JP3280939B2

JP3280939B2 - 医学用放射光ｘ線撮像装置

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Publication number: JP3280939B2
Application number: JP21828899A
Authority: JP
Inventors: 一行兵藤; 正海安藤; 康成奥
Original assignee: Kawasaki Jukogyo KK
Current assignee: Kawasaki Motors Ltd
Priority date: 1999-08-02
Filing date: 1999-08-02
Publication date: 2002-05-13
Anticipated expiration: 2019-08-02
Also published as: JP2001037746A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射光を用いた医
学利用のＸ線撮像装置に関し、特に病院で冠状動脈造影
に使用することができる小型の放射光Ｘ線撮像装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】電子もしくは陽電子蓄積リング（以下電
子蓄積リングで代表する）に挿入された挿入光源から放
射される放射光は強度が高くしかも波長を任意に選択す
ることができることから、特定波長の高品質Ｘ線を活用
した医療用Ｘ線撮像装置の研究が進められている。

【０００３】電子入射器により打ち込まれた電子は電子
蓄積リング内を周回し、ウィグラなどの挿入光源を通過
する際に強いＸ線を含む放射光を発生する。この放射光
は分光器に導かれ単色のＸ線となり、患者を通過して撮
像装置に入射する。患者の血管に注入されている造影剤
（血液である割合に希釈されている）は、Ｘ線を透過し
にくいので、Ｘ線で撮影すると血管の影ができる。特に
造影剤にヨウ素を用いた場合、ヨウ素のＫ吸収端である
33.17 keVのＸ線を用いると、Ｘ線の吸収係数が極大と
なるため、コントラストの良い画像を得ることができ
る。

【０００４】たとえば、高エネルギー加速器研究機構の
放射光研究施設では、トリスタン入射蓄積リング（ＡＲ
リング）のＮＥ１ビームラインを用いて、放射光を利用
した冠状動脈造影（ＳＲアンジオグラフィ）の臨床応用
研究が行われて良好な結果が得られている。冠状動脈造
影は、特定波長のＸ線を吸収しやすい造影剤を血液中に
注入してＸ線撮影をすることにより血管の状態を見るも
ので、現在、ヨウ素を造影剤とし、33.17 keVのＫ吸収
端を利用したＸ線撮影で十分明瞭な冠状動脈画像が得ら
れている。

【０００５】高エネルギー加速器研究機構における成功
例に使用された放射光発生装置のパラメータはたとえば
次のようなものであった。電子ビームエネルギーＥ 5 GeV 最大磁場強さ Bo 0.79 T ウィグラポール数 43 水平エミッタンス εx 9.7×10^-8 m-rad 水平方向β関数 βx 8 m

【０００６】これらのパラメータによれば、33.17 keV
のＸ線のトータル光子数は、水平方向取り出し角度を2
mradとしたときに、0.1％バンド幅で約3×10¹³ 個とな
り、量子ノイズの少ない良好な画像を得ることができ
た。この数値は臨床において利用できる水準を示すもの
とすることができる。なお、この時の33.17 keVのＸ線
の水平方向発散角は0.24 mrad程度で、半陰影のない鮮
明な画像が得られていた。

【０００７】造影剤を静脈から注入する放射光冠状動脈
造影は簡便で安全な冠状動脈検査法であり、この実用化
により心臓病の定期検診を行うことが可能になると期待
されている。臨床応用に成功した高エネルギー加速器研
究機構のＡＲリングは十分な性能をもっているが、ＡＲ
リングは周長が380 mあり、これと同じ性能を有する装
置を全国各地の病院に設置することは実際上不可能であ
る。一般に利用する医学診断用の放射光発生装置は、病
院に設置可能な程度に小型であって、しかも鮮明な診断
画像が得られるものでなければならない。

【０００８】医学利用放射光装置を小型化するには幾多
の困難があるので、まずはＡＲリングのほぼ１桁小型化
してビーム軌道周長を50 m以下になるように構成する
と、装置が20 m×15 mの敷地内に収まり、比較的大きな
病院なら設置することも可能になる。周長が50 mである
医学用放射光装置用電子蓄積リングでは、挿入光源設置
用直線部および入射部RF部直線部にそれぞれ妥当な4 m
の長さを取れば、偏向部長さが一周分で 2πr = 42 mと
なるので偏向半径 r が6.67 mとなる。したがって、偏
向電磁石の磁場Ｂが一般的な範囲内で最大とされる1.5
Tであるとして、関係式Ｐ [GeV/c] = 0.3 B[T] r[m] （１）により求めると、電子の運動量Ｐは3 GeV/c以下にすれ
ばよいことが分かる。ここでｃは光速である。この時電
子ビームエネルギーは3 GeVになる。

【０００９】次に、放射光医学診断に用いることができ
るような良好な画像を得るには、量子ノイズを抑えるた
めに十分な光子数が必要とされる。多量のＸ線光子を得
るためには、放射光源としての電子蓄積リングの電子
ビームエネルギーを高くする、電子ビーム電流を大き
くする、ウィグラ磁場を高くする、ウィグラポール
数を多くする、分光器の積分反射効率を高くするなど
の方法が知られている。

【００１０】ところが、電子ビームエネルギーを高く
すると電子蓄積リングが大型化するばかりでなく、放射
エネルギーを供給するＲＦシステムのパワーが４乗で大
きくなり施設全体が大型化、高コスト化し、病院設置の
ための小型化の要求に反する。電子ビーム電流を大きくするのは技術的に限界があ
る。ウィグラ磁場を高くすることにも技術的に限界があ
る。ウィグラポール数を多くするのは技術的に限界がある
とともに電子蓄積リングの大型化につながる。分光器の積分反射強度を上げるのには、分光結晶の表
面を研磨する方法があり、この方法は電子蓄積リングを
大型化しないで多量のＸ線光子を得るようにすることが
できる。現状では上記各施策を複合して行うことが常識
的な対策である。

【００１１】このように、従来は、品質の高い診断画像
を得るために光子数を大きくすればよいとされていた。
しかし、本願発明の発明者らの研究により、特に小型の
電子蓄積リングを使用する場合は、放射光が平行光線と
見なすことができなくなるため画像に半陰影ができて診
断画像として問題が生じることが分かった。たとえば、
分光結晶表面を研磨して積分反射強度を上げて光子数を
大きくしても、光源の発散角や光源見込み幅によっては
半陰影が生じる。また、分光結晶表面でのＸ線散乱角度
の広がりも半陰影に影響を与える。

【００１２】半陰影を小さくするためには、光源と被写
体および分光器と被写体の距離を大きくして被写体に入
射する放射光Ｘ線を平行光線に近くし、さらに被写体と
撮像器の距離を小さくすればよいが、光源や分光器と被
写体を大きく離しすぎるとせっかく小型の電子蓄積リン
グを使用しても施設全体が大きくなり小型化の要請に応
えることにならない。また、被写体と撮像器が近いと被
写体で発生する散乱線のために診断画像の画質が劣化す
る問題がある。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】そこで、本発明の解決
しようとする課題は、放射光を用いた医学用Ｘ線撮像装
置、特に病院で冠状動脈造影に使用することができる小
型の放射光Ｘ線撮像装置を提供することである。また、
特に、半陰影の発生を抑制して良好なＸ線画像を得るこ
とができる小型の放射光Ｘ線撮像装置を提供することで
ある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置は、ビームエネ
ルギーが3 GeV以下の電子もしくは陽電子蓄積リング
（以下電子蓄積リングという）に挿入され放射光Ｘ線を
発生する挿入光源と、挿入光源からの放射光を受けて分
光する分光結晶と、撮像装置とを備え、分光結晶と撮像
装置の間に被写体を置いてＸ線撮影する装置であって、
挿入光源における実効光源の幅と実効光源の位置から被
写体まで光路長と分光結晶と被写体との距離に基づき、
放射光Ｘ線の分光結晶におけるＸ線散乱角を加味して、
被写体から映像における半陰影を見込む角を0.6 mrad以
下とすることにより被写体の映像における半陰影を抑制
したことを特徴とする。

【００１５】大型の電子蓄積リングを使用する場合は、
リングを構成する電磁石の数を多くし偏向部の電子軌道
の曲率半径を大きくすることで電子ビームのエミッタン
スを小さくすることができ、これにより光源からの放射
光は発散角が小さく被写体に照射するときには実質的に
平行光線とすることができる。小型電子蓄積リングによ
り大型電子蓄積リングで得られるようなＸ線撮影画像を
取得できるようにしようとする場合は、光子数を確保で
きるように構成するのが普通である。しかし、小型電子
蓄積リングの場合は、どうしても電磁石の数が少なくな
り偏向部の曲率半径も小さくなるので電子ビームエミッ
タンスが大きくなり、光源からの放射光が比較的大きな
発散角を持ち光源のサイズが無視できなくなる。したが
って、そのままで撮影を行うと取得した画像に半陰影が
生じる。この半陰影は、画像にボケを生じさせるので好
ましくない。

【００１６】また、光源が放射光源でＸ線を利用する医
学診断の場合、光子数を増加するため分光器に表面を研
磨した分光結晶を用いると、光源でのＸ線の発散に加え
て、分光結晶でのＸ線の散乱によりさらに半陰影が増大
する。この半陰影の幅は被写体と撮像器の距離に比例す
るので、この距離を小さくすることで、半陰影を抑える
ことができる。

【００１７】ところが、被写体と撮像器が近ければ、被
写体で発生する散乱線が撮像器に相当量入射し画像のコ
ントラストを劣化させる。したがって良質な画像を得る
ためには被写体と撮像器をある程度離さなくてはならな
い。実験の結果、実用に供するためには、被写体と撮像
器の間は500 mm以上に離すことが好ましいことが判っ
た。なお、本願出願人らが出願した特開平０７-２３６
６３２には、Ｘ線グリッドを被写体と撮像器の間に設置
して被写体で発生した散乱線が撮像器に入射するのを抑
える方法が開示されている。

【００１８】本願発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置は、
撮影用Ｘ線が有する電子揺動方向の光発散角と分光結晶
の表面におけるＸ線散乱角の和に注目して、この値が0.
6 mrad以下となるように構成したものである。放射光の
平行光化のために電子蓄積リングを大型化しなくても、
ここで注目した角度の和が0.6 mrad以下であれば、被写
体と撮像器の距離が500 mm程度の場合に実用に耐える鮮
明なＸ線撮影画像を得ることができることが実証されて
いる。なお、分光結晶として結晶の表面を研磨して積分
強度を強化した分光結晶を使用する場合は、分光結晶表
面のＸ線散乱角がほぼ0.35 mradであるので、撮影用Ｘ
線の光発散角が電子揺動方向において0.25 mrad以下で
あるように構成することが好ましい。

【００１９】

【００２０】しかし、放射光の発散角が十分に小さくな
らない場合にも、光源の実効的なサイズが小さければ光
源と分光器と被写体の位置関係を調整することにより半
陰影を小さくすることができる。すなわち、発散角が大
きくても被写体から光源を見込む方向以外から直接光が
被写体に入射することはないから、光源と被写体の間の
距離を大きくすることにより光源見込み角を小さい値に
すればよい。ただし、分光結晶で散乱された光は半陰影
の大きさに直接影響を与えるので、散乱角について補償
して、被写体から映像における半陰影を見込む角が0.6
mrad以下になるようにすれば、目的に適合した半陰影が
小さなＸ線撮影画像を得ることができる。

【００２１】なお、本発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置
は、実効光源の幅をＷs（単位mm）、実効光源の位置か
ら被写体まで光路長をＬsa（単位m）、分光結晶表面に
おけるＸ線散乱角を２θm（単位mrad）、分光結晶と被
写体との距離をＬma（単位ｍ）としたときに、（Ｗs−
Ｌma×２θｍ）／Ｌsa＋２θｍ＜0.6、あるいは光源と
被写体との距離Ｌsaに注目すると、Ｌsa＞（Ｗs−２θm
Ｌma）／（0.6−２θm）なる関係を満たすように配置す
ることが好ましい。なお、研磨した分光結晶を使うとＸ
線散乱角２θmが0.35 mradになるので、この値を使用す
ると上記不等式はＬsa＞４×（Ｗs−0.35Ｌma）とな
る。

【００２２】また、本発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置
において研磨した分光結晶を使う場合は、放射光Ｘ線に
おける33 keV以上の成分の光子数が、0.1％バンド幅で
１秒あたり3×10¹³個以上あればよい。Ｓ／Ｎ比をいろ
いろに変えたときの血管の影の見え方を検討した結果、
医師の要求する重量濃度１％の直径1 mmの血管が判別で
きる画像を得るためにはＳ／Ｎ比は60程度あればよいこ
とが分かった。

【００２３】Ｓ／Ｎ比60を得るためには、33.17 keVの
Ｘ線光子数Ｉが3600程度必要であり、心臓診断が可能な
130 mm×80 mmの大きさを有する心臓診断画像を得るた
めに撮像器前で必要となる光子数は約９×10⁸個とな
る。ただし、画素の大きさは0.2mm×0.2 mmであるとす
る。冠状動脈造影は撮影対象が動く心臓であるので、心
臓の拍動の影響を受けないために4 msecで１枚の画像を
得る必要がある。そこで、光源から撮像器の間における
減衰を考慮に入れ、さらに分光結晶の積分反射強度を加
味すると、光源で必要な光子数は約3×10¹³個となる。

【００２４】なお、本発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置
における挿入光源は超伝導電磁石で構成されたウィグラ
であることが好ましい。超伝導電磁石を使用することに
より強力な磁場を発生させることができるので、高いエ
ネルギーを持ったＸ線の光子数を増大することができ
る。さらに、被写体の位置と撮像装置の間にＸ線グリッ
ドを挿入することにより被写体と撮像装置の間の距離を
小さくでき半陰影をさらに抑制することができる。Ｘ線
グリッドは、Ｘ線透過率の低い材料とＸ線透過率の高い
材料を交互に層状に張り合わせたもので、積層面に平行
に入射する直接線は透過しやすく、角度を持って入射す
るＸ線は殆ど吸収されるようになっている。従って、撮
像器の前にＸ線グリッドを設置すると、被写体と撮像装
置の間の距離が小さくても被写体内で散乱したＸ線は撮
像器に到達しにくく鮮明な撮影画像を取得することがで
きる。

【００２５】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る医学用放射光
Ｘ線撮像装置を、図面を用い実施例に基づいて詳細に説
明する。図１は本実施例の医学用放射光Ｘ線撮像装置の
全体構成を示す模式図、図２は本実施例における被写体
を挟んだ部分の配置例を表すブロック図である。

【００２６】電子銃などからなる電子入射器１から出射
される電子２を電子蓄積リング３の電子周回軌道４に投
入して偏向電磁石５、５・・・により当該周回軌道を周
回的に走行させる。電子蓄積リング３中の所定の偏向電
磁石５、５間の直線部にウィグラー等の挿入光源６が介
装されている。電子蓄積リング３を周回する電子は、挿
入電源６を通過する際に波長幅の狭い強いＸ線を含んだ
放射光７を発生する。

【００２７】この放射光は分光器９に導かれ、分光器９
の分光結晶によりブラッグ反射をして単色のＸ線１０と
なり、患者１１の心臓部を透過して撮像装置に入射す
る。撮像装置はイメージインテンシファイア１２とＣＣ
Ｄカメラ１３からなる。イメージインテンシファイア１
２はＸ線を可視光に変換する装置で、可視光に変換され
た映像をその後ろに設置されたＣＣＤカメラ１３で読み
込む。ＣＣＤカメラ１３より出力された画像信号は画像
処理装置１４に記録処理され診断画像として保存され
る。

【００２８】Ｘ線を含む放射光の進路中の挿入光源６と
分光器９の間に設置された回転シャッタ８は、撮像に必
要な露出時間だけＸ線を通過させ、それ以外の時間はＸ
線を遮蔽するＸ線照射制御装置である。このようなシャ
ッタ装置を用いることで、不要なＸ線被曝を最小限に抑
制することが可能となる。

【００２９】図２に示すように、電子蓄積リング３に挿
入された挿入光源６から放出された強いＸ線を含む放射
光７は回転シャッタ８を透過して分光器９に導かれ、単
色のＸ線１０となり、被写体である患者の心臓部１１を
透過して撮像装置に入射する。患者の血管にＸ線に対し
て透過選択性がある造影剤を注入しておくと、撮像装置
で取得する心臓部分の映像に冠状動脈の影が得られるの
で、診断に利用することができる。

【００３０】この目的でよく用いられる造影剤はヨウ素
である。ヨウ素は骨や軟部組織より大きな吸収係数を持
つので、静脈注射によりヨウ素造影剤を血液中に注入し
てＸ線撮影すると血管部分が浮き出た画像を得ることが
できる。また、ヨウ素は光エネルギー33.17 keV付近に
Ｘ線の質量吸収係数が大きく変化するＫ吸収端がある
が、このＫ吸収端付近では骨や軟部組織は吸収係数の変
化が殆ど無い。そこで、Ｋ吸収端の直上と直下の２種類
の単色Ｘ線で撮像を行い両者の差分を取ることにより、
ヨウ素造影剤の含まれる血管を抽出して冠状動脈の鮮明
な画像を得るＫ吸収端差分法が開発されている。さら
に、最近の研究により、Ｋ吸収端直上の単色Ｘ線のみで
撮影を行っても診断可能な良好な画像が得られることが
分かっている。Ｋ吸収端直上のＸ線による冠状動脈造影
では、心臓の拍動による画像のぶれをなくすために１枚
の画像を撮る露出時間は４ msec程度がよいとされる。

【００３１】挿入光源６から放出される放射光のビーム
７は一般に水平方向の幅は広くても垂直方向の厚みは小
さいので、心臓部分を覆うような２次元ビームを得るた
めには垂直方向を拡大する必要がある。そこで、本実施
例では分光器９の分光結晶における非対称反射を利用し
た方法を用いて放射光ビームを拡大する。図３はこの方
法における分光結晶の作用を説明する図面である。

【００３２】この方法は、Ｘ線の回折する反射面２１が
結晶表面２２から非対称角αだけ傾くように切り出した
結晶２０を使用する方法で、厚みｗの入射Ｘ線７が表面
２２に対して角度α傾いた反射面２１に角度θで入射し
て反射するとすれば、下の式（１）に表した拡大率Ｗ／
ｗで垂直方向に拡大され、大きな厚みＷを持った単色Ｘ
線ビーム１０が得られる。Ｗ／ｗ＝sin（θ＋α）／sin（θ−α）（１）この手法により、分光結晶で反射された単色Ｘ線は所定
の幅と厚みを持った面ビームとなり、冠状動脈造影を二
次元動画像撮影で行うことが可能となる。

【００３３】なお、被写体１１に入射するＸ線は被写体
内で散乱するが、この散乱線が撮像器に相当量入射する
と画像のコントラストを劣化させる。特に被写体と撮像
器が近い場合には、被写体の影を生成する直接線に対す
る散乱線の割合が大きくなり画像の観察が困難になる。
このような困難を解決するため、本実施例の医学用放射
光Ｘ線撮像装置にも、撮像器イメージインテンシファイ
ア１２の前にＸ線グリッド１６を設置することができ
る。

【００３４】Ｘ線グリッド１６は、本願出願人が既に特
開平07-236632により開示したような、Ｘ線透過率の低
い材料とＸ線透過率の高い材料を交互に層状に張り合わ
せたもので、積層面に平行に入射する直接線は透過しや
すく、角度を持って入射するＸ線は殆ど吸収されるよう
になったグリッドなどを使用すればよい。Ｘ線グリッド
を被写体と撮像器の間に設置すると、被写体内で散乱し
たＸ線は撮像器に到達しにくく直接線のみが撮像器に入
射するので、鮮明なＸ線撮影画像を取得することができ
る。

【００３５】なお、被写体内で散乱したＸ線は被写体か
らの出射角度の分布が大きいので、被写体と撮像器の距
離を大きくすることによっても散乱線が撮像器に入射し
にくくすることができる。被写体と撮像器の距離を変え
て散乱線と直接線の比率を測定した例を図４に示す。図
４は、横軸に被写体撮像器間距離、縦軸に散乱線対直接
線比率を示し、参考にＸ線グリッドを用い被写体と撮像
器の距離を約125 mmにしたときの値をプロットしてあ
る。散乱線対直接線比率は被写体と撮像器の間が離れる
につれ指数関数的に減少することが分かる。

【００３６】この実験結果より、Ｘ線グリッドを用いた
ときと同じ程度に散乱線の影響を抑えるには、被写体と
撮像器の距離を500 mm以上にすればよいことが分かっ
た。なお、被写体と撮像器の間に距離を取る方法とＸ線
グリッドを用いる方法を併用した場合には、より簡単な
Ｘ線グリッドを用いて装置間の距離をある程度短くする
ことができることは言うまでもない。

【００３７】このようにして被写体中のＸ線散乱の影響
を除去しても、放射光が発散角を持ち、また分光器で散
乱があるとＸ線を平行光線と見なすことができなくなる
ため画像に半陰影ができる。半陰影が大きいと、血管の
輪郭が曖昧になり細い血管の像を識別できなくしてしま
うので診断に用いることが困難になる。大型の電子蓄積
リングを利用する場合は発散角が小さく光子数が大きい
良質な放射光が得られるので半陰影が問題にならない
が、小型の電子蓄積リングを使用する場合に、特に光子
数を増加させるように電子ビームエネルギーを大きくす
ると発散角が大きくなりがちで半陰影の発生が無視でき
なくなる。

【００３８】半陰影を小さくするためには、光源と被写
体および分光器と被写体の距離を大きくして被写体に入
射する放射光Ｘ線を平行光線に近くし被写体と撮像器の
距離を小さくすればよいが、光源や分光器と被写体を大
きく離しすぎるとせっかく小型の電子蓄積リングを使用
しても施設全体が大きくなり小型化の要請に応えること
にならない。また、被写体と撮像器が近いと被写体で発
生する散乱線のために診断画像の画質が劣化する問題が
ある。

【００３９】図５は半陰影の発生機構を説明する図面で
ある。幅Ｗｓを有する光源Ｓからの光を被写体Ａに照射
して撮像器のスクリーンＤでその影を生成させると、光
源Ｓに有限の幅Ｗｓがあるため、スクリーンＤ面にでき
る被写体Ａの影の周囲に幅Ｗｄの半陰影が生じる。半陰
影は被写体位置から光源を見込む角σに関係し、半陰影
の幅Ｗｄは、光源の幅Ｗｓに比例し、被写体Ａと撮像器
の距離Ｌadに比例し、光源Ｓと被写体Ａの距離Ｌsaに逆
比例するので、下の式（２）で表される。Ｗｄ＝Ｗｓ×Ｌad／Ｌsa＝Ｌad×σ （２）

【００４０】なお、放射光Ｘ線が真に平行光であれば光
源がどれだけ大きくても、被写体のある点に直接に到達
するのは光源中の点領域から発生した直達Ｘ線だけであ
る。しかしＸ線が発散角を有するときは、被写体のある
点から光の投射方向に発散角を見込んだときに光源上に
投影される領域から放射されるＸ線がその点に到達する
ことになる。このように、光源の発散角Σが被写体から
光源を見込む角σより小さい場合は、被写体のある点に
直接入射する光はその点から発散角Σで見込む範囲内の
光源から放射される光だけであるから、（２）式はＷｄ＝Ｌad×２Σ と書くことができる。

【００４１】いずれの場合も、被写体と撮像器の距離を
小さくすることで半陰影を抑えることができる。しか
し、先に説明したとおり、被写体で発生する散乱線の影
響を排除するため、Ｘ線グリッドを利用しない場合を考
えると被写体と撮像器の距離を500 mm以上取る必要があ
る。したがって、光源を見込む角σや発散角Σが大きけ
れば半陰影の生成を無視することができない。また、放
射光源で発生したＸ線を利用する医学診断の場合、Ｘ線
ビームの厚さを確保するため分光器を用いるので、分光
結晶でのＸ線の散乱により半陰影が増大する。特に、積
分反射強度を上げるため表面を研磨した分光結晶を使用
するとＸ線散乱角がさらに大きくなり画像の半陰影が大
きくなる。

【００４２】図６と図７は、このような分光器における
散乱角を考慮に入れた実効的な光源に基づいて、半陰影
を評価する方法を説明する図面である。まず、図６を用
いて、放射光の発散角Σが十分小さくて、対象とする被
写体Ａのエッジに直接到達するＸ線は光源Ｓの一部Ｓｐ
から放射されるＸ線だけである場合について説明する。
光源Ｓと被写体Ａの間に散乱角θｍを有する分光結晶Ｍ
が介装されているとすれば、被写体Ａのエッジに照射す
るＸ線は光源Ｓｐから直達するＸ線に分光結晶Ｍで散乱
した分が加わったものになる。

【００４３】この関係は、被写体Ａのエッジから発散角
Σと散乱角θｍを加えて２倍しただけの角度θを見込む
等価光源Ｓｍが分光結晶Ｍの位置にあって、この等価光
源Ｓｍから前記エッジに照射すると考えることができ
る。光源Ｓから等価光源Ｓｍに到達するＸ線は発散角Σ
を有するから、等価光源Ｓｍの境界から角度Σで引いた
直線が光源Ｓと交わる点で囲まれた実効光源領域Ｗｓの
内部から放射されるＸ線であって、この領域Ｗｓの外側
から放射されたＸ線は被写体Ａのエッジを照射すること
はない。

【００４４】この実効光源領域の幅Ｗｓは、Ｗｓ＝Ｌsa×２Σ＋Ｌma×２θｍ（３）となる。ここで、Ｌsaは光源Ｓと被写体Ａの距離、Ｌma
は分光結晶Ｍと被写体Ａの距離である。なお、放射光の
発散角、分光結晶における散乱角、また光源サイズなど
は統計的な現象で強度に分布を有するため、その値とし
てのΣ、θｍ、Ｗｓなどは例えば標準偏差値などで表現
される値であり、どの程度の確実性を要求するかによっ
て使用すべき値が変わることに注意しなければならな
い。

【００４５】上記条件において、撮像器のスクリーンＤ
に生じる幅Ｗｄの半陰影の見込み角２θｐは放射光の発
散角Σの２倍と分光結晶の散乱角θｍの２倍を加えたも
のになる。２θｐ＝２Σ＋２θｍ（４）Ｗｄ＝Ｌad×２θｐ＝Ｌad×（２Σ＋２θｍ）（５）ここで、Ｌadは被写体ＡとスクリーンＤの距離である。
したがって、分光結晶の散乱角が与えられているときに
半陰影を小さくするためには発散角Σを小さくすればよ
い。

【００４６】次に、図７を用いて発散角Σが大きい放射
光源Ｓを用いた場合について説明する。Ｘ線の発散角Σ
が大きくて光源Ｓの全ての領域から放射される光が被写
体Ａの輪郭に到達する場合は、スクリーンＤに生じる幅
Ｗｄの半陰影の見込み角２θｐは、放射光の発散角Σに
よらず、光源Ｓと分光結晶Ｍと被写体Ａの配置関係と光
源Ｓの大きさＷｓにより決まる。すなわち、半陰影の見
込み角が２θｐであるとすると、半陰影の最外領域を形
成するＸ線は、分光結晶Ｍにおいて散乱角θｍで内側に
屈折した光線であるから、分光結晶Ｍに対する入射角が
（θｐ−θｍ）の光線である。したがって、幅Ｗｄ＝Ｌ
ad×２θｐの半陰影を形成する光源の幅Ｗｓは、Ｗｓ＝Ｌsa×（２θｐ−２θｍ）＋Ｌma×２θｍ（６）となる。

【００４７】θｐについて解くと、２θｐ＝（Ｗｓ−Ｌma×２θｍ）／Ｌsa＋２θｍ（７）となる。ここで、各変数の意味は発散角Σが小さいとき
の解析に使用したものと同じものである。したがって、
半陰影を小さくするためには、光源Ｓのサイズを小さく
すること、光源Ｓから被写体Ａ間での距離を大きくする
こと、分光結晶Ｍから被写体Ａ間での距離を大きくする
ことが効果があることが分かる。式（７）により、これ
らの効果を定量的に把握することができた。

【００４８】いずれの場合でも、半陰影の見込み角２θ
ｐが小さければ小さいほど画像中の半陰影が小さくなっ
て良質なＸ線撮像画面を得られる。しかし、放射光の発
散角Σを無限に小さくすることは困難であるし、また放
射光源を実質的に点光源とすることもできない。そこ
で、心臓病診断に使える程度に鮮明なＸ線画像が得られ
る半陰影の見込み角２θｐの限界を知ることにより、現
実的な設備を構成することができる。発明者らは、血管
のモデルを実機で測定する実験とシミュレーションを行
って、臨床的な許容範囲を確定することができた。

【００４９】血管モデルは、人体を模擬した厚さ160 mm
のアクリルブロックに血管を模して太さ1 mmないし5 mm
の細孔を穿ち、この細孔にヨウ素重量濃度５％の造影剤
を充填したものである。血管モデルを撮像器の前500 mm
の位置に置いてＸ線撮像する場合について、実験とシミ
ュレーションを行った。使用したシミュレーション手法
は実験値とよく合致することが確認されている。

【００５０】図８は上記シミュレーションにより得られ
た画像で、太さ1 mmの血管が形成された厚さ160 mmのア
クリルブロックに33.17 keVのＸ線を照射して撮像した
ものの一部である。図８（ａ）は２θｐ＝0.4 mrad、図
８（ｂ）は２θｐ＝0.6 mrad、図８（ｃ）は２θｐ＝1.
0 mradの場合である。また、図９は図８の画像について
血管部を横断する方向に隣接画素同士の濃度微分値を取
ったグラフで、図９（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ
図８（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に対応する。

【００５１】２θｐ＝0.4 mradでは血管の輪郭が鮮明で
血管の状態を正しく判定することができる。２θｐ＝0.
6 mradのときは血管外部のノイズと紛らわしいが連続し
た像を観察することにより、経験の深い医者なら血管の
状態を正しく判断することができる。しかし、２θｐ＝
1.0 mradの場合は、血管の境界が判然としないので血管
の存在は認識できても形状を正確に知ることは困難であ
る。このように、半陰影の見込み角２θｐを変化させて
得られる画像を観察することにより、半陰影の見込み角
が0.6 mrad程度まででなければ診断が可能な鮮明度を有
する画像は得られないことが分かった。

【００５２】したがって、実用的なＸ線撮像装置を構成
するためには、式（４）あるいは式（７）で得られる半
陰影の見込み角２θｐを0.6 mrad以下にすればよい。さ
て、放射光医学利用の冠状動脈造影では、積分反射強度
を上げて光子数を確保するために表面を研磨した分光結
晶が用いられる。表面を研磨した分光結晶では表面が乱
れているためエッチング結晶に比べＸ線の散乱が大き
い。トリスタン入射蓄積リング（ＡＲリング）における
実験結果によれば、#1200の研磨剤で研磨したSi (311)
面のＸ線散乱角の倍角２θｍは0.35 mradである。

【００５３】式（４）にしたがって、電子蓄積リングの
磁石配置を工夫して電子ビームのエミッタンスを小さく
したり、光源点のβ関数を大きくすることにより、33.1
7 keVの放射光Ｘ線の発散角の倍角２Σが0.25 mrad以下
になるようにすれば、半陰影見込み角は0.6 mrad以下と
なって、診断に利用できるような良好なＸ線画像を得る
ことができる。なお、近年研究が進んでいるダンプトキ
ャビティを利用しても、低エミッタンスかつ大電流の電
子蓄積リングを形成することが可能である。

【００５４】一方、Ｘ線発散角の倍角２Σが0.25 mrad
以上ある場合でも、式（７）に従って、（１）実効光源
サイズを小さくする、（２）光源点から被写体までの光
路長Ｌsaを長くする、（３）分光結晶と被写体との距離
Ｌmaを大きくする、ことにより半陰影の見込み角２θｐ
を0.6 mrad以下にすれば、診断に使用できるＸ線画像を
得ることができる。

【００５５】光源のサイズＷｓは、Ｗｓ＜Ｌsa×（２θｐ−２θｍ）＋Ｌma×２θｍ（８）であれば目標値としての半陰影の見込み角２θｐ以下と
なる。したがって、分光結晶における散乱角の倍角２θ
ｍが0.35 mradのとき、半陰影の見込み角２θｐを0.6 m
rad以下にするためには、Ｗｓ＜0.25Ｌsa＋0.35Ｌma （９）であればよい。

【００５６】なお、挿入光源では周期磁石列中で電子ビ
ームが振動する間に光が放射されるので、上記の実効光
源サイズは、光源点での電子ビームのサイズと挿入光源
磁場による電子ビームの揺動幅の和になる。したがっ
て、電子ビームのサイズと揺動幅を小さくすることによ
り光源サイズが小さくなる。ただし、電子ビームエネル
ギーの小さい小型の電子蓄積リングを用いて、ここに磁
場の強い超伝導ウィグラを設置したり、蓄積電流値を大
きくするため電子ビームサイズを大きくしたりして、医
学利用放射光リングに好ましい条件を整えようとすれ
ば、光源サイズＷｓを闇雲に小さくすることはできな
い。

【００５７】光源サイズＷｓが与えられたときには、光
源点から被写体までの光路長Ｌsaが、Ｌsa＞（Ｗｓ−Ｌma×２θｍ）／（２θｐ−２θｍ）（１０）であれば半陰影の見込み角２θｐが所定の値以下にな
る。この場合、利用される具体的な数値、２θｍ＝0.35
mrad、２θｐ＝0.6 mradを代入すると、Ｌsa＞４×（Ｗｓ−0.35Ｌma）（１１）となり、この条件を満たせば半陰影の見込み角２θｐが
0.6 mrad以下になる。

【００５８】さらに、分光結晶と被写体との距離Ｌma
は、Ｌma＞（Ｗｓ−Ｌsa×（２θｐ−２θｍ））／２θｍ（１２）となり、具体的な数値を代入すると、Ｌma＞（Ｗｓ−0.25Ｌsa）／0.35 （１３）であれば、半陰影の見込み角２θｐが0.6 mrad以下にな
り、明瞭なＸ線撮像画面を得ることができる。

【００５９】なお、図１に示したように放射光から33.1
7 keVのＸ線を１枚の分光結晶により分光する装置を使
用する場合は、分光結晶通過後のＸ線は水平入射方向に
対して13度偏向するので、分光結晶と被写体の距離Ｌma
が大きくなると被写体の位置が高くなって施設配置に支
障を来すことになる。したがって、距離Ｌmaを3 mから4
m程度にとるのが一般的である。例えば、分光結晶と被
写体の距離Ｌmaを4 mとし、実効光源サイズＷｓを10 mm
としたとき、#1200の研磨剤で研磨したSi(311)面のＸ線
散乱角の倍角２θｍは0.35 mradであるので、光源点か
ら被写体までの光路長Ｌsaは34.4 m以上にすればよい。

【００６０】さらに、高品質の診察画像を得るために
は、量子ノイズに関しても注意しなければならない。発
明者らは、血管モデルを用いた実験とシミュレーション
を行って、臨床的な許容範囲を確定することができた。
血管モデルは、半陰影の見込み角について解析するとき
に使用したものと同様に、人体を模した厚さ160 mmのア
クリルブロックに穿った太さ1 mmの血管を模した細孔に
ヨウ素重量濃度１％のヨウ素造影剤を充填したものであ
る。画素の大きさが0.2 mm×0.2 mmの撮像器の前に血管
モデルを置いて、Ｓ／Ｎ比が10〜100の範囲で変化する
ように光子数を調整した33.17 keVのＸ線が均一に画面
に入射するようにしてＸ線撮像する場合について、半陰
影の見込み角２θｐについて行ったと同様のシミュレー
ションを行った。シミュレーションは実験とよく合致す
ることが確認されている。

【００６１】図１０はシミュレーションにより得られた
画像について血管部を横断する方向にプロファイルを取
ったグラフで、血管モデルに33.17keVのＸ線を照射して
撮像したもののうち代表的な一部である。図１０（ａ）
はＳ／Ｎ＝100、図１０（ｂ）はＳ／Ｎ＝60、図１０
（ｃ）はＳ／Ｎ＝30の場合のプロファイルで、横軸に画
像横断方向、縦軸に任意スケールで濃度を取っている。
各グラフの中央に現れた血管部分を示すへこみが大きけ
れば鮮明な血管像が得られていることになる。

【００６２】画像を観察したときに、Ｓ／Ｎ＝100では
血管が鮮明で状態を正しく判定することができる。図１
０（ａ）からも血管位置が周囲より顕著に黒化している
ことが読みとれる。Ｓ／Ｎ＝60のときは血管外部のノイ
ズと紛らわしいが経験の深い医者なら正しく判断するこ
とができる。Ｓ／Ｎ＝30の場合は、血管がノイズに紛れ
て形状を正確に知ることは困難で、図１０（ｃ）のプロ
ファイルでも血管部分が埋没して判定することは困難で
ある。このように、Ｓ／Ｎ比をいろいろに変えたとき得
られる画像を観察することにより、Ｓ／Ｎ比が60程度ま
でであれば診断が可能な鮮明度を有する画像が得られる
ことが分かった。

【００６３】量子ノイズに関するＳ／Ｎ比は下の式（１
４）で表され、１個の画素に入射する光子数Ｉの平方根
に比例する。Ｓ／Ｎ＝Ｉ／√Ｉ（１４）（１４）式より、Ｓ／Ｎ比６０を得るためには33.17 ke
VのＸ線光子数Ｉが3600必要であることが判る。心臓診
断画像は、心臓全体を捉えるのに十分な150 mm×150 mm
以上のサイズであることが理想であるが、高エネルギー
加速器研究機構でも確認された通り、臨床応用レベルで
は130 mm×80 mmでも診断可能である。そこで、この画
面サイズに対応するものとし、画素の大きさが0.2 mm×
0.2 mmである撮像器の前で必要な総光子数を算定する
と、 3600×(130×80)／0.2×0.2 = 9.36×10⁸ となる。

【００６４】しかし、33.17 keVのＸ線は光源から撮像
器の間で、アクリル160 mm（被写体を想定）での減衰 5.26×10^-3 アルミニウム窓1 mmでの減衰 0.79 分光器の反射 0.6 を原因とする減衰を受ける。ただし、分光器の反射率と
して表面を#1200の研磨剤で研磨したシリコン結晶(311)
面の値を用いた。これらの減衰を考慮すると、光源で必
要な光子数は、 9.36×10⁸／(5.26×10^-3×0.79×0.6) = 3.75×10¹¹ となる。

【００６５】冠状動脈造影は、撮影対象が心臓であるた
め、心臓の拍動の無視できる4 msecで１枚の画像を得る
必要がある。上記の光源で必要な光子数を4 msecで得る
ためには、光源では 3.75×10¹¹／(4／1000) = 9.38×10¹³ [photons/sec] の割合で光子を発生する必要がある。分光結晶に表面を
#1200の研磨剤で研磨したシリコン結晶を用いると、反
射のバンド幅が0.3%となるので、0.1%バンド幅ではその
１／３の 3.13×10¹³ [photons/sec/0.1%b.w.] あればよいことになる。以上の結果から、挿入光源で発
生する放射光に含まれる33 keV以上のＸ線の光子数が0.
1％バンド幅で１秒当たり3×10¹³ 個以下にならないよ
うに電子蓄積リングや挿入光源を構成すれば、闇雲に光
子数を増やさなくても、量子ノイズが少なく診断に利用
することが可能な画像を得ることができる。

【００６６】

【発明の効果】以上詳細に説明した通り、本発明によ
り、各地の医療機関に実際に設置して利用できるような
小型で高性能な医学用放射光Ｘ線撮像装置を提供するこ
とができるようになり、アンジオグラフィ等の放射光を
用いた診断装置により多くの患者が正確な診断を受ける
機会を与えることが可能になった。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の医学用放射光Ｘ線撮像装置の１実施例
について全体構成を示す模式図である。

【図２】本実施例における被写体を挟んだ部分の配置例
を表すブロック図である。

【図３】本実施例に用いる分光結晶の作用を説明する図
面である。

【図４】本実施例において被写体撮像器間距離と散乱線
対直接線比率の関係を表すグラフである。

【図５】本発明において光源が有限のサイズであるとき
に映像中に現れる半陰影の発生機構を表す図面である。

【図６】本発明において光源の発散角が小さいときに映
像中に現れる半陰影の発生機構を表す図面である。

【図７】本発明において光源の発散角が大きいときの半
陰影発生機構を表す図面である。

【図８】本実施例において発散角を変えて血管モデルを
Ｘ線撮影した画像を例示した図面である。

【図９】図８の例における画像濃度の微分値を示したグ
ラフである。

【図１０】本実施例においてＳ／Ｎ比を変えて血管モデ
ルをＸ線撮影した画像における画像濃度のプロファイル
を示したグラフである。

【符号の説明】

１電子入射器２電子３電子蓄積リング４電子周回軌道５偏向電磁石６挿入光源７放射光８回転シャッタ９分光器１０Ｘ線１１患者１２イメージインテンシファイア１３ＣＣＤカメラ１４画像処理装置１６Ｘ線グリッド２０分光結晶２１Ｘ線回折反射面２２結晶表面

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者奥康成千葉県野田市二ツ塚118番地川崎重工業株式会社野田工場内 (56)参考文献特開平９−180900（ＪＰ，Ａ) 特開平10−233300（ＪＰ，Ａ) 特開平６−97027（ＪＰ，Ａ) 特開平７−236632（ＪＰ，Ａ) 特開平11−14561（ＪＰ，Ａ) 特開平５−100095（ＪＰ，Ａ) 特開平５−114547（ＪＰ，Ａ) 特開平10−172883（ＪＰ，Ａ) 特開平７−140257（ＪＰ，Ａ) 特開平11−83766（ＪＰ，Ａ) 特開平６−308295（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 6/00 - 6/14 G21K 1/00 - 7/00 G01N 23/00 - 23/227 H05H 13/04 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】ビームエネルギーが３ＧｅＶ以下の電子
もしくは陽電子蓄積リングと、該電子もしくは陽電子蓄
積リングに挿入され放射光Ｘ線を発生する挿入光源と、
該挿入光源からの放射光を受けて分光する分光結晶と、
撮像装置とを備え、前記分光結晶と前記撮像装置の間に
被写体を置いてＸ線撮影する装置であって、前記挿入光
源における実効光源の幅Ｗｓ（単位ｍｍ）と該実効光源
の位置から前記被写体までの光路長Ｌsa（単位ｍ）と前
記分光結晶と前記被写体との距離Ｌma（単位ｍ）に基づ
き、前記放射光Ｘ線の前記分光結晶の表面におけるＸ線
散乱角２θm（単位mrad)を加味して、該被写体から映像
における半陰影を見込む角を０．６ｍｒａｄ以下として
該半陰影を抑制し、さらに、（Ｗｓ−Ｌma×２θｍ）／Ｌsa＋２θｍ＜０．６なる関係を満たすように機器を配置することを特徴とす
る医学用放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項２】前記関係式に代えて、Ｌsa＞（Ｗｓ−２θmＬma）／（０．６−２θm）なる関係を満たすように配置することを特徴とする請求
項１記載の医学用放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項３】前記分光結晶が結晶の表面を研磨して積
分反射強度を強化した分光結晶であって、前記撮影用Ｘ
線の光発散角が前記方向において０．２５ｍｒａｄ以下
であることを特徴とする請求項１または２記載の医学用
放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項４】前記放射光Ｘ線における３３ｋｅＶ以上
の成分の光子数が、０．１％バンド幅で１秒あたり３×
１０^１３個以上あることを特徴とする請求項１から３の
いずれかに記載の医学用放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項５】前記挿入光源が超伝導電磁石で構成され
ることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の
医学用放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項６】前記被写体と前記撮像装置の間の距離が
ほぼ５００ｍｍであることを特徴とする請求項１から５
のいずれかに記載の医学用放射光Ｘ線撮像装置。
【請求項７】前記被写体の位置と前記撮像装置の間に
Ｘ線グリッドを挿入して前記被写体と前記撮像装置の間
の距離を短くし、前記半陰影をさらに抑制することを特
徴とする請求項１から５のいずれかに記載の医学用放射
光Ｘ線撮像装置。