JP4774544B2 - パラメトリックｘ線を利用したアンギオグラフィーシステム - Google Patents

Description

本発明は、パラメトリックＸ線を利用したアンギオグラフィーシステムに関し、特に、２色のパラメトリックＸ線により造影剤撮影を行うシステムに関する。

ヨウ素を造影剤とした（心臓）血管造影（アンギオグラフィー）システムとしては、通常のＸ線管を用いたもの、大型放射光施設でのシンクロトロン放射によるもの、小型電子加速器（リニアック）によるレーザーコンプトン散乱で得られるＸ線を用いるものがある。

パラメトリックＸ線放射(PXR: parametric X-ray radiation)は、相対論的な高エネルギー電子ビームを結晶に照射することによって発生するＸ線放射現象であり、単色性、Ｘ線エネルギー(波長)選択性、指向性といった特徴を持つ。PXRは、シンクロトロン放射に比べると弱い放射現象であるが、10MeV〜100MeV程度の電子ビームによってＸ線領域の放射を得ることができるため、中規模以下の加速器によるエネルギー(波長)可変単色Ｘ線源の候補として関心を持たれてきた。基礎研究の段階より、応用としてアンギオグラフィー(心臓血管造影)が挙げられてはいた。しかしながら、基礎研究では弱い放射の観測が主であり、Ｘ線イメージ撮影を試みるケースは稀であった。

本発明者らは、自由電子レーザー用の125MeV電子線形加速器を利用して、PXRによる実用的な線源を開発した。図７に示すように、同じ結晶を用いた２結晶システムによる対称反射を利用して、固定されたビームポートから、エネルギー可変なＸ線を取り出す。非常に高精度にＸ線のエネルギーを制御することができる。比較的均一で広い照射野を持つＸ線ビームである。点線源的であり、指向性も高いため、イメージングに適した線源となっている。

２結晶システムで得られるPXRビームには、Ｘ線のエネルギー分布に関して、非常に有用な特性を持つ。図７に示すように、逆格子ベクトルｇを持つ結晶に、相対論的な電子(速度ｖ)を、ブラッグ角θでもって入射する。PXRも他の相対論的な粒子からの放射現象と同様、放出方向は大体、１/γのオーダーの角度広がりを持つ。
1/γ＝√(１-β²)
β＝|ｖ|/ｃ^* (c^*は、結晶媒質中の光速)

ｖとｇで作られる平面で考えると、電子に対して角度φで放出されるPXRのエネルギー(h/2π)ωは、以下の式で表される。
(h/2π)ω＝(h/2π)c^*|ｇ|sinθ/（1-βcosφ） （１）
φ＝2θとなるとき、(h/2π)ωは、通常のブラッグ回折のエネルギー(h/2π)ω_Bと、β≒1の近似のもとでは一致する。
(h/2π)ω_B＝(h/2π)c^*|ｇ|/2sinθ

ここで、図７に示すように、φ＝2θより微小な角度△θだけずれた場合を考える。式(１)を角度φで微分すると、次のようになる。
d((h/2π)ω)/dφ＝−(h/2π)c^*|ｇ|βsinθsinφ/(1-βcosφ)²
＝(h/2π)ω(-βsinφ)/(1-βcosφ) （２）
△θだけずれたことによるPXRエネルギーの変化は、次のように近似できる。
(h/2π)ω'＝(h/2π)ω_B＋Δ(h/2π)ω
＝(h/2π)ω_B＋(d((h/2π)ω)/dφ)△θ
≒(h/2π)ω_B(1-((βsin2φ)/(1-βcos2θ))△θ)
≒(h/2π)ω_B(1-△θ/tanθ) （３）

電子ビームが良く収束され、ターゲット結晶と観測点の距離Ｌが十分大きい場合には、φ＝2θとなるブラッグ条件を満たす点を原点とした水平方向の位置ｘを用いて、△θ≒ｘ/Ｌと近似できるので、次のようになる。
(h/2π)ω'≒ (h/2π)ω_B(1-ｘ/Ｌtanθ) （４）
エネルギーシフトは、水平方向の位置ｘにほぼ比例する。図８は、電子エネルギー100MeV、ブラッグ角8.422°、Ｌ＝7.2mの場合のエネルギー分布の例である。

ちなみに、式(１)は、βにのみ依存し、γには直接的には依存していないので、100MeV程度の十分に相対論的な電子の場合は、電子エネルギーが多少変化しても、PXRのエネルギー分布には影響しない。ただし、カバーする角度範囲は変化する。低エネルギーの場合は、角度幅が広く、カバーするエネルギー範囲も広い。高エネルギーの場合は、角度幅とエネルギー範囲は狭い。

また、結晶への入射の際の電子ビームの角度発散の影響は、図９に示すようなケースを考えると、ブラッグ角自体が△θだけずれることになる。ブラッグ条件を満たす放出方向も、△θだけシフトする。この場合は、ブラッグエネルギー(h/2π）ω_Bの微小変化量を評価することとなる。△θだけずれた時のブラッグエネルギー（h/2π）ω"は、次のようになる。
（h/2π）ω"≒(h/2π)ω_B＋(d((h/2π)ω_B)/dφ)△θ
＝(h/2π)ω_B＋(h/2π)c^*|ｇ|cosθ/（2sin²θ）
＝(h/2π)ω_B(1-△θ/tanθ)
≒(h/2π)ω_B(1-ｘ/(Ltanθ) （５）

式(３)、式(４)と比べると、電子ビームに多少の角度発散があっても、Ｌが十分に大きければ、同じ点に到達するＸ線のエネルギーは、一次近似の範囲では等しいことになる。つまり、PXRのエネルギー分布に関して言えば、ターゲット結晶上の電子ビームスポットサイズと有効な結晶の厚みによってエネルギー分解能が決まることになる。

完全結晶によるPXRの回折について説明する。実際には、ターゲットである第１結晶も、反射板である第２結晶もともに、シリコン完全結晶の(111)面を用いている。ここでさらに、シリコン完全結晶の同じ面を第３結晶として用いて回折を試みる場合を考える。図10に、その概略図を示す。ここでは、(＋,−,＋)と呼ばれる平行な結晶配置を考えることにする。

完全結晶の場合、回折幅は非常に狭く、大体0.001°程度であり、Ｘ線のエネルギー幅でいうと、数eV程度のオーダーである。PXRの放射の角度広がりは１/γのオーダーであるから、100MeVの電子の場合、１/γ〜５mrad〜0.3°である。また、図８に示したような場合では、１keVくらいのエネルギー幅を持つことになる。このため一見すると、完全結晶を用いると、ごく一部のＸ線しか回折しないように思える。しかしながら、先の議論を応用すると、ブラッグ条件より角度△θだけずれた方向に放出されたＸ線は、第３結晶に（θ＋△θ）で入射することになる。式（３）と式（５）の議論から、この方向のPXRのエネルギーと、ブラッグ角（θ＋△θ）でのブラッグエネルギーは、一次近似の範囲では等しくなるので、ブラッグ回折が起こることが期待できる。これは△θの符号に依らず成立するので、この（＋,−,＋）配置では、結晶全面にわたってブラッグ回折が生じることになる。図10のようなブラッグ配置とよばれる完全結晶での回折では、反射率はほぼ100％になるため、効率の良いＸ線の反射が期待できる。実際、この特性を実験的に確認している。

現在のアンギオグラフィー（心臓血管造影法）では、一般的にヨウ素を血管造影剤として用いている。造影剤を用いない方法としては、大型放射光を用いる位相コントラスト法が研究されているが、Ｘ線源や測定精度に対する要求が非常にシビアである。一般への普及を考えると、当面は造影剤を用いる現在の手法の延長上での高度化が実際的である。ヨウ素を造影剤とする場合、ヨウ素のＫ吸収端エネルギー（33.17keV）以上のエネルギーのＸ線に対する吸収コントラストを測定することになる。

PXRの場合、Ｘ線ビームの中心でのエネルギーの値を、造影剤の吸収端に厳密に合わせてやれば、それを境として、吸収端以下のエネルギーを持つＸ線ビームと、吸収端以上のエネルギーのＸ線ビームを、同時に得ることができる。図11は、PXRの中心エネルギーを銅のＫ吸収端（8.981KeV）にした時の透過Ｘ線画像である。銅フォイルによる吸収は、吸収端を境に急激に変化しており、Ｘ線のエネルギーが精度よく制御されている様子がうかがえる。

２結晶システムによるPXR発生装置は公知である。これを応用してマルチビームライン化するアイデアは「小型可変エネルギー単色コヒーレントマルチＸ線発生装置」として、本出願人により特許出願（特許文献２）している。PXRのアンギオグラフィーへの応用も公知である。アンギオグラフィーへの応用自体は、PXRの基礎研究の動機の一つとして早くから挙げられていた。PXRの完全結晶による回折特性は、非常にユニークな特性であるが、これ自体は物理現象そのものであり、公知である。既に、学会・研究会などの発表で触れている。非対称結晶反射による単色Ｘ線ビーム拡大は、大型放射光施設においては一般的に行われている。

パルス性は、高周波加速器一般の特性であるので、造影剤の投入の同期も含め、加速器ベースの線源ならば、心拍同期撮影は自明のことである。造影剤の吸収端を跨いだ２色CTのアイデア自体は、レーザーコンプトンＸ線源の開発においても取り上げられている。Ｘ線位相コントラスト法によるイメージングは、1995年頃より精力的に研究されており、特に、マンモグラフィーへの応用が重視されている。

特許文献１には、２色Ｘ線を発生させる放射線源が開示されている。制動放射Ｘ線である。特許文献２には、小型可変エネルギー単色コヒーレントマルチＸ線発生装置が開示されている。２結晶システムによるPXR発生装置を応用してマルチビームライン化したものである。非特許文献１には、ヨウ素の吸収端を挟む２色Ｘ線で、心臓の造影剤撮影をする方法が開示されている。非特許文献２には、レーザーコンプトン散乱Ｘ線で、屈折コントラスト画像を撮影する方法が開示されている。

特開平10-106460号公報 特願2004-339792号明細書 ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・" http://detserv1.dl.ac.uk/herald/xray_review_angiography.htm Sakai, T. Nakajyo, et. al., 「レーザーコンプトン散乱Ｘ線の発生とＸ線によるイメージング」 Proceedings of the 2nd Annual Meeting of Particle Accelerator Society of Japan and the 29th Linear Accelerator Meeting in Japan., Tosu, Japan, 2005, p. 108, (in Japanese).

しかし、従来のアンギオグラフィーシステムでは、次のような問題がある。特性Ｘ線を利用しているものでは、造影剤の吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを発生できず、鮮明な画像を撮影できない。レーザーコンプトン散乱で得られるＸ線のコヒーレンシーは低く、屈折によるエッジ強調程度が限界である。

通常の制動Ｘ線を使うＸ線管の場合、スペクトルが連続で、ヨウ素の吸収端によるコントラストが付きにくい。特性Ｘ線を用いるには、陽極としてランタンやセリウムが必要となり、扱いにくい。吸収端をはさんだＸ線エネルギーの２色切替えは容易にはできない。また、指向性が無いため、Ｘ線をビーム状にすると弱くなってしまう。

シンクロトロン放射の場合は、単色性と指向性に優れている。しかし、分光結晶の角度でＸ線エネルギーを制御しているので、２色を瞬時に切り替えることや、２色を同時に発生させるのは難しい。また、ヨウ素吸収端エネルギーをシンクロトロン放射で得るには、５GeVクラスの巨大なシンクロトロンが必要となる。Ｘ線のパルス特性は、シンクロトロンの周回で決まってしまうため、心拍に同期させるのは困難である。

レーザーコンプトン散乱の場合、リニアックベースであるので、心拍同期は可能である。しかし、十分な強度を得るには、レーザーを周回リングに蓄積帯させるなどの対応が必要である。加速器だけでなく、レーザーの同期も考慮する必要がある。また、２色のＸ線を切り替えるためには、２種類のレーザーを用意して切り替えることになるので、安定性への配慮が必要となる。また、２色のＸ線ビームをクロスさせて、同時に照射・測定するような状態を実現するのは難しい。

本発明の目的は、上記従来の問題を解決して、アンギオグラフィーシステムにおいて、造影剤の吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを発生して鮮明な画像を撮影することである。すなわち、Ｋ吸収端を僅かに超えるエネルギーのＸ線による像と、Ｋ吸収端より僅かに低いエネルギーのＸ線による像を、同条件で撮像して比較することにより、血管のみコントラストを上げて、造影剤のみの鮮明な画像を得ることである。

上記の課題を解決するために、本発明では、アンギオグラフィーシステムを、造影剤の吸収端エネルギーの波長を跨いだ波長帯のパラメトリックＸ線ビームを発生して吸収端エネルギーより高いエネルギーの高域Ｘ線ビームと吸収端エネルギーより低いエネルギーの低域Ｘ線ビームとを発生するＸ線ビーム発生手段と、高域Ｘ線ビームと低域Ｘ線ビームが重なるように光路を変えるＸ線ビーム重畳手段と、高域Ｘ線ビームと低域Ｘ線ビームを造影剤が注入された撮影対象物に照射するための撮影対象物設定手段と、撮影対象物を透過した高域Ｘ線ビームまたは低域Ｘ線ビームを画像化するために撮影対象物の後方に設けたイメージング手段とを具備する構成とした。

上記のように構成したことにより、アンギオグラフィーシステムにおいて、造影剤のＫ吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを小型の装置で発生して、造影剤のみの鮮明な画像を撮影できる。シンクロトロン放射に比べてシステムを大幅に小型化できる。

また、電子加速器（リニアック）と完全結晶を用いた２結晶システムの組み合わせで発生するパラメトリックＸ線のエネルギー分布の特性を有効利用し、吸収端より低エネルギー側のＸ線のみ完全結晶で効率良く２回反射し、軌道を高エネルギー側のＸ線ビームに重畳し、途中の経路にＸ線シャッターを設置することにより、吸収端を跨いだ２色Ｘ線の切替えが可能となり、同時照射もできる。

２本のＸ線ビームの角度がついてクロスする成分のみを使用し、それぞれ独立に測定すれば、２色同時照射CTとして用いることができる。患者の心拍に、リニアックの電子ビームパルスと造影剤の注入を同期させることにより、Ｘ線照射量と造影剤の使用量を最小限に抑えて心臓血管などの静止画取得が可能となる。

パラメトリッＸ線放射を用いて同時に発生する２色Ｘ線ビームには相関があるため、一方を患者に照射しながら、他方を強度などのモニター用にすることが可能である。また、原理的にパラメトリックＸ線放射は連続波長可変性を持つため、ヨウ素以外の元素をターゲットとすることも可能である。

指向性の良い単色Ｘ線を用いるため、位置分解能に優れ、造影剤の吸収端の効果により、血管を高コントラストで撮像できる。また、高コントラスト撮像への寄与の少ない高エネルギーのＸ線・γ線の被爆を抑制できる。Ｘ線源としてリニアックを用いるので、Ｘ線パルスの発生の自由度が高く、容易に患者の心拍に同期させることができる。しかも、マイクロ秒程度での精度でタイミング調整することは容易であるため、高速な画像取得システムとの組み合わせにより、血流の流速を評価することも可能となる。

以下、本発明を実施するための最良の形態について、図１〜図６を参照しながら詳細に説明する。

本発明の実施例１は、PXRの完全結晶による回折特性を利用して造影剤のＫ吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにし、２色のＸ線ビームをそれぞれ撮影対象物に照射してイメージ化するアンギオグラフィーシステムである。

図１は、本発明の実施例１におけるアンギオグラフィーシステムの概念図である。図１において、電子ビーム１は、線形加速器で発生した光速に近い電子線である。第１シリコン単結晶２は、電子ビームを照射して、造影剤のＫ吸収端エネルギーの波長を跨いだ波長帯のパラメトリックＸ線ビームを発生するシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３は、パラメトリックＸ線ビームを反射して輸送するシリコンの完全結晶である。第３シリコン単結晶４と第４シリコン単結晶５は、高域Ｘ線ビームと低域Ｘ線ビームの光路がほぼ重なるようにするために、低域Ｘ線ビームを反射するシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３〜第４シリコン単結晶５は、完全結晶でない結晶でも動作するが、結晶の不完全性はX線ビームの輸送効率の低下やX線画像の品質低下の原因となる。完全結晶とは、ほとんど結晶欠陥の無い単結晶という意味である。２色のＸ線ビームとは、中心波長が異なり、狭い波長範囲で連続するスペクトルをもつ２つのＸ線ビームのことである。

サンプル６は、造影剤が注入された撮影対象物体あるいは人体である。高域Ｘ線ビームと低域Ｘ線ビームを照射するために、撮影対象物設定手段で位置決めされる。イメージングデバイス７は、Ｘ線を検知して画像信号にする装置である。シャッター８は、全Ｘ線ビームを止める手段である。シャッター９は、低エネルギー側のＸ線ビームを止める手段である。シャッター10は、高エネルギー側のＸ線ビームを止める手段である。

図２は、Ｘ線エネルギー範囲を示す表である。図３は、非対称反射を利用したＸ線ビーム拡大の概念図である。図３において、電子ビーム１は、線形加速器で発生した光速に近い電子線である。第１シリコン単結晶２は、PXR発生用のシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３は、低域Ｘ線ビームを対称反射させ、高域Ｘ線ビームを非対称反射させるシリコンの完全結晶である。第３シリコン単結晶４は、対称反射用のシリコンの完全結晶である。第４シリコン単結晶５は、低域Ｘ線ビームを非対称反射させるシリコンの完全結晶である

上記のように構成された本発明の実施例１におけるアンギオグラフィーシステムの機能と動作を説明する。PXRビームの性質をアンギオグラフィーに応用することを考えると、シンプルには、撮像対象を、造影剤のＫ吸収端のＸ線ビーム位置をまたいで移動させればよい。しかしながら、撮像対象が患者であることを考えると、Ｘ線ビームの光路を同じにして、撮像対象固定のまま同条件で撮像できるほうが望ましい。高感度のイメージング装置を用いる必要を考えれば、測定系の固定という点でも望ましい。

そこで、完全結晶による回折を用いたＸ線ビームのマージを考えると、図１に示すようになる。効率よく反射できるのは、（＋,−,＋,・・・）という並びになっている場合であるから、図１に示すように、造影剤のＫ吸収端より低エネルギーのＸ線のみを、第３と第４の結晶で反射させることとなる。途中の経路に何らかのＸ線シャッターを挿入してやれば、照射するＸ線のエネルギーを、ヨウ素のＫ吸収端をまたいで簡単に切り替えることができる。

このジオメトリーの場合、２つのＸ線ビームのサンプル６への入射角度が少し異なっているが、これは数mrad程度であるので、イメージングデバイス７をサンプル６（患者）に密着した場合には、それほど深刻な影響はないし、理論的に補正することも困難ではない。また、PXRの特性に起因する水平方向にわたるエネルギーシフトによって、透過率が変化してしまう。このエネルギーシフトは、数eVのオーダーの分解能でコントロールされているものであるから、この影響を理論的に補正することは比較的容易である。

100MeVクラスの電子線形加速器（リニアック）を用いて、図１で示したPXRアンギオグラフィーシステムを実現した場合の特徴を以下に列挙する。
（１）（切り替え可能２色ビーム）ヨウ素Ｋ吸収端を境として、高エネルギーのＸ線ビームと低エネルギーのＸ線ビームを簡単に切り替えられる。同時照射も可能である。
（２）（単色性）それぞれのＸ線ビームは、角度（水平位置）に依存してエネルギー分散を持つが、数keV程度の範囲に収まっている。特性Ｘ線の単色性とは異なり、波長範囲に幅があるが、ここではこれを単色Ｘ線とよぶことにする。
（３）Ｘ線エネルギーがコントロールされているので、インジウム〜ヨウ素あたりの元素をベースとした液晶が開発されれば、これをＸ線シャッターとして、１ms程度かそれ以下の時間で、高速にＸ線ビームを切り替えられる。
（４）電子エネルギーによるが、加速器ベースの単色Ｘ線源としては、比較的照射野が広い。
（５）点光源的な線源であり、Ｘ線の指向性も良い。高エネルギーバックグラウンドが少ないため、それによる２次粒子の影響がほとんど無く、非常に位置分解能の良いＸ線イメージが取得できる。
（６）リニアックベースであるので、パルスＸ線源となる。したがって、Ｘ線照射および造影剤の注入を、患者の心拍に同期することが可能となる。撮像にかかる実時間は増えるかもしれないが、最低限の照射量と造影剤で、一定位置の血管像が撮影可能となる。

レーザーコンプトンＸ線源との比較において、有利な点と不利な点を挙げる。有利な点は、以下の通りである。
（１）２色Ｘ線ビームが同時に発生可能である。
（２）従って、機械的なシャッターで安定に切り替えられる。
（３）不安定性対策を含め、大強度レーザーに掛かる金銭的、時間的コストは不要である。
（４）Ｘ線エネルギー分解能やイメージの位置分解能といった質的な点では、Ｘ線の発生原理的に優れている。
（５）Ｘ線ビームラインを電子ビームラインと平行にずらして設置できるので、高エネルギーのバックグラウンドを遮蔽しやすい。

不利な点は、以下の通りである。
（１）加速器に関しては、100MeVクラスのエネルギーで高性能なものが要求される。
（２）Ｘ線強度に関しては、加速器のビーム電流に支配され、レーザーコンプトン散乱におけるレーザーの大強度化のようなアプローチは取れない。
（３）50keV以上のＸ線の発生は、レーザーコンプトン散乱の場合はそれほど問題ないが、PXRの場合はブラッグ角が小さくなるため、ジオメトリーに制約が生じる。

次に、図２の表を参照しながら、ヨウ素のＫ吸収端（33.17keV）をターゲットとする場合に必要なジオメトリーの数値的な見積を説明する。使用する結晶として理想的なのはダイアモンドの完全結晶である。質のよい大面積のダイアモンド結晶を入手するのは困難なので、シリコン完全結晶で考える。使用する結晶面は、PXRの発生強度を考慮して、（111）と（220）を候補とする。PXRビームの放射円錐の半径は、およそ1.3／γ程度であり、一様に近い空間分布が得られる。結晶面（111）と（220）についてBragg角を求める。電子エネルギー100MeVと200MeVについて、放射円錐の角度（半径）と、式（３）で見積もられるＸ線エネルギー範囲を、図２の表にまとめて示す。基本的な傾向としては、電子エネルギーが高い方が、Ｘ線エネルギーに関しては幅が狭く、扱いやすい。その反面、ビームの広がりが小さいため、広い照射野を得るには距離が必要となる。また、（220）面は、PXRの発生強度は弱くなるが、ブラッグ角が大きく電子ビームラインとの分離がし易く、使用する結晶サイズも小さくて済むという利点がある。

ここでさらに、電子エネルギー100MeVの場合について、図１における電子ビームラインと、PXRビームラインの軸間隔D1を、50mmと仮定したときのジオメトリーを考える。L1は417.15mmとなり、第２結晶のサイズとしては、少なくとも長さ84mm必要となる。最終的な照射野（D2）として、幅100mmを得るには、L1＋L2＝0.1m／6.6mrad＝15.15m必要となる。第３、第４結晶の位置は、入手可能な結晶サイズや、放射線遮蔽の都合によって決められることとなる。

次に、図３を参照しながら、非対称反射によるコンパクト化について説明する。PXRアンキオグラフィーでは、Ｘ線ビームの輸送に、すべて完全結晶の対称反射を用いている。扱いやすい反面、Ｘ線ビームの拡大には10m以上の距離が要求される。広いX線エネルギー範囲をカバーするには、対称反射のみ用いるほうが扱いやすい。しかし、アンギオグラフィーの場合は、エネルギーを大きく変える必要が無いので、非対称結晶反射を導入しても問題がない。

非対称反射を利用したＸ線ビーム拡大法の概念図を、図３に示す。第２結晶において、高エネルギー側を非対称反射にして、Ｘ線ビ−ムを拡大してしまう。低エネルギー側については、早くに拡大してしまうと、第３、第４結晶サイズが問題になるので、対称反射にする。低エネルギー側は、最後の第４結晶で非対称反射を導入して、Ｘ線ビームを拡大する。この非対称反射の導入によって、対称反射のみに比べて半分程度の距離で、必要なＸ線ビームサイズが得られる。

このアンギオグラフィーシステムは、PXRを用いて２つの単色Ｘ線ビームを発生させる点で、従来の医療用加速器を用いた制動放射によるものとは一線を画するものである。Ｋ吸収端を僅かに超えるエネルギーのＸ線による像と、Ｋ吸収端より僅かに低いエネルギーのＸ線による像を、同条件で撮像して比較することにより、血管のみコントラストを上げて、造影剤のみの鮮明な画像を得ることができる。Ｘ線の強度やクォリティは、加速器の性能に全面的に依存するため、小型高性能加速器の開発が重要となる。

上記のように、本発明の実施例１では、アンギオグラフィーシステムを、PXRの完全結晶による回折特性を利用して造影剤の吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにし、２色のＸ線ビームをそれぞれ撮影対象物に照射してイメージ化する構成としたので、造影剤のみの鮮明な画像を撮影できる。

本発明の実施例２は、PXRの完全結晶による回折特性を利用して造影剤のＫ吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにして撮影対象物に同時照射し、それぞれイメージ化する２色Ｘ線CT撮像システムである。

図４は、本発明の実施例２における２色CT撮像システムの概念図である。２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにするところまでの基本的な構成は、実施例１と同じである。２色のＸ線ビームによるCT画像を同時に撮影する構成が、実施例１と異なる。図４において、電子ビーム１は、線形加速器で発生した光速に近い電子線である。第１シリコン単結晶２は、PXR発生用のシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３と第３シリコン単結晶４と第４シリコン単結晶５は、実施例１と同様のシリコンの完全結晶である。サンプル６は、撮影対象物体あるいは人体である。イメージングデバイス７は、Ｘ線を検知して画像信号にする装置である。

上記のように構成された本発明の実施例２における２色CT撮像システムの機能と動作を説明する。PXRビームの広がりと、それを保存したまま回折できる性質を積極的に利用したものである。元のPXRビームの両端が、回折によるビームマージによってクロスすることになる。そのため、造影剤のＫ吸収端を跨いだ２色のＸ線ビームを、同時に照射して測定することが可能となる。ただし、照射野は小さくなる。CTの場合は、サンプル６（患者）を回転させる必要がある。心拍との同期測定を、高低エネルギー同時に行えるメリットを有する。高エネルギー側の透過Ｘ線と、低エネルギー側の透過Ｘ線とを、別々のイメージングデバイス７で画像データとする。それぞれの差分をとることで、造影剤のみの画像が得られる。実施例１と同様に、非対称反射を利用することもできる。

上記のように、本発明の実施例２では、２色Ｘ線CT撮像システムを、PXRの完全結晶による回折特性を利用して造影剤のＫ吸収端エネルギーを跨いだ２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにして撮影対象物に同時照射し、それぞれイメージ化する構成としたので、造影剤のみの鮮明な立体画像を撮影できる。

本発明の実施例３は、PXRの完全結晶による回折特性を利用して２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにして撮影対象物に照射し、撮影対象物の後方で回折されたＸ線ビームと透過Ｘ線ビームをそれぞれイメージ化する位相コントラスト撮像システムである。

図５は、本発明の実施例３における位相コントラスト撮像システムの概念図である。２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにするところまでの基本的な構成は、実施例１と同じである。２色のＸ線ビームによる位相コントラスト画像を撮影する構成が、実施例１と異なる。図５において、電子ビーム１は、線形加速器で発生した光速に近い電子線である。第１シリコン単結晶２は、PXR発生用のシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３と第３シリコン単結晶４と第４シリコン単結晶５は、実施例１と同様のシリコンの完全結晶である。サンプル６は、撮影対象物体あるいは人体である。イメージングデバイス７は、Ｘ線を検知して画像信号にする装置である。シャッター８は、全Ｘ線ビームを止める手段である。シャッター９は、低エネルギー側のＸ線ビームを止める手段である。シャッター10は、高エネルギー側のＸ線ビームを止める手段である。第５シリコン単結晶11は、アナライザーとしてのシリコンの完全結晶である。

上記のように構成された本発明の実施例３における位相コントラスト撮像システムの機能と動作を説明する。PXRはコヒーレンシーに優れたＸ線源であるので、位相コントラストイメージングへの転用が容易である。図５に示すように、サンプル６(患者)の後方に、アナライザー結晶（第５シリコン単結晶11）を設置する。アナライザー結晶は、線源に用いているのと同じ完全結晶であり、結晶サイズを考慮すると、結晶面としてはラウエケースを用いるのが現実的である。アナライザー結晶により、試料によって生じたＸ線の屈折(位相変化)を、高感度で検出できる。簡単な方法としては、一方のＸ線ビームを用いて、アナライザー結晶による回折像と透過像を比較することにより、試料の構造情報を得ることができる。

位相コントラスト法の利点は、アンギオグラフィーとしては造影剤の投与が不要あるいは非常に低濃度にできる点である。また、位相コントラスト法は、透過率の高い比較的高エネルギーのＸ線を用いて、軽元素の微小変化を知ることが可能であるので、乳癌健診(マンモグラフィー)に適している。吸収線量が少ないため、健診による発癌リスクの低減が期待できる。また、このPXRによる２色Ｘ線ビームの特色として、入射角度が僅かに異なるために、２色ビーム同時にBragg回折を生じさせることが可能である。したがって、ある種の干渉計として機能することが期待でき、より高感度に位相変化を検出できる可能性がある。PXRによる位相コントラスト撮像システムは、他の方法と比較して非常に有利である。

上記のように、本発明の実施例３では、位相コントラスト撮像システムを、PXRの完全結晶による回折特性を利用して２色のＸ線ビームを同時に発生し、２色のＸ線ビームの光路がほぼ重なるようにして撮影対象物に照射し、撮影対象物の後方で回折されたＸ線ビームと透過Ｘ線ビームをそれぞれイメージ化する構成としたので、屈折イメージング（位相コントラストイメージング）により、わずかな造影剤を使うのみで、造影剤のみの鮮明な画像を撮影できる。また、そのままマンモグラフィーにも利用可能である。

本発明の実施例４は、電子ビームを照射してパラメトリックＸ線ビームを発生し、撮影対象物を回転させてパラメトリックＸ線ビームを照射し、撮影対象物を透過したＸ線ビームを反射して拡大し、反射されたＸ線ビームを回折させ、回折Ｘ線ビームと透過Ｘ線ビームをそれぞれイメージ化する拡大CT装置である。

図６は、本発明の実施例４における拡大CT装置の概念図である。図６において、電子ビーム１は、線形加速器で発生した光速に近い電子線である。第１シリコン単結晶２は、PXR発生用のシリコンの完全結晶である。第２シリコン単結晶３は、撮影対象物体を透過したパラメトリックＸ線ビームを反射するシリコンの完全結晶である。第３シリコン単結晶４は、アナライザーとしてのシリコンの完全結晶である。サンプル６は、撮影対象物体あるいは人体である。イメージングデバイス７は、Ｘ線を検知して画像信号にする装置である。

上記のように構成された本発明の実施例４における拡大CT装置の機能と動作を説明する。PXRビームを発生した直後の細いＸ線ビームで、サンプル６を照射する。この透過ビームを第２シリコン単結晶３で反射して拡大する。１mm程度のサンプル６から数cmの像を得ることができる。PXRの回折特性により、発散(拡大)ビームを第３シリコン単結晶４の対称反射でアナライズすることができる。

また、パラメトリックＸ線ビームを、固定したサンプル６に照射し、サンプル６を透過したＸ線ビームを第２シリコン単結晶３で反射し、第２シリコン単結晶３で反射されたＸ線ビームを、角度調節可能なアナライザー結晶（第３シリコン単結晶４）で対称反射し、アナライザー結晶で反射されたＸ線ビームと透過したＸ線ビームをイメージ化することで、拡大した位相コントラスト像を撮影することもできる。サンプル６のエッジにおける屈折のみでなく、サンプル６内部における屈折率の変化部による屈折を、アナライザー結晶の角度により選択的に検出することができる。また、干渉計を構成することで、高感度に位相変化を検出することが可能となる。

上記のように、本発明の実施例４では、拡大CT装置を、電子ビームを照射してパラメトリックＸ線ビームを発生し、撮影対象物を回転させてパラメトリックＸ線ビームを照射し、撮影対象物を透過したＸ線ビームを反射して拡大し、反射されたＸ線ビームを回折させ、回折Ｘ線ビームと透過Ｘ線ビームをそれぞれイメージ化する構成としたので、微小な試料の拡大立体画像が得られる。

本発明のアンギオグラフィーシステムは、造影剤のみの鮮明な画像を撮影するシステムとして最適である。

本発明の実施例１におけるアンギオグラフィーシステムの概念図である。 本発明の実施例１におけるアンギオグラフィーシステムのＸ線エネルギー範囲を示す表である。 本発明の実施例１におけるアンギオグラフィーシステムで用いる非対称反射を利用したＸ線ビーム拡大法の概念図である。 本発明の実施例２における２色CT撮像システムの概念図である。 本発明の実施例３における位相コントラスト撮像システムの概念図である。 本発明の実施例４における拡大CT装置の概念図である。 従来の２結晶システムによる対称反射を利用したエネルギー可変なPXRビームの取出方法の説明図である。 電子エネルギーが100MeVで、ブラッグ角が8.422°で、Ｌ＝7.2mの場合のエネルギー分布を示すグラフである。 結晶への入射の際の電子ビームの角度発散の影響を説明する図である。 シリコン完全結晶の同じ面を用いて第１〜第３結晶で回折を行う方法を示す概略図である。 PXRの中心エネルギーを銅のＫ吸収端のエネルギー（8.981KeV）にした時の画像である。

符号の説明

１ 電子ビーム
２ 第１シリコン単結晶
３ 第２シリコン単結晶
４ 第３シリコン単結晶
５ 第４シリコン単結晶
６ サンプル
７ イメージングデバイス
８ シャッター
９ シャッター
10 シャッター
11 第５シリコン単結晶

Claims (13)

1. 造影剤の吸収端エネルギーの波長を跨いだ波長帯のパラメトリックＸ線ビームを発生して前記吸収端エネルギーより高いエネルギーの高域Ｘ線ビームと前記吸収端エネルギーより低いエネルギーの低域Ｘ線ビームとを発生するＸ線ビーム発生手段と、前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームが重なるように光路を変えるＸ線ビーム重畳手段と、前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームを前記造影剤が注入された撮影対象物に照射するための撮影対象物設定手段と、前記撮影対象物を透過した前記高域Ｘ線ビームまたは前記低域Ｘ線ビームを画像化するために前記撮影対象物の後方に設けたイメージング手段とを具備することを特徴とするアンギオグラフィーシステム。
2. 前記Ｘ線ビーム発生手段は、ほとんど光速の電子ビームを発生する電子ビーム発生装置と、前記電子ビームを照射して前記パラメトリックＸ線ビームを発生する第１完全結晶と、前記パラメトリックＸ線ビームを反射して前記Ｘ線ビーム重畳手段に輸送する第２完全結晶とを備え、前記Ｘ線ビーム重畳手段は、前記低域Ｘ線ビームを反射する第３完全結晶と、前記第３完全結晶で反射された前記低域Ｘ線ビームを再度反射する第４完全結晶とを備えたことを特徴とする請求項１記載のアンギオグラフィーシステム。
3. 前記Ｘ線ビーム重畳手段は、前記高域Ｘ線ビームまたは前記低域Ｘ線ビームを遮断する機械式シャッターを備えたことを特徴とする請求項１記載のアンギオグラフィーシステム。
4. 前記第２完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを対称反射させ、前記高域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であり、前記第４完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であることを特徴とする請求項２記載のアンギオグラフィーシステム。
5. 造影剤の吸収端エネルギーの波長を跨いだ波長帯のパラメトリックＸ線ビームを発生して前記吸収端エネルギーより高いエネルギーの高域Ｘ線ビームと前記吸収端エネルギーより低いエネルギーの低域Ｘ線ビームとを発生するＸ線ビーム発生手段と、前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームが重なるように光路を変えるＸ線ビーム重畳手段と、重畳された前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームとを照射するために前記造影剤が注入された撮影対象物を回転する撮影対象物駆動手段と、前記撮影対象物を透過した前記高域Ｘ線ビームを画像化するために前記撮影対象物の後方に設けた第１イメージング手段と、前記撮影対象物を透過した前記低域Ｘ線ビームを画像化するために前記撮影対象物の後方に設けた第２イメージング手段とを具備することを特徴とする２色Ｘ線ＣＴ装置。
6. 前記Ｘ線ビーム発生手段は、ほとんど光速の電子ビームを発生する電子ビーム発生装置と、前記電子ビームを照射して前記パラメトリックＸ線ビームを発生する第１完全結晶と、前記パラメトリックＸ線ビームを反射して前記Ｘ線ビーム重畳手段に輸送する第２完全結晶とを備え、前記Ｘ線ビーム重畳手段は、前記低域Ｘ線ビームを反射する第３完全結晶と、前記第３完全結晶で反射された前記低域Ｘ線ビームを再度反射する第４完全結晶とを備えたことを特徴とする請求項５記載の２色Ｘ線ＣＴ装置。
7. 前記第２完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを対称反射させ、前記高域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であり、前記第４完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であることを特徴とする請求項６記載の２色Ｘ線ＣＴ装置。
8. 高域Ｘ線ビームと低域Ｘ線ビームとを発生するＸ線ビーム発生手段と、前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームが重なるように光路を変えるＸ線ビーム重畳手段と、前記高域Ｘ線ビームと前記低域Ｘ線ビームを撮影対象物に照射するための撮影対象物設定手段と、前記撮影対象物を透過したＸ線ビームを回折させるために前記撮影対象物の後方に設けた回折手段と、前記回折手段で回折されたＸ線ビームを検出する第１イメージング手段と、前記回折手段を透過したＸ線ビームを検出する第２イメージング手段とを具備することを特徴とする位相コントラスト撮像システム。
9. 前記Ｘ線ビーム発生手段は、ほとんど光速の電子ビームを発生する電子ビーム発生装置と、前記電子ビームを照射して前記パラメトリックＸ線ビームを発生する第１完全結晶と、前記パラメトリックＸ線ビームを反射して前記Ｘ線ビーム重畳手段に輸送する第２完全結晶とを備え、前記Ｘ線ビーム重畳手段は、前記低域Ｘ線ビームを反射する第３完全結晶と、前記第３完全結晶で反射された前記低域Ｘ線ビームを再度反射する第４完全結晶とを備えたことを特徴とする請求項８記載の位相コントラスト撮像システム。
10. 前記Ｘ線ビーム重畳手段は、前記高域Ｘ線ビームまたは前記低域Ｘ線ビームを遮断する機械式シャッターを備えたことを特徴とする請求項９記載の位相コントラスト撮像システム。
11. 前記第２完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを対称反射させ、前記高域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であり、前記第４完全結晶は、前記低域Ｘ線ビームを非対称反射させる完全結晶であることを特徴とする請求項９記載の位相コントラスト撮像システム。
12. ほとんど光速の電子ビームを発生する電子ビーム発生装置と、前記電子ビームを照射してパラメトリックＸ線ビームを発生する第１完全結晶と、前記パラメトリックＸ線ビームを照射するために撮影対象物を回転する撮影対象物駆動手段と、前記撮影対象物を透過したパラメトリックＸ線ビームを反射する第２完全結晶と、前記第２完全結晶で反射されたパラメトリックＸ線ビームを回折させる第３完全結晶と、前記第３完全結晶で回折されたＸ線ビームを画像化する第１イメージング手段と、前記第３完全結晶を透過したＸ線ビームを画像化する第２イメージング手段とを具備することを特徴とする拡大ＣＴ装置。
13. ほとんど光速の電子ビームを発生する電子ビーム発生装置と、前記電子ビームを照射してパラメトリックＸ線ビームを発生する第１完全結晶と、撮影対象物に前記パラメトリックＸ線ビームを照射する撮影対象物設定手段と、前記撮影対象物を透過したパラメトリックＸ線ビームを反射する第２完全結晶と、前記第２完全結晶で反射されたパラメトリックＸ線ビームを回折させる角度調節可能な第３完全結晶と、前記第３完全結晶で回折されたＸ線ビームを画像化する第１イメージング手段と、前記第３完全結晶を透過したＸ線ビームを画像化する第２イメージング手段とを具備することを特徴とする拡大位相コントラスト撮像システム。
    

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