JP2001190531A - Ｘ線撮影用放射線フィルタを含む撮影システム - Google Patents
Ｘ線撮影用放射線フィルタを含む撮影システムInfo
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- H04N5/32—Transforming X-rays
Abstract
(57)【要約】
【課題】 撮影システムで患者に対する線量を増やすこ
となく画像の画質を改善する。 【解決手段】 撮影システム（１０）に放射線スペクト
ルフィルタ（１４）を設ける。放射線フィルタ（１４）
は、撮影対象物（１６）を介した低エネルギのＸ線及び
高エネルギのＸ線をフィルタリングして除くために、大
きい原子番号の材料から形成される。
となく画像の画質を改善する。 【解決手段】 撮影システム（１０）に放射線スペクト
ルフィルタ（１４）を設ける。放射線フィルタ（１４）
は、撮影対象物（１６）を介した低エネルギのＸ線及び
高エネルギのＸ線をフィルタリングして除くために、大
きい原子番号の材料から形成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線をフィルタリ
ングする装置を含むＸ線撮影システムに関し、特に撮影
システムで使用されるＸ線管の出射口から放出するＸ線
をフィルタリングするスペクトルフィルタを使用するシ
ステムに関する。
ングする装置を含むＸ線撮影システムに関し、特に撮影
システムで使用されるＸ線管の出射口から放出するＸ線
をフィルタリングするスペクトルフィルタを使用するシ
ステムに関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば、医学用撮影システムでは、Ｘ線
のフィルタリングは、取得された画像を改善する目的
で、Ｘ線システムに採用されてきた過程である。Ｘ線ス
ペクトルフィルタを構成するために使用される材料はア
ルミニウム及び銅を含む。乳房レントゲン検査等の低エ
ネルギの適応例では、ロジウム及びモリブデンから形成
されたフィルタが使用されてきた。使用材料及びフィル
タの厚さは、Ｘ線を吸収するフィルタ能力に影響する。
この様なＸ線フィルタのスペクトルフィルタリングは、
取得された画像の画質を改善するために実行される。画
像の画質を改善するＸ線のフィルタリングは、患者及び
／又は検出器に到達する低エネルギのＸ線をほぼ排他的
に遮断することに注意が払われてきた。
のフィルタリングは、取得された画像を改善する目的
で、Ｘ線システムに採用されてきた過程である。Ｘ線ス
ペクトルフィルタを構成するために使用される材料はア
ルミニウム及び銅を含む。乳房レントゲン検査等の低エ
ネルギの適応例では、ロジウム及びモリブデンから形成
されたフィルタが使用されてきた。使用材料及びフィル
タの厚さは、Ｘ線を吸収するフィルタ能力に影響する。
この様なＸ線フィルタのスペクトルフィルタリングは、
取得された画像の画質を改善するために実行される。画
像の画質を改善するＸ線のフィルタリングは、患者及び
／又は検出器に到達する低エネルギのＸ線をほぼ排他的
に遮断することに注意が払われてきた。
【０００３】Ｘ線スペクトルフィルタリングを使用する
際の主な目的は、撮影が行われる対象物に悪影響を与え
ることなく撮影装置で取得される画像の改善を補助する
ことである。撮影システム全体の様々な面により画像の
画質が影響され得る。本発明により解決される問題は、
患者に対するＸ線の線量又は照射線量を低減する一方、
Ｘ線管のスペクトルフィルタリングを使用することによ
り、撮影プロセスで取得された画像の画質を改善するこ
とである。
際の主な目的は、撮影が行われる対象物に悪影響を与え
ることなく撮影装置で取得される画像の改善を補助する
ことである。撮影システム全体の様々な面により画像の
画質が影響され得る。本発明により解決される問題は、
患者に対するＸ線の線量又は照射線量を低減する一方、
Ｘ線管のスペクトルフィルタリングを使用することによ
り、撮影プロセスで取得された画像の画質を改善するこ
とである。
【０００４】
【発明の概要】Ｘ線源と、Ｘ線検出器と、Ｘ線源及び撮
影対象物の間に設けられた少なくとも１つのスペクトル
放射線フィルタとを有するＸ線撮影システムが提供され
る。
影対象物の間に設けられた少なくとも１つのスペクトル
放射線フィルタとを有するＸ線撮影システムが提供され
る。
【０００５】
【発明の実施の形態】本発明は、スペクトルフィルタ
が、高画質の画像を生成するのに有効でないＸ線スペク
トルの部位をフィルタリングして除くように、適切な構
成材料及び適切な厚さの選択が行われるスペクトル放射
線フィルタに関する。ここで使用される「スペクトル放
射線フィルタ」は、ここで説明するような、選択された
エネルギ範囲で放射線の減衰をもたらし、撮影システム
のＸ線検出器での信号レベル（ＣＦ）又はコントラスト
／雑音比（ＣＮＲ）、又はその組み合わせを増加するフ
ィルタを指す。医学用撮影システムでは、望ましいスペ
クトルフィルタリングは、患者に照射されるＸ線量の最
小化が好ましいことを考慮に入れる必要がある。
が、高画質の画像を生成するのに有効でないＸ線スペク
トルの部位をフィルタリングして除くように、適切な構
成材料及び適切な厚さの選択が行われるスペクトル放射
線フィルタに関する。ここで使用される「スペクトル放
射線フィルタ」は、ここで説明するような、選択された
エネルギ範囲で放射線の減衰をもたらし、撮影システム
のＸ線検出器での信号レベル（ＣＦ）又はコントラスト
／雑音比（ＣＮＲ）、又はその組み合わせを増加するフ
ィルタを指す。医学用撮影システムでは、望ましいスペ
クトルフィルタリングは、患者に照射されるＸ線量の最
小化が好ましいことを考慮に入れる必要がある。
【０００６】本発明は、Ｘ線源により放出され、Ｘ線検
出器で検出されるＸ線エネルギのスペクトル内で、より
高い信号レベル及びコントラスト／雑音比を達成する
際、あるＸ線エネルギが別のものよりも有利であり、よ
り効果の少ないＸ線エネルギを減衰させることにより改
善された画像が得られ、患者に対する線量、すなわち、
照射線量は最小限に維持されるという判定に基づいてい
る。本発明の例示した実施例では、Ｘ線管の出射口から
出射するＸ線スペクトルが高エネルギの医学用撮影では
一般的な５０から１６０ｋＶｐの範囲内にある時、Ｘ線
スペクトルフィルタは大きな原子番号（Ｚ）、例えば、
５８以上のＺ値を有する材料から構成される。一実施例
では、スペクトルフィルタの厚さは約４０μｍから約３
００μｍの範囲内にあり、フィルタは６４より大きいＺ
値を有する材料から成る。
出器で検出されるＸ線エネルギのスペクトル内で、より
高い信号レベル及びコントラスト／雑音比を達成する
際、あるＸ線エネルギが別のものよりも有利であり、よ
り効果の少ないＸ線エネルギを減衰させることにより改
善された画像が得られ、患者に対する線量、すなわち、
照射線量は最小限に維持されるという判定に基づいてい
る。本発明の例示した実施例では、Ｘ線管の出射口から
出射するＸ線スペクトルが高エネルギの医学用撮影では
一般的な５０から１６０ｋＶｐの範囲内にある時、Ｘ線
スペクトルフィルタは大きな原子番号（Ｚ）、例えば、
５８以上のＺ値を有する材料から構成される。一実施例
では、スペクトルフィルタの厚さは約４０μｍから約３
００μｍの範囲内にあり、フィルタは６４より大きいＺ
値を有する材料から成る。
【０００７】Ｚ値の大きい材料から所期の範囲の厚さで
形成されたスペクトルフィルタは、本発明の開発中に高
画質の画像への貢献が低いと判定されたスペクトル範囲
のＸ線を効果的にフィルタリングして除くことができ
る。そのようなスペクトルフィルタの使用により、放射
線照射の所定の単位に対して、コントラスト／雑音比
（ＣＮＲ）の改善及び信号レベル（ＣＦ）の向上が生ず
る。従って、実際に患者に適用される放射線量を減らし
ながらも、高画質の画像を達成することができる。
形成されたスペクトルフィルタは、本発明の開発中に高
画質の画像への貢献が低いと判定されたスペクトル範囲
のＸ線を効果的にフィルタリングして除くことができ
る。そのようなスペクトルフィルタの使用により、放射
線照射の所定の単位に対して、コントラスト／雑音比
（ＣＮＲ）の改善及び信号レベル（ＣＦ）の向上が生ず
る。従って、実際に患者に適用される放射線量を減らし
ながらも、高画質の画像を達成することができる。
【０００８】図１は、１０で通常示され、対象物１６の
内部構造の状態を検査するのに使用するＸ線撮影システ
ムをほぼ概略的な形態で示す。対象物１６は、例えば、
医学診断手順における人間の患者であってもよい。放射
線源１２は、５０〜１６０ｋＶｐの範囲にある高エネル
ギの医学用撮影でよく使用されるＸ線スペクトルを備え
たＸ線管１２又はＸ線発生器であるのが好ましい。この
範囲は、しばしば、約８０ｋＶｐ〜１２０ｋＶｐに狭め
られる。スペクトル放射線フィルタ１４は、Ｘ線管１２
の出射口と撮影対象物１６との間に位置決めされる。Ｘ
線管の射出窓から放射されるが、コスト増大又はＸ線装
置の再構成という重要な問題を提示しない面積を有する
ほぼすべてのＸ線（例えば、９０％以上）を遮るように
フィルタを小さい寸法で構成するのを可能にするため、
フィルタは近接するように、例えば、Ｘ線管１２の射出
窓から約０〜８インチの範囲に配置するのが好ましい。
また、フィルタをＸ線管に近接して配置するのは、Ｘ線
画像におけるこれらのフィルタからの散乱の影響を減ら
すためでもある。本発明の一実施例では、スペクトル放
射線フィルタ１４は、約１平方インチ（１．０ｉｎ2 、
すなわち、約６．５ｃｍ2 ）の表面積をもつ。図１に示
すように、スペクトル放射線フィルタ１４は、少なくと
もＸ線の１次フィルタ材料層１、すなわち、第１の放射
線材料（例えば、金属材料のシートや箔のような薄膜か
ら形成されるのが好ましい）を含み、以下の別の実施例
では、複数のフィルタ材料層、例えば、２次のフィルタ
材料層２及び３次のフィルタ材料層３を含んでもよい。
内部構造の状態を検査するのに使用するＸ線撮影システ
ムをほぼ概略的な形態で示す。対象物１６は、例えば、
医学診断手順における人間の患者であってもよい。放射
線源１２は、５０〜１６０ｋＶｐの範囲にある高エネル
ギの医学用撮影でよく使用されるＸ線スペクトルを備え
たＸ線管１２又はＸ線発生器であるのが好ましい。この
範囲は、しばしば、約８０ｋＶｐ〜１２０ｋＶｐに狭め
られる。スペクトル放射線フィルタ１４は、Ｘ線管１２
の出射口と撮影対象物１６との間に位置決めされる。Ｘ
線管の射出窓から放射されるが、コスト増大又はＸ線装
置の再構成という重要な問題を提示しない面積を有する
ほぼすべてのＸ線（例えば、９０％以上）を遮るように
フィルタを小さい寸法で構成するのを可能にするため、
フィルタは近接するように、例えば、Ｘ線管１２の射出
窓から約０〜８インチの範囲に配置するのが好ましい。
また、フィルタをＸ線管に近接して配置するのは、Ｘ線
画像におけるこれらのフィルタからの散乱の影響を減ら
すためでもある。本発明の一実施例では、スペクトル放
射線フィルタ１４は、約１平方インチ（１．０ｉｎ2 、
すなわち、約６．５ｃｍ2 ）の表面積をもつ。図１に示
すように、スペクトル放射線フィルタ１４は、少なくと
もＸ線の１次フィルタ材料層１、すなわち、第１の放射
線材料（例えば、金属材料のシートや箔のような薄膜か
ら形成されるのが好ましい）を含み、以下の別の実施例
では、複数のフィルタ材料層、例えば、２次のフィルタ
材料層２及び３次のフィルタ材料層３を含んでもよい。
【０００９】Ｘ線システムの中には、システム１０がＸ
線管組立体１２の不可欠な部品として配置されるプレフ
ィルタ１３を含むものもある。このプレフィルタを使用
する場合、プレフィルタは、通常、Ｚ値の小さい材料
（例えば、ベリリウム（Ｚ＝３））から成り、低エネル
ギのＸ線の初期フィルタリングを行う。
線管組立体１２の不可欠な部品として配置されるプレフ
ィルタ１３を含むものもある。このプレフィルタを使用
する場合、プレフィルタは、通常、Ｚ値の小さい材料
（例えば、ベリリウム（Ｚ＝３））から成り、低エネル
ギのＸ線の初期フィルタリングを行う。
【００１０】フィルタ１４は、検査中の対象物の画像の
高画質化にとって有害であるか、又はあまり有用でない
と判定されたあるエネルギレベルのＸ線を遮断又は減衰
させるために設けられる。フィルタリングされた放射線
ビームは、対象物１６を透過し、画像増幅器や固体放射
線検出器などの放射線検出器１８に入射するのが好まし
い。放射線検出器は出力信号を生成し、その出力信号
は、さらに処理されて操作者が使用するにあたり望まし
い画像を生成する。一実施例において、出力は画像処理
装置２０により処理され電子信号を生成するが、この信
号はビデオモニタ２２上に表示されてもよい。
高画質化にとって有害であるか、又はあまり有用でない
と判定されたあるエネルギレベルのＸ線を遮断又は減衰
させるために設けられる。フィルタリングされた放射線
ビームは、対象物１６を透過し、画像増幅器や固体放射
線検出器などの放射線検出器１８に入射するのが好まし
い。放射線検出器は出力信号を生成し、その出力信号
は、さらに処理されて操作者が使用するにあたり望まし
い画像を生成する。一実施例において、出力は画像処理
装置２０により処理され電子信号を生成するが、この信
号はビデオモニタ２２上に表示されてもよい。
【００１１】本発明のＸ線撮影装置システム１０の開発
中に、Ｘ線発生器から出射するＸ線のスペクトルフィル
タリングは、撮影装置の性能を改善するために変更又は
変形を加えることができるシステムの一面として識別さ
れた。改善された性能は、撮影装置の信号レベルの向上
により明示することができ、この向上は電子的雑音の影
響を減らす傾向がある。Ｘ線撮影装置の主に考えられる
使用法が、患者の状態の分析であるという事実を考慮す
ると、信号レベルのいかなる向上も、患者に対する放射
線照射を増加するという犠牲を払って起こることがない
のが望ましい。
中に、Ｘ線発生器から出射するＸ線のスペクトルフィル
タリングは、撮影装置の性能を改善するために変更又は
変形を加えることができるシステムの一面として識別さ
れた。改善された性能は、撮影装置の信号レベルの向上
により明示することができ、この向上は電子的雑音の影
響を減らす傾向がある。Ｘ線撮影装置の主に考えられる
使用法が、患者の状態の分析であるという事実を考慮す
ると、信号レベルのいかなる向上も、患者に対する放射
線照射を増加するという犠牲を払って起こることがない
のが望ましい。
【００１２】上記所望の結果を達成する方法は、Ｘ線源
により生成されるＸ線エネルギの完全なスペクトル内の
あるＸ線のエネルギが、他のＸ線エネルギより大きく撮
影能力の改善に貢献するという認識に基づいてスペクト
ルフィルタを設計することである。従って、スペクトル
フィルタは、より最適なエネルギのＸ線をシンチレータ
に至るまで透過させる一方で、最適なエネルギ未満の
（高画質撮影への貢献度の観点から）のＸ線をフィルタ
リングして除くのが望ましい。本発明の一実施例におい
て、この目標は、大きい原子番号（Ｚ）（ここで使用す
る「大きい原子番号」とは少なくとも５８のＺ値を有す
る材料を指す）、望ましくはＺ値が６５以上の原子番号
を有する材料からスペクトルフィルタを構成することに
より達成される。
により生成されるＸ線エネルギの完全なスペクトル内の
あるＸ線のエネルギが、他のＸ線エネルギより大きく撮
影能力の改善に貢献するという認識に基づいてスペクト
ルフィルタを設計することである。従って、スペクトル
フィルタは、より最適なエネルギのＸ線をシンチレータ
に至るまで透過させる一方で、最適なエネルギ未満の
（高画質撮影への貢献度の観点から）のＸ線をフィルタ
リングして除くのが望ましい。本発明の一実施例におい
て、この目標は、大きい原子番号（Ｚ）（ここで使用す
る「大きい原子番号」とは少なくとも５８のＺ値を有す
る材料を指す）、望ましくはＺ値が６５以上の原子番号
を有する材料からスペクトルフィルタを構成することに
より達成される。
【００１３】図２は、１．０μＲ（マイクロレントゲ
ン）の照射を発生させるのに必要な種々の所与のエネル
ギのＸ線数を示す特性図を表わす。この特性図は、Ｘ線
束と患者の放射線照射との間の関係を確立する。図３
は、Ｘ線エネルギの相関的要素としてのＸ線の比「変換
率」を示すグラフである。この「変換率」は、特定の検
出器（この例の目的の場合、固体放射線検出器）のため
に、単一のＸ線により所与の画像検出器において生成さ
れる信号レベルである。描かれた実線は、Ｃｓｌシンチ
レータ（４２０μｍ厚）を使用する場合の、入射する各
Ｘ線の電子ごとに表わされる比変換率の測定値である。
同特性図に破線で描かれているのは、１ミリレントゲン
（ｍＲ）当りのエネルギの関数として描いた、患者に対
する比変換率である。
ン）の照射を発生させるのに必要な種々の所与のエネル
ギのＸ線数を示す特性図を表わす。この特性図は、Ｘ線
束と患者の放射線照射との間の関係を確立する。図３
は、Ｘ線エネルギの相関的要素としてのＸ線の比「変換
率」を示すグラフである。この「変換率」は、特定の検
出器（この例の目的の場合、固体放射線検出器）のため
に、単一のＸ線により所与の画像検出器において生成さ
れる信号レベルである。描かれた実線は、Ｃｓｌシンチ
レータ（４２０μｍ厚）を使用する場合の、入射する各
Ｘ線の電子ごとに表わされる比変換率の測定値である。
同特性図に破線で描かれているのは、１ミリレントゲン
（ｍＲ）当りのエネルギの関数として描いた、患者に対
する比変換率である。
【００１４】図３の実線と破線との差は、グラフ上に表
示された特定のエネルギのＸ線の、「各Ｘ線」単位（実
線）と「各照射線量」（ｍＲ）単位（破線）で変換率
（検出器の信号レベルに関連）のパーセンテージを出す
場合の相対的な効果を示す。従って、約４０ｋｅＶ〜約
９５ｋｅＶのエネルギを有するＸ線は、「各照射線量」
単位の変換率（ＣＦ）の値が「各Ｘ線」単位の変換率値
に近接している点において、患者の線量又は照射線量に
関して検出器の信号レベルを最大化する効果があること
が、まずは図３より明らかである。対照的に、例えば、
２７ｋｅＶのエネルギを有するＸ線が、「各Ｘ線」単位
の６０ｋｅＶのＸ線の変換率の約６０％であるのに対
し、「各照射線量」（ｍＲ）単位の場合、６０ｋｅＶの
Ｘ線の変換率の約２０％しかないことがわかる。
示された特定のエネルギのＸ線の、「各Ｘ線」単位（実
線）と「各照射線量」（ｍＲ）単位（破線）で変換率
（検出器の信号レベルに関連）のパーセンテージを出す
場合の相対的な効果を示す。従って、約４０ｋｅＶ〜約
９５ｋｅＶのエネルギを有するＸ線は、「各照射線量」
単位の変換率（ＣＦ）の値が「各Ｘ線」単位の変換率値
に近接している点において、患者の線量又は照射線量に
関して検出器の信号レベルを最大化する効果があること
が、まずは図３より明らかである。対照的に、例えば、
２７ｋｅＶのエネルギを有するＸ線が、「各Ｘ線」単位
の６０ｋｅＶのＸ線の変換率の約６０％であるのに対
し、「各照射線量」（ｍＲ）単位の場合、６０ｋｅＶの
Ｘ線の変換率の約２０％しかないことがわかる。
【００１５】画像中の関心対象物の視認性は、画像中の
対象物と雑音とのコントラストに関係する。従って、一
定量又は減少した量での信号レベルの向上を求めるだけ
でなく、所与の画像で生成されたコントラスト及びより
重要なコントラスト／雑音比を、実用的である限り高く
維持するべきである。
対象物と雑音とのコントラストに関係する。従って、一
定量又は減少した量での信号レベルの向上を求めるだけ
でなく、所与の画像で生成されたコントラスト及びより
重要なコントラスト／雑音比を、実用的である限り高く
維持するべきである。
【００１６】本発明の開発のために、相対的コントラス
ト／雑音比（ｒＣＮＲ）値は、理想的な検出器に対し、
Ｃｓｌシンチレータを用いた検出器のコントラスト／雑
音比を正規化することで得られた。この値は、様々なＸ
線スペクトルの効果を比較するための有用な数値を提供
し、以下のように表わされるのが好ましい。
ト／雑音比（ｒＣＮＲ）値は、理想的な検出器に対し、
Ｃｓｌシンチレータを用いた検出器のコントラスト／雑
音比を正規化することで得られた。この値は、様々なＸ
線スペクトルの効果を比較するための有用な数値を提供
し、以下のように表わされるのが好ましい。
【００１７】 ｒＣＮＲ＝Ｃ・ＳN＝Ｃ・（ＸTB・ＱＤＥ）1/2 （１） 式中、Ｃは背景信号レベルと合成背景及び撮影する対象
物の信号レベルとにより定められるコントラストの値で
あり、ＳN （信号／雑音比）は吸収されたＸ線の本数の
平方根である。等式（１）は、吸収されたＸ線本数が検
出器に入射するＸ線束（ＸTB）と本好適な実施例におい
てはＣｓｌから成るシンチレータの部分的吸収（ＱＤ
Ｅ）との積に等しいことを示す。
物の信号レベルとにより定められるコントラストの値で
あり、ＳN （信号／雑音比）は吸収されたＸ線の本数の
平方根である。等式（１）は、吸収されたＸ線本数が検
出器に入射するＸ線束（ＸTB）と本好適な実施例におい
てはＣｓｌから成るシンチレータの部分的吸収（ＱＤ
Ｅ）との積に等しいことを示す。
【００１８】Ｘ線スペクトル中のどのＸ線エネルギが最
高の相対的コントラスト／雑音比（ｒＣＮＲ）を示すか
を決定するために、３つの異なる背景に対し、４つの異
なる対象物を用いてシミュレーションが行われた。使用
された対象物は、鋼製のガイド線、沃素造影剤、骨部及
び柔らかい組織［図中の「密度変化」と記されたカーブ
により示されるが、このカーブは、若干密度の異なる柔
らかい組織を表わすＬＵＣＩＴＥ（登録商標；一般的に
は、ポリメチルメタアクリレート又はＰＭＭＡとして知
られる）材料により代表されるため］であった。痩せ型
の患者、中肉中背の患者及び肥満型の患者（これらの用
語は撮影技術においてはよく用いられる）をシミュレー
ションするために選択された背景は、それぞれ２０ｃ
ｍ、２５ｃｍ及び３０ｃｍの厚さのＬＵＣＩＴＥ（登録
商標）パネルであった。ＬＵＣＩＴＥは、米国ミズリー
州所在のＩＣＩ Ａｃｒｙｌｉｃｓ，Ｉｎｃ．の登録商
標である。このシミュレーションにおいて、４つの対象
物の厚さは、骨部と柔らかい組織に対しては５％のコン
トラスト、鋼と沃素に対しては１０％のコントラストを
提供するように調整される。
高の相対的コントラスト／雑音比（ｒＣＮＲ）を示すか
を決定するために、３つの異なる背景に対し、４つの異
なる対象物を用いてシミュレーションが行われた。使用
された対象物は、鋼製のガイド線、沃素造影剤、骨部及
び柔らかい組織［図中の「密度変化」と記されたカーブ
により示されるが、このカーブは、若干密度の異なる柔
らかい組織を表わすＬＵＣＩＴＥ（登録商標；一般的に
は、ポリメチルメタアクリレート又はＰＭＭＡとして知
られる）材料により代表されるため］であった。痩せ型
の患者、中肉中背の患者及び肥満型の患者（これらの用
語は撮影技術においてはよく用いられる）をシミュレー
ションするために選択された背景は、それぞれ２０ｃ
ｍ、２５ｃｍ及び３０ｃｍの厚さのＬＵＣＩＴＥ（登録
商標）パネルであった。ＬＵＣＩＴＥは、米国ミズリー
州所在のＩＣＩ Ａｃｒｙｌｉｃｓ，Ｉｎｃ．の登録商
標である。このシミュレーションにおいて、４つの対象
物の厚さは、骨部と柔らかい組織に対しては５％のコン
トラスト、鋼と沃素に対しては１０％のコントラストを
提供するように調整される。
【００１９】図４は、２５ｃｍの背景パネルを用いた場
合の４つの対象物における、Ｘ線エネルギの相関的要素
としての相対的コントラスト／雑音比（ｒＣＮＲ）を示
す。このシミュレーションにおいて、各エネルギレベル
のＸ線束は、同じ入射量で患者に照射するように調整さ
れる。従って、図４に示す結果は、「各照射線量」単位
（ｍＲ単位）でのｒＣＮＲの比較を表わす。図５は、背
景の厚さ（より痩せ型の患者からより肥満型の患者ま
で）の、結果に対する影響を示す。
合の４つの対象物における、Ｘ線エネルギの相関的要素
としての相対的コントラスト／雑音比（ｒＣＮＲ）を示
す。このシミュレーションにおいて、各エネルギレベル
のＸ線束は、同じ入射量で患者に照射するように調整さ
れる。従って、図４に示す結果は、「各照射線量」単位
（ｍＲ単位）でのｒＣＮＲの比較を表わす。図５は、背
景の厚さ（より痩せ型の患者からより肥満型の患者ま
で）の、結果に対する影響を示す。
【００２０】撮影される対象物に届く入射Ｘ線がより少
なく、吸収のため患者を透過するＸ線もより少ないた
め、低Ｘ線エネルギにおいてはｒＣＮＲは低い。対象物
と背景のコントラストがより高いＸ線エネルギの使用に
伴い低下するため、ｒＣＮＲは、より高いエネルギにお
いても低いことがわかる。
なく、吸収のため患者を透過するＸ線もより少ないた
め、低Ｘ線エネルギにおいてはｒＣＮＲは低い。対象物
と背景のコントラストがより高いＸ線エネルギの使用に
伴い低下するため、ｒＣＮＲは、より高いエネルギにお
いても低いことがわかる。
【００２１】図３から図５に示すデータから、信号レベ
ルの最大化及び患者への照射線量の最小化は、好ましく
は約６０ｋｅＶのＸ線の単一エネルギビームにより達成
されるという結論に達する。さらに、図４及び図５から
明らかなように、「各照射線量」単位のコントラスト／
雑音比は、４０〜６０ｋｅＶの範囲のエネルギを有する
Ｘ線の使用により最大化することができる。すなわち、
各シミュレーション対象物において、鋼と沃素の対象物
の場合、約４０ｋｅＶのＸ線エネルギ、骨部の場合は約
５０ｋｅＶ、柔らかい組織の密度変化の撮影の場合は約
６０ｋｅＶで、それぞれｒＣＮＲは最大化される。
ルの最大化及び患者への照射線量の最小化は、好ましく
は約６０ｋｅＶのＸ線の単一エネルギビームにより達成
されるという結論に達する。さらに、図４及び図５から
明らかなように、「各照射線量」単位のコントラスト／
雑音比は、４０〜６０ｋｅＶの範囲のエネルギを有する
Ｘ線の使用により最大化することができる。すなわち、
各シミュレーション対象物において、鋼と沃素の対象物
の場合、約４０ｋｅＶのＸ線エネルギ、骨部の場合は約
５０ｋｅＶ、柔らかい組織の密度変化の撮影の場合は約
６０ｋｅＶで、それぞれｒＣＮＲは最大化される。
【００２２】そのようなシミュレーションを使用すれ
ば、特定のＸ線エネルギは、多くの場合において、特定
の対象物及び特定の背景との使用に最適のエネルギであ
ると確認することができる。しかしながら、実際の医学
的撮影では、様々な患者の各々に対し、また、各患者の
様々な関心領域の各々に対して正確なＸ線エネルギを与
える能力を有する撮影装置を提供するのは、実際問題と
しては不可能であろう。
ば、特定のＸ線エネルギは、多くの場合において、特定
の対象物及び特定の背景との使用に最適のエネルギであ
ると確認することができる。しかしながら、実際の医学
的撮影では、様々な患者の各々に対し、また、各患者の
様々な関心領域の各々に対して正確なＸ線エネルギを与
える能力を有する撮影装置を提供するのは、実際問題と
しては不可能であろう。
【００２３】従って、本発明の一実施例では、ある範囲
の有用な又は特に有利なＸ線エネルギを、撮影過程にお
ける信号レベル及びｒＣＮＲを低下させるか、又はそれ
らの向上にあまり貢献しないＸ線エネルギから分離す
る。
の有用な又は特に有利なＸ線エネルギを、撮影過程にお
ける信号レベル及びｒＣＮＲを低下させるか、又はそれ
らの向上にあまり貢献しないＸ線エネルギから分離す
る。
【００２４】図６では、２０ｋｅＶ〜１００ｋｅＶのエ
ネルギのスペクトルは、４つの異なる領域に分割されて
示されている。３５〜６０ｋｅＶのＸ線エネルギを含む
領域１は、患者への照射を適当なレベルに維持する一方
で、ｒＣＮＲと信号レベルを最大化するための、Ｘ線の
エネルギの理想的な範囲となるように選択される。領域
２と称する第２の領域は、Ｘ線のエネルギが６０〜８０
ｋｅＶの範囲にあり、骨試料及び組織密度の変動に適し
たｒＣＮＲを提供するものと考えられ、これらの対象物
に対し、最大の信号レベルを与える。本発明の好適な実
施例によれば、このエネルギ領域は、Ｘ線管の電力限度
のため、より肥満型の患者に特に有用であると考えられ
る。
ネルギのスペクトルは、４つの異なる領域に分割されて
示されている。３５〜６０ｋｅＶのＸ線エネルギを含む
領域１は、患者への照射を適当なレベルに維持する一方
で、ｒＣＮＲと信号レベルを最大化するための、Ｘ線の
エネルギの理想的な範囲となるように選択される。領域
２と称する第２の領域は、Ｘ線のエネルギが６０〜８０
ｋｅＶの範囲にあり、骨試料及び組織密度の変動に適し
たｒＣＮＲを提供するものと考えられ、これらの対象物
に対し、最大の信号レベルを与える。本発明の好適な実
施例によれば、このエネルギ領域は、Ｘ線管の電力限度
のため、より肥満型の患者に特に有用であると考えられ
る。
【００２５】本発明の開発中に、領域３、領域４として
識別される領域（それぞれ８０ｋｅＶをこえる領域、３
５ｋｅＶより低い領域）は、得られる画像の画質にとっ
て有益ではなく、従って、これらのＸ線エネルギのフィ
ルタリングが得られる画像の画質を高めることが判定さ
れた。領域３の高いＸ線エネルギ（放射線源により放射
されるＸ線のスペクトルの「高端」）は、より低いｒＣ
ＮＲ及び信号レベル（比変換率、すなわち、ｒＣＦ）を
提供するので、フィルタリングして除くのが好ましい。
領域４の低いＸ線エネルギ（放射線源により放射される
Ｘ線のスペクトルの「低端」）は、患者の放射線照射を
著しく増加する一方で、ｒＣＮＲ及びｒＣＦにはほとん
ど貢献しない。従って、領域４のＸ線もフィルタリング
して除くのが好ましい。
識別される領域（それぞれ８０ｋｅＶをこえる領域、３
５ｋｅＶより低い領域）は、得られる画像の画質にとっ
て有益ではなく、従って、これらのＸ線エネルギのフィ
ルタリングが得られる画像の画質を高めることが判定さ
れた。領域３の高いＸ線エネルギ（放射線源により放射
されるＸ線のスペクトルの「高端」）は、より低いｒＣ
ＮＲ及び信号レベル（比変換率、すなわち、ｒＣＦ）を
提供するので、フィルタリングして除くのが好ましい。
領域４の低いＸ線エネルギ（放射線源により放射される
Ｘ線のスペクトルの「低端」）は、患者の放射線照射を
著しく増加する一方で、ｒＣＮＲ及びｒＣＦにはほとん
ど貢献しない。従って、領域４のＸ線もフィルタリング
して除くのが好ましい。
【００２６】図７は、現在使用中の一般的な撮影システ
ムで、アルミニウムのフィルタ（２．４ミリ厚）を初期
フィルタリング媒体として使用するシステムのための代
表的なＸ線スペクトルを表わす。図６に展開されて示さ
れるように、この特性図はグループ分けされたＸ線エネ
ルギの同じ領域を示す。図７において、初期フィルタリ
ング媒体の使用にも関わらず、患者へのＸ線照射の４０
％〜５４％は、領域３及び４として識別される領域のＸ
線エネルギからであるが、この２つの領域は、画像の画
質に悪影響を与えるか、又は貢献度が低いと判定された
領域である。図７の３つの別々のカーブは、種々の背格
好や体格の患者に対してよく使用される３つの異なるｋ
Ｖｐレベル（７５ｋＶｐ、９０ｋＶｐ、１２０ｋＶｐ）
での照射を表わす。
ムで、アルミニウムのフィルタ（２．４ミリ厚）を初期
フィルタリング媒体として使用するシステムのための代
表的なＸ線スペクトルを表わす。図６に展開されて示さ
れるように、この特性図はグループ分けされたＸ線エネ
ルギの同じ領域を示す。図７において、初期フィルタリ
ング媒体の使用にも関わらず、患者へのＸ線照射の４０
％〜５４％は、領域３及び４として識別される領域のＸ
線エネルギからであるが、この２つの領域は、画像の画
質に悪影響を与えるか、又は貢献度が低いと判定された
領域である。図７の３つの別々のカーブは、種々の背格
好や体格の患者に対してよく使用される３つの異なるｋ
Ｖｐレベル（７５ｋＶｐ、９０ｋＶｐ、１２０ｋＶｐ）
での照射を表わす。
【００２７】公称約３５ｋｅＶ〜約８０ｋｅＶ（図６参
照）の所望の領域１及び領域２のエネルギにＸ線スペク
トルを絞り込むために本発明で使用される方法は、特定
の選択材料群の内の１つの材料から形成されるスペクト
ルフィルタを提供することである。管理可能な数のフィ
ルタで患者の体型の広い範囲をカバーするためには、フ
ィルタの厚さは実用的な限度内でフィルタリングを最適
にするように選択される。
照）の所望の領域１及び領域２のエネルギにＸ線スペク
トルを絞り込むために本発明で使用される方法は、特定
の選択材料群の内の１つの材料から形成されるスペクト
ルフィルタを提供することである。管理可能な数のフィ
ルタで患者の体型の広い範囲をカバーするためには、フ
ィルタの厚さは実用的な限度内でフィルタリングを最適
にするように選択される。
【００２８】フィルタのＸ線減衰は、入射Ｘ線エネル
ギ、フィルタの厚さ、その密度、及びフィルタの基本的
構成の関数である。従来例の入射Ｘ線のフィルタリング
は、図６の領域４で示される低エネルギのＸ線等を排他
的にフィルタリングすることを試みることに注意が払わ
れた。これ等の低Ｘ線エネルギをフィルタリングするフ
ィルタ材料となり得る異なる材料は、本発明の開発中に
は、フィルタの厚さに依存すると判定されてきた。ま
た、異なる材料のフィルタの厚さを変化することによ
り、各々のフィルタのＸ線減衰値は一致可能である。こ
れは、アルミニウム（Ｚ＝１３；厚さが６５００μ
ｍ）、銅（Ｚ＝２９；厚さが１９６μｍ）、モリブデン
（Ｚ＝４２；厚さが６７．７μｍ）、テルビウム（Ｚ＝
６５；厚さが１５０μｍ）、タングステン（Ｚ＝７４；
厚さが４３．９μｍ）、及び鉛（Ｚ＝８２；厚さが５
６．４μｍ）から形成されたフィルタのＸ線減衰を示す
図８から明らかなことである。
ギ、フィルタの厚さ、その密度、及びフィルタの基本的
構成の関数である。従来例の入射Ｘ線のフィルタリング
は、図６の領域４で示される低エネルギのＸ線等を排他
的にフィルタリングすることを試みることに注意が払わ
れた。これ等の低Ｘ線エネルギをフィルタリングするフ
ィルタ材料となり得る異なる材料は、本発明の開発中に
は、フィルタの厚さに依存すると判定されてきた。ま
た、異なる材料のフィルタの厚さを変化することによ
り、各々のフィルタのＸ線減衰値は一致可能である。こ
れは、アルミニウム（Ｚ＝１３；厚さが６５００μ
ｍ）、銅（Ｚ＝２９；厚さが１９６μｍ）、モリブデン
（Ｚ＝４２；厚さが６７．７μｍ）、テルビウム（Ｚ＝
６５；厚さが１５０μｍ）、タングステン（Ｚ＝７４；
厚さが４３．９μｍ）、及び鉛（Ｚ＝８２；厚さが５
６．４μｍ）から形成されたフィルタのＸ線減衰を示す
図８から明らかなことである。
【００２９】望ましくはフィルタリング又は減衰される
べきＸ線エネルギの高端での材料の挙動により、どの材
料が低エネルギ（領域４）のＸ線と高エネルギ（領域
３）のＸ線とを共にフィルタリングする最適な組み合わ
せを提供するかについて大きな違いが発生するというこ
とが、本発明のフィルタの開発中に判定された。詳細に
は、大きな原子番号（Ｚ≧５８）特により大きな原子番
号（Ｚ＞６４）の材料は、このような最適な方法で挙動
することが分かった。この挙動は、フィルタの厚さ及び
密度といった一般的に期待されている要素や入射Ｘ線エ
ネルギによるものではなく、幾つかの明瞭なエネルギに
おいてＸ線吸収の増加が非連続的である原子番号の大き
な材料に発生する所望の量子機械効果によるものであ
る。
べきＸ線エネルギの高端での材料の挙動により、どの材
料が低エネルギ（領域４）のＸ線と高エネルギ（領域
３）のＸ線とを共にフィルタリングする最適な組み合わ
せを提供するかについて大きな違いが発生するというこ
とが、本発明のフィルタの開発中に判定された。詳細に
は、大きな原子番号（Ｚ≧５８）特により大きな原子番
号（Ｚ＞６４）の材料は、このような最適な方法で挙動
することが分かった。この挙動は、フィルタの厚さ及び
密度といった一般的に期待されている要素や入射Ｘ線エ
ネルギによるものではなく、幾つかの明瞭なエネルギに
おいてＸ線吸収の増加が非連続的である原子番号の大き
な材料に発生する所望の量子機械効果によるものであ
る。
【００３０】図８から明らかなように、Ｘ線源からのＸ
線を最初にフィルタリングする際に従来から使用されて
きたアルミニウムは、領域１（所望）対領域４（不所
望）におけるＸ線に対する比較的弱い優先的処理を行
う。アルミニウムフィルタに対する曲線はコンプトン散
乱により比較的に平坦となる。これは、より高いエネル
ギにおいてのみ且つ原子番号の大きい材料において発生
する。銅が領域１及び領域４におけるＸ線のより優先的
な処理を提供することは、図８より明らかである。
線を最初にフィルタリングする際に従来から使用されて
きたアルミニウムは、領域１（所望）対領域４（不所
望）におけるＸ線に対する比較的弱い優先的処理を行
う。アルミニウムフィルタに対する曲線はコンプトン散
乱により比較的に平坦となる。これは、より高いエネル
ギにおいてのみ且つ原子番号の大きい材料において発生
する。銅が領域１及び領域４におけるＸ線のより優先的
な処理を提供することは、図８より明らかである。
【００３１】特に、図８は、原子番号の大きな材料が、
材料に依存するエネルギでＸ線透過の非連続的な低下
（減衰の増加）を示すことを図示する。銅又はモリブデ
ンと比較すると、この低下は、領域３での減衰の増加と
なる。従って、これ等の材料は、領域４のＸ線から領域
１のＸ線を許容可能且つ相対的に減衰し得る能力を提供
し、優先的に領域３のＸ線を減衰し、またある程度は領
域２のＸ線をも減衰する。
材料に依存するエネルギでＸ線透過の非連続的な低下
（減衰の増加）を示すことを図示する。銅又はモリブデ
ンと比較すると、この低下は、領域３での減衰の増加と
なる。従って、これ等の材料は、領域４のＸ線から領域
１のＸ線を許容可能且つ相対的に減衰し得る能力を提供
し、優先的に領域３のＸ線を減衰し、またある程度は領
域２のＸ線をも減衰する。
【００３２】Ｚ値の大きい材料に発生した非連続的な吸
収の増加は電子軌道の量子化された性質によるものであ
る。明瞭なエネルギは特定の元素の原子のＬ殻及びＫ殻
に対応する。テルビウム（Ｋ吸収端＝５２ｋｅＶ）、タ
ングステン（Ｋ吸収端＝６９．５ｋｅＶ）及び鉛（Ｋ吸
収端＝８８ｋｅＶ）に対するＫ吸収端効果は図８に示さ
れる。幾つかのＺ値の大きな関心材料に対するＫ吸収端
エネルギ及びこれら材料の潜在的且つ最適な使用例を以
下の表１に示す。
収の増加は電子軌道の量子化された性質によるものであ
る。明瞭なエネルギは特定の元素の原子のＬ殻及びＫ殻
に対応する。テルビウム（Ｋ吸収端＝５２ｋｅＶ）、タ
ングステン（Ｋ吸収端＝６９．５ｋｅＶ）及び鉛（Ｋ吸
収端＝８８ｋｅＶ）に対するＫ吸収端効果は図８に示さ
れる。幾つかのＺ値の大きな関心材料に対するＫ吸収端
エネルギ及びこれら材料の潜在的且つ最適な使用例を以
下の表１に示す。
【００３３】
【表１】 領域１（図６、３５から６０ｋｅＶ）のすべてのＸ線ス
ペクトルの出力を望むことを考慮することのみに基づい
て、理想的なフィルタをツリウム（Ｚ＝６９）、すなわ
ち５９．４ｋｅＶでＫ吸収端を有する希土類金属により
形成した。ツリウム又はより原子番号の大きい材料を使
用すると、タングステンターゲット（図７参照）からＫ
α特性のＸ線（５８．０及び５９．３ｋｅＶにおける）
を弱くフィルタリングするという追加の利点が得られ
る。
ペクトルの出力を望むことを考慮することのみに基づい
て、理想的なフィルタをツリウム（Ｚ＝６９）、すなわ
ち５９．４ｋｅＶでＫ吸収端を有する希土類金属により
形成した。ツリウム又はより原子番号の大きい材料を使
用すると、タングステンターゲット（図７参照）からＫ
α特性のＸ線（５８．０及び５９．３ｋｅＶにおける）
を弱くフィルタリングするという追加の利点が得られ
る。
【００３４】Ｘ線スペクトルフィルタを構成する異なる
材料を選択するために、また異なる材料で形成される交
換可能なスペクトルフィルタを管理可能な少量だけ提供
するために他の考慮を行なっても良い。例えば、痩せ型
及び中肉中背の患者のＸ線撮影を行なう際に、フィルタ
を構成する材料であるテルビウム（Ｚ＝６５、Ｋ吸収端
＝５２．０ｋｅＶ）を使用することにより鋼及び沃素に
対するコントラストを増加することができる。体型の大
きな患者を撮影する場合には、一般的には信号レベルが
最大の関心事であり、スペクトルの領域２（６０〜８０
ｋｅＶ）のＸ線は信号レベルを増加するのに有用であ
る。これ等Ｘ線を減衰しないフィルタ材料が好ましい。
この状況下では、金（Ｚ＝７９、Ｋ吸収端＝８０ｋｅ
Ｖ）、鉛（Ｚ＝８２、Ｋ吸収端＝８８ｋｅＶ）及びビス
マス（Ｚ＝８３、Ｋ吸収端＝９０．５ｋｅＶ）がフィル
タを構成する好ましい材料である。
材料を選択するために、また異なる材料で形成される交
換可能なスペクトルフィルタを管理可能な少量だけ提供
するために他の考慮を行なっても良い。例えば、痩せ型
及び中肉中背の患者のＸ線撮影を行なう際に、フィルタ
を構成する材料であるテルビウム（Ｚ＝６５、Ｋ吸収端
＝５２．０ｋｅＶ）を使用することにより鋼及び沃素に
対するコントラストを増加することができる。体型の大
きな患者を撮影する場合には、一般的には信号レベルが
最大の関心事であり、スペクトルの領域２（６０〜８０
ｋｅＶ）のＸ線は信号レベルを増加するのに有用であ
る。これ等Ｘ線を減衰しないフィルタ材料が好ましい。
この状況下では、金（Ｚ＝７９、Ｋ吸収端＝８０ｋｅ
Ｖ）、鉛（Ｚ＝８２、Ｋ吸収端＝８８ｋｅＶ）及びビス
マス（Ｚ＝８３、Ｋ吸収端＝９０．５ｋｅＶ）がフィル
タを構成する好ましい材料である。
【００３５】特に、どの撮影パラメータを最大とするか
により、図６に夫々６０ｋｅＶ及び８０ｋｅＶとして示
される領域２及び領域３に対する境界を設定する際の融
通性を制限することとなる。ルテチウム、タンタル及び
タングステン等の原子番号が大きいその他の材料は、本
発明に従うスペクトルフィルタを構成する際に使用され
る好ましい代替材料となるであろう。
により、図６に夫々６０ｋｅＶ及び８０ｋｅＶとして示
される領域２及び領域３に対する境界を設定する際の融
通性を制限することとなる。ルテチウム、タンタル及び
タングステン等の原子番号が大きいその他の材料は、本
発明に従うスペクトルフィルタを構成する際に使用され
る好ましい代替材料となるであろう。
【００３６】スペクトルフィルタとして原子番号の大き
い材料を使用する際には、フィルタ材料のＫ吸収端エネ
ルギを超えるＸ線は吸収されるので、Ｘ線蛍光が発生す
る可能性がある。そのような場合、それよりも少し低い
エネルギで２次Ｘ線が発生する。このような２次Ｘ線が
撮影装置に入射する可能性は低いので、上述のＸ線蛍光
のマイナスの効果は、特に体型の大きい患者に対して
は、画像上に測定可能なマイナスの影響を与えないと一
般には考えられている。
い材料を使用する際には、フィルタ材料のＫ吸収端エネ
ルギを超えるＸ線は吸収されるので、Ｘ線蛍光が発生す
る可能性がある。そのような場合、それよりも少し低い
エネルギで２次Ｘ線が発生する。このような２次Ｘ線が
撮影装置に入射する可能性は低いので、上述のＸ線蛍光
のマイナスの効果は、特に体型の大きい患者に対して
は、画像上に測定可能なマイナスの影響を与えないと一
般には考えられている。
【００３７】蛍光の効果は、放射線フィルタ１４の１次
放射線フィルタ材料層１に隣接して追加の放射線フィル
タを配置することによりさらに低減される。例えば、鉛
フィルタ（Ｚ＝８２）は、７２．８ｋｅＶ及び７５．０
ｋｅＶで主に蛍光Ｘ線を発生する。少なくとも２次放射
線フィルタ材料層２（すなわち、少し小さいＺ値の材料
層が鉛フィルタと撮影対象物との間に設けられるよう
に、鉛フィルタの隣に配置されるこの材料層）を追加す
ることにより、２次フィルタ材料層２は、蛍光から発生
するＸ線を優先的に吸収し、画像の画質を改善する。２
次放射線フィルタの材料は、通常、蛍光Ｘ線（例えば、
タングステンではＺ＝７４、Ｋ吸収端＝６９．５ｋｅ
Ｖ）のエネルギの真下のＫ吸収端を有する。上述した１
次フィルタ材料の範囲に対して、２次放射線フィルタ材
料のＺ値は、１次フィルタ材料のＺ値よりも少なくとも
６又は７小さい値を有する。例えば、１次フィルタ材料
層１の材料としてのビスマス（Ｚ＝８３）はＺ値が７６
未満の材料から成る２次放射線フィルタ材料層と対にさ
れるべきである；また金（Ｚ＝７９）から成る１次フィ
ルタは、Ｚ値が７２未満の２次フィルタと対にされるべ
きである；また、タングステン（Ｚ＝７４）から成る１
次フィルタは、Ｚ値が６８未満の材料から成る２次フィ
ルタと対にされるべきである。２次フィルタの厚さは、
通常、１次フィルタの厚さの約１０％〜５０％の範囲の
値を持つ。別の実施例では、最大のＺ値を有する材料よ
り成るフィルタをＸ線源に最も近接して配置し、最低の
Ｚ値を有する材料より成るフィルタをＸ線源から最も遠
い位置に配置するように１次フィルタ材料層、２次フィ
ルタ材料層及び３次フィルタ材料層が配列される一方、
追加の放射線フィルタ（例えば、３次放射線フィルタ
３）は同様に２次放射線フィルタ材料層に結合可能であ
る。一例では、（鉛フィルタが放射線源に最も近接して
配置される一方）フィルタ構成は鉛、タングステン、テ
ルビウムの順で形成される。
放射線フィルタ材料層１に隣接して追加の放射線フィル
タを配置することによりさらに低減される。例えば、鉛
フィルタ（Ｚ＝８２）は、７２．８ｋｅＶ及び７５．０
ｋｅＶで主に蛍光Ｘ線を発生する。少なくとも２次放射
線フィルタ材料層２（すなわち、少し小さいＺ値の材料
層が鉛フィルタと撮影対象物との間に設けられるよう
に、鉛フィルタの隣に配置されるこの材料層）を追加す
ることにより、２次フィルタ材料層２は、蛍光から発生
するＸ線を優先的に吸収し、画像の画質を改善する。２
次放射線フィルタの材料は、通常、蛍光Ｘ線（例えば、
タングステンではＺ＝７４、Ｋ吸収端＝６９．５ｋｅ
Ｖ）のエネルギの真下のＫ吸収端を有する。上述した１
次フィルタ材料の範囲に対して、２次放射線フィルタ材
料のＺ値は、１次フィルタ材料のＺ値よりも少なくとも
６又は７小さい値を有する。例えば、１次フィルタ材料
層１の材料としてのビスマス（Ｚ＝８３）はＺ値が７６
未満の材料から成る２次放射線フィルタ材料層と対にさ
れるべきである；また金（Ｚ＝７９）から成る１次フィ
ルタは、Ｚ値が７２未満の２次フィルタと対にされるべ
きである；また、タングステン（Ｚ＝７４）から成る１
次フィルタは、Ｚ値が６８未満の材料から成る２次フィ
ルタと対にされるべきである。２次フィルタの厚さは、
通常、１次フィルタの厚さの約１０％〜５０％の範囲の
値を持つ。別の実施例では、最大のＺ値を有する材料よ
り成るフィルタをＸ線源に最も近接して配置し、最低の
Ｚ値を有する材料より成るフィルタをＸ線源から最も遠
い位置に配置するように１次フィルタ材料層、２次フィ
ルタ材料層及び３次フィルタ材料層が配列される一方、
追加の放射線フィルタ（例えば、３次放射線フィルタ
３）は同様に２次放射線フィルタ材料層に結合可能であ
る。一例では、（鉛フィルタが放射線源に最も近接して
配置される一方）フィルタ構成は鉛、タングステン、テ
ルビウムの順で形成される。
【００３８】２．４ｍｍの厚さのアルミニウムフィルタ
を使用する最新のＸ線撮影システムでは、肥満型の患者
にでさえ、入手可能なＸ線管を最高定格電力（現在は９
００Ｗ）で使用することが可能である。定格１５００Ｗ
のＸ線管を使用すれば、アルミニウムフィルタはさらに
十分なものとなる。スペクトルフィルタの構築に際して
原子番号が大きな材料を使用すれば、前述したように、
より大きな電力の使用を可能なものとし、より高いコン
トラスト／雑音比及びより高い信号レベルを得ることが
でき、同時に患者に対する線量を一定に維持することが
できる。改善結果の例示は以下の表２に示され、図９〜
１１で更に明白なものとなる。
を使用する最新のＸ線撮影システムでは、肥満型の患者
にでさえ、入手可能なＸ線管を最高定格電力（現在は９
００Ｗ）で使用することが可能である。定格１５００Ｗ
のＸ線管を使用すれば、アルミニウムフィルタはさらに
十分なものとなる。スペクトルフィルタの構築に際して
原子番号が大きな材料を使用すれば、前述したように、
より大きな電力の使用を可能なものとし、より高いコン
トラスト／雑音比及びより高い信号レベルを得ることが
でき、同時に患者に対する線量を一定に維持することが
できる。改善結果の例示は以下の表２に示され、図９〜
１１で更に明白なものとなる。
【００３９】表２は痩せ型の患者及び中肉中背の患者に
対してはツリウムフィルタの使用例、また肥満型の患者
に対しては金フィルタの使用例の２例を示している。こ
の表で記載されているｒＣＮＲと相対信号との結果は、
２．４ｍｍの厚さのアルミニウムスペクトルフィルタに
対する改善を意味する（例えば、１．２１と記載されて
いる結果は２．４ｍｍの厚さのアルミニウムフィルタを
使用したときに得られる値に対する２１％の改善を示
す）。尚、これ等の例ではツリウムフィルタ及び金フィ
ルタが使用されているので、Ｘ線管には、１．０ｍｍの
厚さのアルミニウム・プレフィルタを内蔵した。ツリウ
ムフィルタを使用した以下の例では、中間線量及び低線
量に対するツリウムの厚さは夫々１９４μｍ及び２９
８．５μｍである。中間線量及び低線量に対する金フィ
ルタの厚さは夫々３９．５μｍ及び９１μｍである。
対してはツリウムフィルタの使用例、また肥満型の患者
に対しては金フィルタの使用例の２例を示している。こ
の表で記載されているｒＣＮＲと相対信号との結果は、
２．４ｍｍの厚さのアルミニウムスペクトルフィルタに
対する改善を意味する（例えば、１．２１と記載されて
いる結果は２．４ｍｍの厚さのアルミニウムフィルタを
使用したときに得られる値に対する２１％の改善を示
す）。尚、これ等の例ではツリウムフィルタ及び金フィ
ルタが使用されているので、Ｘ線管には、１．０ｍｍの
厚さのアルミニウム・プレフィルタを内蔵した。ツリウ
ムフィルタを使用した以下の例では、中間線量及び低線
量に対するツリウムの厚さは夫々１９４μｍ及び２９
８．５μｍである。中間線量及び低線量に対する金フィ
ルタの厚さは夫々３９．５μｍ及び９１μｍである。
【００４０】
【表２】 痩せ型の患者（２０ｃｍの厚さのＬｕｃｉｔｅ、７５ｋ
Ｖｐ）の撮影の場合には、コントラスト／雑音比（ｒＣ
ＮＲ）は、低線量（０．８４）では、明らかに、信号レ
ベルの約８１％の増加を伴って２１％〜３１％改善され
ている。表から明らかなように、低線量の蛍光撮影を行
なおうとした場合、本発明のフィルタは同一のＸ線管電
流及び同一の電力を保持し、患者に対する線量を低減す
るためにフィルタ自体の厚みを増加することが好まし
い。これは、従来のフィルタ材料を使用した場合、Ｘ線
管電流及び電力を低減する必要性と対比される。痩せ型
の患者のシミュレーションの場合、アルミニウムフィル
タの使用時に出力された線量の８４％だけを出力する一
方、ｒＣＮＲ値は２．４ｍｍアルミニウムフィルタで得
られる値に対して２４％〜４１％の増加となり、信号レ
ベルは２１５％増加した。ｒＣＮＲ及び信号レベルの非
常に有益な同様の増加は中肉中背の患者のシミュレーシ
ョン及び肥満型の患者のシミュレーションにおいて得ら
れた。
Ｖｐ）の撮影の場合には、コントラスト／雑音比（ｒＣ
ＮＲ）は、低線量（０．８４）では、明らかに、信号レ
ベルの約８１％の増加を伴って２１％〜３１％改善され
ている。表から明らかなように、低線量の蛍光撮影を行
なおうとした場合、本発明のフィルタは同一のＸ線管電
流及び同一の電力を保持し、患者に対する線量を低減す
るためにフィルタ自体の厚みを増加することが好まし
い。これは、従来のフィルタ材料を使用した場合、Ｘ線
管電流及び電力を低減する必要性と対比される。痩せ型
の患者のシミュレーションの場合、アルミニウムフィル
タの使用時に出力された線量の８４％だけを出力する一
方、ｒＣＮＲ値は２．４ｍｍアルミニウムフィルタで得
られる値に対して２４％〜４１％の増加となり、信号レ
ベルは２１５％増加した。ｒＣＮＲ及び信号レベルの非
常に有益な同様の増加は中肉中背の患者のシミュレーシ
ョン及び肥満型の患者のシミュレーションにおいて得ら
れた。
【００４１】表２及び図９〜１１に記載されたシミュレ
ーション結果から導き出されることは、現在使用されて
いる患者の線量で画像の画質を改善し、従来のシステム
で従来のフィルタを使用して得られる画像の画質を維持
しながら患者への線量を低減することよりは、原子番号
が大きいスペクトルフィルタを使用することである。
ーション結果から導き出されることは、現在使用されて
いる患者の線量で画像の画質を改善し、従来のシステム
で従来のフィルタを使用して得られる画像の画質を維持
しながら患者への線量を低減することよりは、原子番号
が大きいスペクトルフィルタを使用することである。
【００４２】本発明のスペクトルフィルタは、フレーム
又は支持体内に収容された所望のフィルタ材料から形成
される薄い金属箔の形態で提供されるのが好ましい。さ
もなければ、フィルタは、フレーム構造内に封止される
所望のフィルタ材料の酸化物粉末層の形態で提供される
のが好ましい。
又は支持体内に収容された所望のフィルタ材料から形成
される薄い金属箔の形態で提供されるのが好ましい。さ
もなければ、フィルタは、フレーム構造内に封止される
所望のフィルタ材料の酸化物粉末層の形態で提供される
のが好ましい。
【００４３】フィルタ１４は、Ｘ線管から放出されるほ
ぼすべてのＸ線を遮断するために、通常は約１平方イン
チ（１．０ｉｎ2 ）の表面積を有する。銅又は小さいＺ
値の比較的安価な他の材料は、アルミニウムの代わりに
プレフィルタ１３として使用してもよい。スペクトルフ
ィルタ１４は可能な限り小さくすることができるので、
実用的な範囲内でＸ線窓に近接して位置することも好ま
しい。
ぼすべてのＸ線を遮断するために、通常は約１平方イン
チ（１．０ｉｎ2 ）の表面積を有する。銅又は小さいＺ
値の比較的安価な他の材料は、アルミニウムの代わりに
プレフィルタ１３として使用してもよい。スペクトルフ
ィルタ１４は可能な限り小さくすることができるので、
実用的な範囲内でＸ線窓に近接して位置することも好ま
しい。
【００４４】撮影システムは、大きなＺ値の様々な材料
及び／又は様々な患者の体型に対して低下した線量での
改善された撮影能力を提供するために選択された厚さか
ら構築される複数の放射線スペクトルフィルタ１４を有
していてもよい。例えば、撮影システム１０は、結果が
上述の表２に示された例示中に使用された６個で一組の
フィルタを有していてもよい。
及び／又は様々な患者の体型に対して低下した線量での
改善された撮影能力を提供するために選択された厚さか
ら構築される複数の放射線スペクトルフィルタ１４を有
していてもよい。例えば、撮影システム１０は、結果が
上述の表２に示された例示中に使用された６個で一組の
フィルタを有していてもよい。
【００４５】尚、本発明は特定の実施例を参照して記載
されたが、これ等の実施例に限定されるものではない。
例えば、例示はデジタル放射線画像に関して述べられた
が、本発明は、非デジタル撮影装置に関して同様に実施
することができる。当業者には明らかなように、本明細
書に示された性能指示器の幾つかは、使用された検出器
の種類（例えば、Ｘ線放出及び吸収情報）には依存して
いない。また、幾つかの性能指示器は、使用されたシン
チレータ（例えば、ＣＮＲ）に関連し、またその他幾つ
かは、使用された特定の検出器（例えば、電子雑音を抑
制する際のＣＦ及びその役割）に関連する。本発明の範
囲内の上述した実施例の他の変形例がなされることは、
当業者にとっては明らかなことである。
されたが、これ等の実施例に限定されるものではない。
例えば、例示はデジタル放射線画像に関して述べられた
が、本発明は、非デジタル撮影装置に関して同様に実施
することができる。当業者には明らかなように、本明細
書に示された性能指示器の幾つかは、使用された検出器
の種類（例えば、Ｘ線放出及び吸収情報）には依存して
いない。また、幾つかの性能指示器は、使用されたシン
チレータ（例えば、ＣＮＲ）に関連し、またその他幾つ
かは、使用された特定の検出器（例えば、電子雑音を抑
制する際のＣＦ及びその役割）に関連する。本発明の範
囲内の上述した実施例の他の変形例がなされることは、
当業者にとっては明らかなことである。
【図１】本発明のスペクトルフィルタの使用が好ましい
Ｘ線撮影システムの概略図。
Ｘ線撮影システムの概略図。
【図２】１μＲの照射線量を発生するのに必要なＸ線エ
ネルギ範囲のＸ線の本数を示す特性図。
ネルギ範囲のＸ線の本数を示す特性図。
【図３】本発明に従いデジタル撮影装置のＸ線エネルギ
に対する相対的変換係数をプロットした特性図。
に対する相対的変換係数をプロットした特性図。
【図４】本発明に従いデジタル撮影装置に対して行われ
た異なるシミュレーションのＸ線エネルギに対する相対
的コントラスト／雑音比を示す特性図。
た異なるシミュレーションのＸ線エネルギに対する相対
的コントラスト／雑音比を示す特性図。
【図５】画像の背景を変化させることにより生ずるＸ線
エネルギに対する相対的コントラスト／雑音比の変動を
示す特性図。
エネルギに対する相対的コントラスト／雑音比の変動を
示す特性図。
【図６】高画質の画像を取得するのに効果的に貢献する
領域と効果的に貢献しない領域とに分割されるＸ線エネ
ルギに対する照射単位の相対的なコントラスト／雑音比
及び変換係数を示す特性図。
領域と効果的に貢献しない領域とに分割されるＸ線エネ
ルギに対する照射単位の相対的なコントラスト／雑音比
及び変換係数を示す特性図。
【図７】３つの異なるＸ線パワーレベルで、２．４ｍｍ
アルミニウムフィルタを使用して撮影対象物を照射する
エネルギのＸ線スペクトルを示す特性図。
アルミニウムフィルタを使用して撮影対象物を照射する
エネルギのＸ線スペクトルを示す特性図。
【図８】異なる材料及び／又は異なる厚さで形成された
フィルタを介した相対的Ｘ線透過率を示す特性図。
フィルタを介した相対的Ｘ線透過率を示す特性図。
【図９】アルミニウムフィルタとの比較において、７５
ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィル
タリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィル
タリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
【図１０】アルミニウムフィルタとの比較において、９
０ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィ
ルタリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
０ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフィ
ルタリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
【図１１】アルミニウムフィルタとの比較において、１
２０ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフ
ィルタリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
２０ｋＶｐビーム設定でツリウムフィルタを使用してフ
ィルタリングされたＸ線エネルギの領域を示す特性図。
１０ 撮影システム １２ 放射線源 １４ スペクトル放射線フィルタ １６ 撮影対象物 １８ 放射線検出器
Claims (19)
- 【請求項１】 撮影対象物（１６）に対して透過性放射
線ビームを放出するＸ線発生器を有する放射線源（１
２）と、 前記放射線源と前記撮影対象物（１６）との間に位置
し、かつ前記透過性放射線ビームの経路に位置して、前
記放射線ビーム中のほぼすべてのＸ線を遮断する寸法を
有する少なくとも１つのスペクトル放射線フィルタ（１
４）と、 前記放射線フィルタ（１４）及び前記対象物を透過した
Ｘ線を受け取るように位置する放射線検出器（１８）と
を具備し、 前記少なくとも１つのスペクトル放射線フィルタ（１
４）は原子番号（Ｚ）が少なくとも５８の材料より成
り、前記少なくとも１つのスペクトル放射線フィルタ
（１４）はさらに、前記Ｘ線発生器から放出されて当該
フィルタを通るＸ線のスペクトルの低端及び高端におけ
るエネルギを有するＸ線を減衰するように配置されてい
ることを特徴とする、撮影システム（１０）。 - 【請求項２】 前記放射線フィルタ（１４）は、原子番
号（Ｚ）が約５８から約８３の範囲の材料から成る請求
項１記載の撮影システム。 - 【請求項３】 前記放射線フィルタ（１４）は、原子番
号（Ｚ）が少なくとも６５の材料から成る請求項２記載
の撮影システム。 - 【請求項４】 前記放射線フィルタ（１４）の材料は、
ツリウム（Ｔｍ）、鉛（Ｐｂ）及び金（Ａｕ）から成る
群より選択される請求項２記載の撮影システム。 - 【請求項５】 Ｘ線の前記低端スペクトルは約３５ｋｅ
Ｖ未満のエネルギを有し、Ｘ線の前記高端スペクトルは
約８０ｋｅＶを超えるエネルギを有する請求項２記載の
撮影システム。 - 【請求項６】 前記放射線フィルタ（１４）は複数のフ
ィルタ材料層１、２及び３より成る請求項１記載の撮影
システム。 - 【請求項７】 前記フィルタ材料層１、２及び３の各層
は各々のＺ値を有する材料から成り、これらのフィルタ
材料は、Ｚ値がより大きい方の材料が前記放射線源によ
り近接して位置するように配設されている請求項６記載
の撮影システム。 - 【請求項８】 前記フィルタ材料層１、２及び３の各層
は、隣接する層のＺ値とは少なくとも６だけ異なるＺ値
を各々有する請求項６記載の撮影システム。 - 【請求項９】 前記少なくとも１つの放射線フィルタ
（１４）は複数の交換可能な放射線フィルタ（１４）を
具備し、前記複数のフィルタの少なくとも第１のフィル
タは、第１の選択材料より成り、かつ第１の寸法の対象
物と共に使用される第１の選択厚さを有し、前記複数の
フィルタの少なくとも第２のフィルタは、前記第１の選
択材料とは異なる第２の材料より成る請求項１記載の撮
影システム。 - 【請求項１０】 前記少なくとも１つの放射線フィルタ
（１４）は複数の交換可能な放射線フィルタ（１４）を
具備し、前記複数のフィルタの少なくとも第１のフィル
タは、第１の寸法の対象物に使用される第１の選択厚さ
を有する第１の選択材料より成り、前記複数のフィルタ
の少なくとも第２のフィルタは、第２の寸法の対象物に
使用される第２の選択厚さを有する前記第１の選択材料
より成る請求項１記載の撮影システム。 - 【請求項１１】 高エネルギ医学用撮影装置において使
用される放射線フィルタ（１４）において、原子番号
（Ｚ）が約５８から約８３の範囲の材料より成る放射線
フィルタ（１４）。 - 【請求項１２】 前記材料が、少なくとも６５の原子番
号を有する請求項１１記載の放射線フィルタ（１４）。 - 【請求項１３】 前記材料が、ツリウムである請求項１
１記載の放射線フィルタ（１４）。 - 【請求項１４】 前記材料が、金である請求項１２記載
の放射線フィルタ（１４）。 - 【請求項１５】 前記材料が、鉛である請求項１２記載
の放射線フィルタ（１４）。 - 【請求項１６】 高エネルギ医学用Ｘ線撮影システムに
おいて、患者に対して放射線量を制限する一方、画像の
画質を改善する方法において、撮影対象物（１６）に向
かって放射線源から透過性放射線ビームを放出する過程
と、 前記透過性放射線ビームが前記対象物（１６）に到達す
る前に、所定のＸ線エネルギレベルを下回るエネルギを
有するＸ線及び別の所定のＸ線エネルギレベルを上回る
エネルギを有するＸ線をフィルタリングして除く過程
と、 前記撮影対象物（１６）を透過するＸ線を検出する過程
と、 前記検出されたＸ線を表す信号を発生する過程と、 前記発生された信号から画像（２０、２２）を形成表示
する過程と、を含む方法。 - 【請求項１７】 Ｘ線をフィルタリングして除く前記過
程は、前記透過性Ｘ線ビームが放出された位置と前記対
象物（１６）が配置された位置との間に原子番号（Ｚ）
が少なくとも５８である材料から成る放射線フィルタ
（１４）を位置付けることから成る請求項１６記載の方
法。 - 【請求項１８】 前記放射線フィルタ（１４）は、原
子番号が約５８から約８３の範囲の材料から成る請求項
１７記載の方法。 - 【請求項１９】 前記放射線フィルタ（１４）は、原
子番号が少なくとも６５の材料から成る請求項１８記載
の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/431412 | 1999-11-01 | ||
| US09/431,412 US6418193B1 (en) | 1999-11-01 | 1999-11-01 | Imaging system including radiation filter for x-ray imaging |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001190531A true JP2001190531A (ja) | 2001-07-17 |
| JP2001190531A5 JP2001190531A5 (ja) | 2007-12-13 |
| JP4549513B2 JP4549513B2 (ja) | 2010-09-22 |
Family
ID=23711833
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000331597A Expired - Fee Related JP4549513B2 (ja) | 1999-11-01 | 2000-10-31 | Ｘ線撮影用放射線フィルタを含む撮影システム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6418193B1 (ja) |
| JP (1) | JP4549513B2 (ja) |
| DE (1) | DE10052903A1 (ja) |
Cited By (5)
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