におけるＸ線源４においては、陽極７のターゲット層７１の主成分としてモリブデン、ロジウム、タングステンが好ましく、乳房画像撮影という観点からモリブデンまたはロジウムがより好ましい。

ここで、Ｘ線源４と被写体台５との距離をＲ１、被写体台５とＸ線画像検出器２との距離をＲ２、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離をＲ３とする。被写体Ｈを透過するときに生じるＸ線の位相のずれによって、被写体Ｈの境界部分のコントラストが高いＸ線位相コントラスト画像を得るためには、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離Ｒ３が０．７５ｍ以上であり、被写体台５とＸ線画像検出器２との距離Ｒ２が０．２５ｍ以上であることが好ましい。

なお、距離Ｒ２が大きい方が位相コントラストによるエッジ効果が大きくなるが、距離Ｒ２が距離Ｒ１に対してあまりに大きいと半影のボケの影響で鮮鋭性が低下する。したがって、距離Ｒ２及び距離Ｒ１がともに大きいことが画質向上の面から望まれる。一方、これらの距離を大きくしすぎると、Ｘ線画像撮影システム４００全体が大きくなるため、撮影室の大きさやＸ線画像撮影システム４００の取扱いの便宜上問題となる。

以上の観点から、乳房画像撮影においてＸ線位相コントラスト画像を得る上では、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離Ｒ３が０．８５ｍ以上とすることが好ましい。一方、装置の取扱いの便宜上からは、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離Ｒ３が２ｍ以下とすることが好ましい。このとき、被写体台５は、Ｘ線源４との距離Ｒ１が０．５〜１ｍとなり、Ｘ線画像検出器２との距離Ｒ２が０．２５〜１ｍとなるように設けることが、良好な画質を得る上で好ましい。なお、Ｘ線源４とＸ線画像検出器２との距離Ｒ３を０．９〜１．６５ｍとなるようにし、Ｘ線源４と被写体台５との距離Ｒ１が０．６〜０．７５ｍであり、被写体台５とＸ線画像検出器２との距離Ｒ２が０．３〜０．９ｍであることがより好ましい。

また、位相コントラストを半影のボケをしのいで実現して高鮮鋭な画像を得るために距離Ｒ１、距離Ｒ２又は放射線物理特性などから、Ｘ線源４の焦点サイズＤの上限が決まってしまう。他方で、一定以上の放射線量を得るためには、ある程度の焦点サイズＤが必要であることからその下限値が決まる。このため、通常の医療施設でＸ線位相コントラスト画像撮影を行うためには、焦点サイズＤは１〜３００μｍであることが必要であり、好ましくは１０〜２５０μｍ、さらに好ましくは５０〜２００μｍである。

次に、本実施形態における乳房撮影の方法について説明する。
まず、被写体台５に被写体Ｈが載せられると、圧迫板１２が下がって被写体Ｈを圧迫する。その後、Ｘ線が照射されて第一の実施形態と同様にＸ線画像が撮影される。本実施形態においては、Ｘ線源４、被写体台５及びＸ線画像検出器２が上下方向に沿って配置されているので、Ｘ線源４から下方に向けて照射されたＸ線は、被写体Ｈを透過してＸ線画像検出器２に到達し、その強度に応じた画像が検出されるようになっている。

以上のように、本実施形態のＸ線画像撮影システム４００によれば、第一の実施形態と同様に、小焦点径で、かつ、高出力で耐久性に優れたＸ線源４を得ることができる。また、電界放出型電子源を陰極としてＸ線源４に用いることにより、Ｘ線源４の小型化及び耐久性の向上が可能であり、Ｘ線画像撮影システム４００の小型化を図ることができる。

第１実施形態におけるＸ線画像撮影システムの構成図である。 図１のＸ線源の断面図である。 図２の電界放出型電子源の断面図である。 本発明に係るデジタルＸ線画像情報の出力を示すブロック図である。 コレクタ電極を備えた電界放出型電子源の断面図である。 固定陽極を用いるＸ線源の構成図である。 Ｃアームを用いるＸ線画像撮影システムの構成図である。 トモシンセシス・システムにおいて用いられるＸ線画像撮影システムの構成図である。 第２実施形態におけるＸ線画像撮影システムの構成図である。

符号の説明

１ 距離刻印レール
２ Ｘ線画像検出器
３ 駆動モータ
４ Ｘ線源
４１ 真空外囲器
４２ 回転機構
４３ 回転シャフト
４４ 円盤状回転陽極
４５、１０ ターゲット層
４６ 陰極支持体
４７ 電界放出型電子源
４７１ 支持基板
４７２ 下面電極
４７３ ドリフト層
４７３ａ 半導体層
４７３ｂ 絶縁体層
４７４ 表面電極
４７５ コレクタ電極
４８ Ｘ線出力窓
４９ Ｘ線
５０ 高圧電源
５ 被写体台
６ 赤外光位置検出器
７ 操作装置
７ａ 画像表示モニタ
７ｂ キーボード
７ｃ コントロール装置
７ｄ Ｘ線源コントロール装置
８ イメージャ
９ 固定陽極
１１ Ｃアーム
１２ 圧迫板
Ｈ 被写体
Ｖｃ，Ｖｅ 電圧
１００，２００，３００，４００ Ｘ線画像撮影システム

Claims (8)

1. 真空外囲器内に配置され、電界をかけることで電子を発生する電界放出型電子源と、前記電子の入射によりＸ線を放出する陽極とを備えたＸ線源と、
   前記Ｘ線が入射する位置に配置され、入射したＸ線の強度に応じてＸ線画像の画像信号を検出するＸ線画像検出器と、
   を備えて、Ｘ線位相コントラスト画像を撮影するＸ線画像撮影システムにおいて、
   前記電界放出型電子源は、支持基板の上に一対の電極間に半導体層と絶縁体層とが交互に積層されてなるドリフト層を備えるとともに、前記半導体層は金属酸化物からなり、
   前記Ｘ線源は、前記電界放出型電子源の電子出射方向に配置された前記陽極表面からＸ線を出射することを特徴とするＸ線画像撮影システム。
2. 前記Ｘ線源と前記Ｘ線画像検出器との間には、被写体の位置決めを行う被写体台が配置されており、前記Ｘ線源から前記被写体台までの距離Ｒ１が０．２５〜３ｍであり、前記被写体台から前記Ｘ線画像検出器までの距離Ｒ２が０．２５〜３ｍであり、前記Ｘ線源の焦点サイズが１〜３００μｍであることを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像撮影システム。
3. 前記Ｘ線源は、前記陽極と前記電界放出型電子源との間で電子を加速する高電圧を印加する高圧電源を備えることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＸ線画像撮影システム。
4. 前記半導体層の膜厚が、前記半導体層内における電子の平均自由工程の１／１０００〜５／４の範囲にあり、この半導体層の比誘電率が、前記絶縁体層の比誘電率の１．５〜１００倍の範囲であることを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システム。
5. 前記半導体層の熱伝導率が、０．０５〜１００Ｗ／ｃｍ・Ｋの範囲であることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システム。
6. 前記半導体層が、酸化亜鉛で構成されていることを特徴とする請求項１〜請求項５のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システム。
7. 前記絶縁体層の主成分が、絶縁性の酸化物、窒化物及び酸窒化物から選択される少なくとも１種であることを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影システム。
8. 前記絶縁体層の主成分が、酸化珪素、窒化珪素及び酸窒化珪素から選択される少なくとも１種であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線画像撮影システム。

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