JP2002159486A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 一般的な設置場所に設置可能であって、位相
コントラスト放射線画像を用いることにより高画質の断
層画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 Ｘ線源から放射させるＸ線が被写体を通
過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画
像を得て断層像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線
管１の焦点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ（mm）＜０．３
８であり、Ｘ線管１から被写体３中心までの距離及び被
写体３中心からＸ線検出器４までの距離が、０．５ｍ以
上で２ｍ以下である、ことを特徴とする。
コントラスト放射線画像を用いることにより高画質の断
層画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 Ｘ線源から放射させるＸ線が被写体を通
過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画
像を得て断層像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線
管１の焦点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ（mm）＜０．３
８であり、Ｘ線管１から被写体３中心までの距離及び被
写体３中心からＸ線検出器４までの距離が、０．５ｍ以
上で２ｍ以下である、ことを特徴とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、Ｘ線ＣＴ装置に
関するものであり、特に小焦点Ｘ線源を用いて拡大撮影
を行って位相コントラスト放射線画像を得る位相コント
ラスト撮影方法およびその装置に関する。
関するものであり、特に小焦点Ｘ線源を用いて拡大撮影
を行って位相コントラスト放射線画像を得る位相コント
ラスト撮影方法およびその装置に関する。
【０００２】被写体の輪切り画像（断層画像）や、その
画像の合成により３次元画像を得ることのできるＸ線Ｃ
Ｔ（Computed Tomography）装置に関し、特に、Ｘ線の
屈折現象（位相コントラスト）を利用してエッジ効果に
よる鮮鋭性の良好なＸ線ＣＴ画像（位相コントラスト放
射線画像）を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置に関する。
画像の合成により３次元画像を得ることのできるＸ線Ｃ
Ｔ（Computed Tomography）装置に関し、特に、Ｘ線の
屈折現象（位相コントラスト）を利用してエッジ効果に
よる鮮鋭性の良好なＸ線ＣＴ画像（位相コントラスト放
射線画像）を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００３】
【従来の技術】１９７０年代初頭にＸ線ＣＴ装置が発明
されたことにより、従来の単純Ｘ線写真では得られない
輪切り画像が得られ、画像診断に画期的な展開が見られ
た。とくに厚い骨で囲まれた脳の輪切り画像は、交通事
故などでの頭部損傷の診断技術を飛躍的に向上せしめ
た。Ｘ線ＣＴの発明当時は１本の細いＸ線ビームとＸ線
検出器を対として、被写体を中心に回転させて画像をえ
るものであった（図１（ａ）参照）。その後Ｘ線ビーム
を扇状にしてＸ線検出器を直線的に複数並べて検出効率
をあげ（図１（ｂ）参照）、そしてこのＸ線をビーム状
に放射するＸ線管と複数のＸ線検出器の対をさらに複数
とするマルチスライスＸ線ＣＴ、そして２次元Ｘ線検出
器を使用してコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線管を
使用するコーンビーム型Ｘ線ＣＴが出現するに至った
（図１（ｃ）参照）。こうした進歩でＸ線画質の向上と
ともに画像撮影時間の短縮が図られてきた。
されたことにより、従来の単純Ｘ線写真では得られない
輪切り画像が得られ、画像診断に画期的な展開が見られ
た。とくに厚い骨で囲まれた脳の輪切り画像は、交通事
故などでの頭部損傷の診断技術を飛躍的に向上せしめ
た。Ｘ線ＣＴの発明当時は１本の細いＸ線ビームとＸ線
検出器を対として、被写体を中心に回転させて画像をえ
るものであった（図１（ａ）参照）。その後Ｘ線ビーム
を扇状にしてＸ線検出器を直線的に複数並べて検出効率
をあげ（図１（ｂ）参照）、そしてこのＸ線をビーム状
に放射するＸ線管と複数のＸ線検出器の対をさらに複数
とするマルチスライスＸ線ＣＴ、そして２次元Ｘ線検出
器を使用してコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線管を
使用するコーンビーム型Ｘ線ＣＴが出現するに至った
（図１（ｃ）参照）。こうした進歩でＸ線画質の向上と
ともに画像撮影時間の短縮が図られてきた。
【０００４】一方、Ｘ線ＣＴ画像の画質向上について
は、近年においてはシンクロトロン放射光Ｘ線から単色
Ｘ線を取り出し、その単色Ｘ線を用いたＸ線ＣＴの研究
が幾つか報告されている。ここでの基本的な重要な技術
は、単色Ｘ線を用いることにより、位相コントラスト放
射線画像が得られることであり、これにより鮮明なＸ線
ＣＴ画像を得る試みがなされている。
は、近年においてはシンクロトロン放射光Ｘ線から単色
Ｘ線を取り出し、その単色Ｘ線を用いたＸ線ＣＴの研究
が幾つか報告されている。ここでの基本的な重要な技術
は、単色Ｘ線を用いることにより、位相コントラスト放
射線画像が得られることであり、これにより鮮明なＸ線
ＣＴ画像を得る試みがなされている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】ここで、上記のシンク
ロトロン放射光Ｘ線から得た単色Ｘ線を用いるＸ線ＣＴ
装置の場合、巨大な放射光Ｘ線発生装置を必要とするこ
とから、一般病院で広く使用することができない。ま
た、コーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置では、画像読取時間が
早くなるものの、とくに画質の向上は得られない。
ロトロン放射光Ｘ線から得た単色Ｘ線を用いるＸ線ＣＴ
装置の場合、巨大な放射光Ｘ線発生装置を必要とするこ
とから、一般病院で広く使用することができない。ま
た、コーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置では、画像読取時間が
早くなるものの、とくに画質の向上は得られない。
【０００６】本発明では通常の病院に設置可能であっ
て、位相コントラスト放射線画像を用いることにより高
画質の断層画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供
するものである。
て、位相コントラスト放射線画像を用いることにより高
画質の断層画像を得ることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供
するものである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決する本
発明は以下のように構成されている。 （１）請求項１記載の発明は、Ｘ線源から放射させるＸ
線が被写体を通過する際のエッジ効果による位相コント
ラスト放射線画像を得て断層像を生成するＸ線ＣＴ装置
であって、Ｘ線管の焦点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ
（mm）＜０．３８であり、Ｘ線管から被写体中心までの
距離及び被写体中心からＸ線検出器までの距離が、０．
５ｍ以上で２ｍ以下である、ことを特徴とするＸ線ＣＴ
装置である。
発明は以下のように構成されている。 （１）請求項１記載の発明は、Ｘ線源から放射させるＸ
線が被写体を通過する際のエッジ効果による位相コント
ラスト放射線画像を得て断層像を生成するＸ線ＣＴ装置
であって、Ｘ線管の焦点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ
（mm）＜０．３８であり、Ｘ線管から被写体中心までの
距離及び被写体中心からＸ線検出器までの距離が、０．
５ｍ以上で２ｍ以下である、ことを特徴とするＸ線ＣＴ
装置である。
【０００８】この発明では、Ｘ線管の焦点サイズ（ａ）
が０．０５≦ａ（mm）＜０．３８であり、Ｘ線管から被
写体中心までの距離及び被写体中心からＸ線検出器まで
の距離が、０．５ｍ以上で２ｍ以下であることにより、
位相コントラスト放射線画像を得て断層像を生成する際
に良好な画像が得られる。
が０．０５≦ａ（mm）＜０．３８であり、Ｘ線管から被
写体中心までの距離及び被写体中心からＸ線検出器まで
の距離が、０．５ｍ以上で２ｍ以下であることにより、
位相コントラスト放射線画像を得て断層像を生成する際
に良好な画像が得られる。
【０００９】この結果、シンクロトロン放射光Ｘ線のよ
うな巨大な施設は必要なくなり、通常の病院に設置可能
であって、位相コントラスト放射線画像を用いることに
より高画質の断層画像を得ることが可能になる。
うな巨大な施設は必要なくなり、通常の病院に設置可能
であって、位相コントラスト放射線画像を用いることに
より高画質の断層画像を得ることが可能になる。
【００１０】（２）請求項２記載の発明は、被写体を通
過したＸ線を検出するＸ線検出手段は、ピクセルサイズ
（ｐ）が、０．０５≦ｐ（mm）＜０．３８であり、複数
のピクセルが２次元平面状に配置された平面状検出器で
ある、ことを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置で
ある。
過したＸ線を検出するＸ線検出手段は、ピクセルサイズ
（ｐ）が、０．０５≦ｐ（mm）＜０．３８であり、複数
のピクセルが２次元平面状に配置された平面状検出器で
ある、ことを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置で
ある。
【００１１】この発明では、２次元Ｘ線検出器を使用し
てコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線管を使用するコ
ーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置に適用することで、撮影時間
が短く、かつ、高画質の断層画像が得られるＸ線ＣＴ装
置を実現できる。
てコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線管を使用するコ
ーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置に適用することで、撮影時間
が短く、かつ、高画質の断層画像が得られるＸ線ＣＴ装
置を実現できる。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、この発明の位相コントラス
ト放射線画像を用いたＸ線ＣＴ装置の実施の形態を図面
に基づいて詳細に説明するが、この発明は、この実施の
形態に限定されるものではない。
ト放射線画像を用いたＸ線ＣＴ装置の実施の形態を図面
に基づいて詳細に説明するが、この発明は、この実施の
形態に限定されるものではない。
【００１３】〈位相コントラスト放射線画像の説明〉こ
こで位相コントラストについて説明を行う。Ｘ線は電磁
波の一種であり、波の性質をもっている。すなわち可視
光線と同様に、Ｘ線が屈折率の異なる物体を透過する
と、その界面で屈折を起こす。図２で模式的に示すよう
に、屈折率の異なる界面部分のＸ線検出器上のＸ線透過
画像では、Ｘ線の屈折によってＸ線強度が低下する部分
と、そしてその屈折したＸ線が空間を直進してきたＸ線
と重なりあってＸ線強度が上昇する部分とが生ずる。す
なわちここで得られる陰画画像では、屈折率の異なる界
面を境にしてＸ線強度が低下する部分が白く抜け、Ｘ線
強度が上昇する部分がより黒くなる結果、いわゆるエッ
ジ強調画像が得られる。これは位相コントラストと呼ば
れる現象である。Ｘ線の波長は非常に短く、その屈折率
は小さいので、従来の一般に行われているＸ線画像撮影
ではこの位相コントラストは見過ごされてきた。
こで位相コントラストについて説明を行う。Ｘ線は電磁
波の一種であり、波の性質をもっている。すなわち可視
光線と同様に、Ｘ線が屈折率の異なる物体を透過する
と、その界面で屈折を起こす。図２で模式的に示すよう
に、屈折率の異なる界面部分のＸ線検出器上のＸ線透過
画像では、Ｘ線の屈折によってＸ線強度が低下する部分
と、そしてその屈折したＸ線が空間を直進してきたＸ線
と重なりあってＸ線強度が上昇する部分とが生ずる。す
なわちここで得られる陰画画像では、屈折率の異なる界
面を境にしてＸ線強度が低下する部分が白く抜け、Ｘ線
強度が上昇する部分がより黒くなる結果、いわゆるエッ
ジ強調画像が得られる。これは位相コントラストと呼ば
れる現象である。Ｘ線の波長は非常に短く、その屈折率
は小さいので、従来の一般に行われているＸ線画像撮影
ではこの位相コントラストは見過ごされてきた。
【００１４】すなわち従来のＸ線画像では位相コントラ
ストによる画像（位相コントラスト放射線画像）は十分
に活用されておらず、むしろＸ線の吸収差による吸収コ
ントラストのみのＸ線画像（吸収コントラスト放射線画
像）が用いられていた。
ストによる画像（位相コントラスト放射線画像）は十分
に活用されておらず、むしろＸ線の吸収差による吸収コ
ントラストのみのＸ線画像（吸収コントラスト放射線画
像）が用いられていた。
【００１５】本願発明においては、この位相コントラス
トによって鮮鋭性のよい高画質のＸ線ＣＴ画像を撮影す
るＸ線ＣＴ装置を提供するものである。ここで位相コン
トラスト放射線画像は、筑波市の高エネルギー研究所や
兵庫県のＳｐｒｉｎｇ−８などのようなシンクロトロン
Ｘ線ビームを用いる方法がよく知られている。シンクロ
トロンは設備が大き過ぎて一般の医療施設で広く使用す
るこができないことは自明である。また特表平１１−５
０２６２０号公報記載の方法には、Ｘ線焦点サイズが非
常に小さく、さらに点焦点とみなせるような距離だけＸ
線源とフィルムを離して撮影することで、位相コントラ
スト放射線画像を撮影することが報告されている。しか
し、この方法ではＸ線が微弱になりすぎて人体のＸ線像
撮影は不可能である。
トによって鮮鋭性のよい高画質のＸ線ＣＴ画像を撮影す
るＸ線ＣＴ装置を提供するものである。ここで位相コン
トラスト放射線画像は、筑波市の高エネルギー研究所や
兵庫県のＳｐｒｉｎｇ−８などのようなシンクロトロン
Ｘ線ビームを用いる方法がよく知られている。シンクロ
トロンは設備が大き過ぎて一般の医療施設で広く使用す
るこができないことは自明である。また特表平１１−５
０２６２０号公報記載の方法には、Ｘ線焦点サイズが非
常に小さく、さらに点焦点とみなせるような距離だけＸ
線源とフィルムを離して撮影することで、位相コントラ
スト放射線画像を撮影することが報告されている。しか
し、この方法ではＸ線が微弱になりすぎて人体のＸ線像
撮影は不可能である。
【００１６】Ｘ線位相コントラスト放射線画像を得るに
は、原理的に図２で示すように、被写体３から検出器４
までの距離Ｒ２は一定の距離を離さなければならない。
また、Ｘ線ＣＴに用いるＸ線管１は、一定のＸ線強度を
得るために、Ｘ線の焦点サイズは２０μｍ（上述した特
許公報参照）などのような微小焦点ではなく、５０μｍ
以上の値を取らざるを得ない。ここで、Ｘ線焦点サイズ
とは、Ｘ線管からＸ線が放射される窓口の大きさで、一
般に正方形をしており、その一辺の長さを言う。このよ
うな場合、この焦点サイズによるボケが生ずることとな
る。ボケの大きさＢは、Ｂ＝ａ×（Ｒ２／Ｒ１）で現わ
せる。シンクロトロンから得られる放射光Ｘ線は平行線
に近いため、すなわち焦点が無限遠である（Ｒ１→∞）
と等価であって、ボケの大きさＢは０となり、このよう
なボケの問題はない。また、上述した特許公報に提案さ
れているマイクロフォーカスＸ線源を用いるときはａ→
０であり、自動的にＢ→０であって、この場合もボケに
よる影響を考慮する必要はない。
は、原理的に図２で示すように、被写体３から検出器４
までの距離Ｒ２は一定の距離を離さなければならない。
また、Ｘ線ＣＴに用いるＸ線管１は、一定のＸ線強度を
得るために、Ｘ線の焦点サイズは２０μｍ（上述した特
許公報参照）などのような微小焦点ではなく、５０μｍ
以上の値を取らざるを得ない。ここで、Ｘ線焦点サイズ
とは、Ｘ線管からＸ線が放射される窓口の大きさで、一
般に正方形をしており、その一辺の長さを言う。このよ
うな場合、この焦点サイズによるボケが生ずることとな
る。ボケの大きさＢは、Ｂ＝ａ×（Ｒ２／Ｒ１）で現わ
せる。シンクロトロンから得られる放射光Ｘ線は平行線
に近いため、すなわち焦点が無限遠である（Ｒ１→∞）
と等価であって、ボケの大きさＢは０となり、このよう
なボケの問題はない。また、上述した特許公報に提案さ
れているマイクロフォーカスＸ線源を用いるときはａ→
０であり、自動的にＢ→０であって、この場合もボケに
よる影響を考慮する必要はない。
【００１７】ここでＸ線ＣＴの撮影では被験者（被写体
３）を中心にＸ線管とＸ線検出器が配置され、そしてＸ
線管とＸ線検出器が同期して被験者（被写体３）の回り
を回転して画像が撮影される。効果的に位相コントラス
ト放射線画像を得るには、Ｘ線管の焦点サイズ及び回転
半径長が一定領域でなければならないことは図１から理
解される。また、被写体３がＸ線管１とＸ線検出器４の
間にあるため、Ｒ１＝Ｒ２となり、ぼけの大きさＢ＝ａ
となって、焦点サイズの大きさａそのものがボケの大き
さとなる。
３）を中心にＸ線管とＸ線検出器が配置され、そしてＸ
線管とＸ線検出器が同期して被験者（被写体３）の回り
を回転して画像が撮影される。効果的に位相コントラス
ト放射線画像を得るには、Ｘ線管の焦点サイズ及び回転
半径長が一定領域でなければならないことは図１から理
解される。また、被写体３がＸ線管１とＸ線検出器４の
間にあるため、Ｒ１＝Ｒ２となり、ぼけの大きさＢ＝ａ
となって、焦点サイズの大きさａそのものがボケの大き
さとなる。
【００１８】ここで、図２で示すように位相コントラス
トによるエッジ効果のエッジの半値幅Ｅは、 Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3 …（１）， で表すことができる。ここでδは被写体３のＸ線に対す
る屈折率であり、ｒは被写体３を円柱と仮定したときの
半径である。
トによるエッジ効果のエッジの半値幅Ｅは、 Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）1/3｛Ｒ２δ（２ｒ）1/2｝2/3 …（１）， で表すことができる。ここでδは被写体３のＸ線に対す
る屈折率であり、ｒは被写体３を円柱と仮定したときの
半径である。
【００１９】このエッジ効果が画像の鮮鋭性の向上に寄
与するのは、同時に発生する焦点ボケにエッジ効果が打
ち勝つ領域である。この領域は、 ９Ｅ≧Ｂ …（２）， という結果が本件出願の発明者の研究の結果得られてい
る。
与するのは、同時に発生する焦点ボケにエッジ効果が打
ち勝つ領域である。この領域は、 ９Ｅ≧Ｂ …（２）， という結果が本件出願の発明者の研究の結果得られてい
る。
【００２０】従って、位相コントラストによる鮮鋭性の
優れるＸ線ＣＴ画像を得るには、Ｘ線管焦点サイズと、
Ｘ線管１から被写体３までの距離及び被写体３からＸ線
検出器４までの距離を規定する必要がある。
優れるＸ線ＣＴ画像を得るには、Ｘ線管焦点サイズと、
Ｘ線管１から被写体３までの距離及び被写体３からＸ線
検出器４までの距離を規定する必要がある。
【００２１】ここで上述したようにＲ１＝Ｒ２であるの
で、焦点サイズとボケの幅が一致することから、Ｘ線検
出器４の各画素のピクセルサイズは、Ｘ線管１の焦点サ
イズ程度であればよい。なお、焦点サイズをボケ幅より
小さくしても、感度が低下するだけで画質の向上は得ら
れないことになる。
で、焦点サイズとボケの幅が一致することから、Ｘ線検
出器４の各画素のピクセルサイズは、Ｘ線管１の焦点サ
イズ程度であればよい。なお、焦点サイズをボケ幅より
小さくしても、感度が低下するだけで画質の向上は得ら
れないことになる。
【００２２】〈第１の実施の形態例〉Ｘ線ＣＴは上述の
ようにＸ線源とＸ線検出器とが同時に被験者（被写体
３）の回りを回転する。この場合、回転半径はおのずか
ら制限される。すなわち、被験者（被写体３）にぶつか
らない最も小さい半径は０．５ｍ程度である。逆に回転
半径が大きくなるとＸ線ＣＴ測定装置自体が大きくな
り、最も大きい半径は２ｍ程度である。
ようにＸ線源とＸ線検出器とが同時に被験者（被写体
３）の回りを回転する。この場合、回転半径はおのずか
ら制限される。すなわち、被験者（被写体３）にぶつか
らない最も小さい半径は０．５ｍ程度である。逆に回転
半径が大きくなるとＸ線ＣＴ測定装置自体が大きくな
り、最も大きい半径は２ｍ程度である。
【００２３】ここで、例えば血管造影剤として使われる
ヨウ素のＸ線の屈折率は、２０ｋＶのＸ線ではほぼ１０
-6程度である。１mm径（半径０．５mm）の造影剤の入っ
た血管を仮定し、距離Ｒ１，Ｒ２を変化したときのＥ及
び９Ｅの値は１式から次のように得られる。
ヨウ素のＸ線の屈折率は、２０ｋＶのＸ線ではほぼ１０
-6程度である。１mm径（半径０．５mm）の造影剤の入っ
た血管を仮定し、距離Ｒ１，Ｒ２を変化したときのＥ及
び９Ｅの値は１式から次のように得られる。
【００２４】
【表１】
【００２５】この表１の計算結果を前述した（２）式の
９Ｅ≧Ｂに適用すると、位相コントラストによる高鮮鋭
画像を得るには、Ｘ線管の焦点サイズは０．３７８mmよ
り小さいことが必要である。焦点サイズが逆に０．０５
mmより小さくなると、Ｘ線強度が弱くなりすぎて、人体
を透過するＸ線量が少なくなり、かえって画質の低下を
生じせしめる。
９Ｅ≧Ｂに適用すると、位相コントラストによる高鮮鋭
画像を得るには、Ｘ線管の焦点サイズは０．３７８mmよ
り小さいことが必要である。焦点サイズが逆に０．０５
mmより小さくなると、Ｘ線強度が弱くなりすぎて、人体
を透過するＸ線量が少なくなり、かえって画質の低下を
生じせしめる。
【００２６】従って、好ましい実施態様としては本実施
の形態例で使用するＸ線管焦点サイズａは、０．０５≦
ａ（mm）＜０．３８であるので、Ｘ線検出器のピクセル
サイズｐは０．０５≦ｐ（mm）＜０．３８が好ましい実
施態様の範囲である。
の形態例で使用するＸ線管焦点サイズａは、０．０５≦
ａ（mm）＜０．３８であるので、Ｘ線検出器のピクセル
サイズｐは０．０５≦ｐ（mm）＜０．３８が好ましい実
施態様の範囲である。
【００２７】なお、ここで言うＸ線管の焦点サイズはＪ
ＩＳＺ４７０２に定められるようにピンホールカメラあ
るいはテストチャートを用いて測定することができる。
本実施の形態例では、Ｘ線管からコーンビームＸ線を照
射し、これを平面上検出器で検出することで、撮影時間
が短く、かつ、位相コントラストによって高画質のＸ線
ＣＴ画像が得られるようになる。この場合に使用される
平面状検出器は、Ｘ線シンチレータからの光を電気信号
に置きかえる光半導体とその電荷を読み取る薄膜トラン
ジスタを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線
を直接に電荷に変換してその電荷を読み取る薄膜トラン
ジスタを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線
シンチレータからの光をレンズまたはガラスファイバー
で集めてＣＣＤセンサもしくはＣＭＯＳセンサで電気信
号として画像情報を得る検出器、また、Ｘ線を直接ＣＣ
Ｄセンサに照射してＸ線画像情報を得る検出器、などを
使用することができる。
ＩＳＺ４７０２に定められるようにピンホールカメラあ
るいはテストチャートを用いて測定することができる。
本実施の形態例では、Ｘ線管からコーンビームＸ線を照
射し、これを平面上検出器で検出することで、撮影時間
が短く、かつ、位相コントラストによって高画質のＸ線
ＣＴ画像が得られるようになる。この場合に使用される
平面状検出器は、Ｘ線シンチレータからの光を電気信号
に置きかえる光半導体とその電荷を読み取る薄膜トラン
ジスタを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線
を直接に電荷に変換してその電荷を読み取る薄膜トラン
ジスタを２次元平面に敷き詰めたＸ線画像検出器、Ｘ線
シンチレータからの光をレンズまたはガラスファイバー
で集めてＣＣＤセンサもしくはＣＭＯＳセンサで電気信
号として画像情報を得る検出器、また、Ｘ線を直接ＣＣ
Ｄセンサに照射してＸ線画像情報を得る検出器、などを
使用することができる。
【００２８】Ｘ線画像検出器が輝尽性蛍光体の場合、本
実施の形態例でいう画素サイズｐは、光半導体での最小
読取サイズ、電荷を読み取る薄膜トランジスタの最小単
位、ＣＣＤの集光最小面積などである。
実施の形態例でいう画素サイズｐは、光半導体での最小
読取サイズ、電荷を読み取る薄膜トランジスタの最小単
位、ＣＣＤの集光最小面積などである。
【００２９】検出器４で検出されたデータから画像処理
部（断層像生成部：図示せず）で断層像（位相コントラ
ストによるＸ線ＣＴ画像）が生成され、得られたＸ線Ｃ
Ｔ画像はＣＲＴや液晶画像表示装置上に表示される。さ
らに、銀塩フィルムや昇華型やインクジェットプリンタ
ーなどでプラスチック支持体上にハードコピー画像とし
て描かれて、それをシヤウカステン上で観察される。こ
の画像はモノクロ画像表示でも疑似カラーを用いたカラ
ー画像でも差し支えない。
部（断層像生成部：図示せず）で断層像（位相コントラ
ストによるＸ線ＣＴ画像）が生成され、得られたＸ線Ｃ
Ｔ画像はＣＲＴや液晶画像表示装置上に表示される。さ
らに、銀塩フィルムや昇華型やインクジェットプリンタ
ーなどでプラスチック支持体上にハードコピー画像とし
て描かれて、それをシヤウカステン上で観察される。こ
の画像はモノクロ画像表示でも疑似カラーを用いたカラ
ー画像でも差し支えない。
【００３０】また、得られた画像信号は一時的もしくは
永久保存を目的として画像保存することができる。この
とき、光磁気ディスクやＤＶＤなどを用いることができ
る。また回線を用いて画像信号を離れた場所に送信し
て、その場所で画像表示されて画像診断が行われること
は好ましい態様である。
永久保存を目的として画像保存することができる。この
とき、光磁気ディスクやＤＶＤなどを用いることができ
る。また回線を用いて画像信号を離れた場所に送信し
て、その場所で画像表示されて画像診断が行われること
は好ましい態様である。
【００３１】なお、本実施の形態例は位相コントラスト
を用いて鮮鋭な断層像を得ることができるため、脳内の
細かい血管を撮影対象にする場合にも適している。この
場合、造影剤が従来よりも少なくて済むため、断層撮影
の際の被写体への安全性が高まるといった副次的な効果
も得られる。
を用いて鮮鋭な断層像を得ることができるため、脳内の
細かい血管を撮影対象にする場合にも適している。この
場合、造影剤が従来よりも少なくて済むため、断層撮影
の際の被写体への安全性が高まるといった副次的な効果
も得られる。
【００３２】
【発明の効果】以上詳細に説明したように、Ｘ線管の焦
点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ（mm）＜０．３８であ
り、Ｘ線管１から被写体３中心までの距離及び被写体３
中心からＸ線検出器４までの距離が、０．５ｍ以上で２
ｍ以下であることにより、位相コントラスト放射線画像
を得て断層像を生成する際に良好な画像が得られる。
点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ（mm）＜０．３８であ
り、Ｘ線管１から被写体３中心までの距離及び被写体３
中心からＸ線検出器４までの距離が、０．５ｍ以上で２
ｍ以下であることにより、位相コントラスト放射線画像
を得て断層像を生成する際に良好な画像が得られる。
【００３３】この結果、シンクロトロン放射光Ｘ線のよ
うな巨大な施設は必要なくなり、通常の病院に設置可能
であって、位相コントラスト放射線画像を用いることに
より高画質の断層画像を得ることが可能になる。
うな巨大な施設は必要なくなり、通常の病院に設置可能
であって、位相コントラスト放射線画像を用いることに
より高画質の断層画像を得ることが可能になる。
【００３４】また、被写体を通過したＸ線を検出するＸ
線検出手段は、ピクセルサイズ（ｐ）が、０．０５≦ｐ
（mm）＜０．３８であり、複数のピクセルが２次元平面
状に配置された平面状検出器とすることで、２次元Ｘ線
検出器を使用してコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線
管を使用するコーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置に適用するこ
とで、撮影時間が短く、かつ、従来よりも高画質の断層
画像が得られるＸ線ＣＴ装置を実現できる。
線検出手段は、ピクセルサイズ（ｐ）が、０．０５≦ｐ
（mm）＜０．３８であり、複数のピクセルが２次元平面
状に配置された平面状検出器とすることで、２次元Ｘ線
検出器を使用してコーンビーム状のＸ線を放射するＸ線
管を使用するコーンビーム型Ｘ線ＣＴ装置に適用するこ
とで、撮影時間が短く、かつ、従来よりも高画質の断層
画像が得られるＸ線ＣＴ装置を実現できる。
【図１】本発明の位相コントラストＸ線ＣＴ装置の構成
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図２】位相コントラスト放射線画像撮影装置の原理説
明のための説明図である。
明のための説明図である。
【図３】位相コントラスト放射線画像撮影装置の原理説
明のための説明図である。
明のための説明図である。
１ Ｘ線源 ３ 被写体 ４ Ｘ線画像検出器
Claims (2)
- 【請求項１】 Ｘ線源から放射させるＸ線が被写体を通
過する際のエッジ効果による位相コントラスト放射線画
像を得て断層像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、 Ｘ線管の焦点サイズ（ａ）が０．０５≦ａ（mm）＜０．
３８であり、 Ｘ線管から被写体中心までの距離及び被写体中心からＸ
線検出器までの距離が、０．５ｍ以上で２ｍ以下であ
る、ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 被写体を通過したＸ線を検出するＸ線検
出手段は、ピクセルサイズ（ｐ）が、０．０５≦ｐ（m
m）＜０．３８であり、複数のピクセルが２次元平面状
に配置された平面状検出器である、ことを特徴とする請
求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000357468A JP2002159486A (ja) | 2000-11-24 | 2000-11-24 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000357468A JP2002159486A (ja) | 2000-11-24 | 2000-11-24 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002159486A true JP2002159486A (ja) | 2002-06-04 |
Family
ID=18829529
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000357468A Pending JP2002159486A (ja) | 2000-11-24 | 2000-11-24 | Ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2002159486A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007203074A (ja) * | 2006-02-01 | 2007-08-16 | Siemens Ag | 投影または断層撮影による位相コントラスト画像の作成方法 |
-
2000
- 2000-11-24 JP JP2000357468A patent/JP2002159486A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007203074A (ja) * | 2006-02-01 | 2007-08-16 | Siemens Ag | 投影または断層撮影による位相コントラスト画像の作成方法 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050428 |
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| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080620 |
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