JPH05340894A - Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置Info
- Publication number
- JPH05340894A JPH05340894A JP4173647A JP17364792A JPH05340894A JP H05340894 A JPH05340894 A JP H05340894A JP 4173647 A JP4173647 A JP 4173647A JP 17364792 A JP17364792 A JP 17364792A JP H05340894 A JPH05340894 A JP H05340894A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- crystal
- rays
- absorption edge
- monochromatic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 Ｘ線源として平行度の高い白色Ｘ線（例えば
シンクロトロン放射光）から単結晶等を利用して単色Ｘ
線を得て、Ｋ吸収端差分法により特定物質の高コントラ
スト画像を得るＸ線ＣＴ装置を提供する。 【構成】 単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質のＫ吸収端
前後のエネルギーを含むように回折させる第一結晶１
と、被検体透過後の画像のうちＫ吸収端前あるいは後の
みの単色Ｘ線を回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの第二
結晶５と、第二結晶を透過した被検体透過Ｘ線画像のう
ち第二結晶の特性とは逆にＫ吸収端後あるいは前のみの
単色Ｘ線を回折させる第三結晶６と、第二・第三結晶か
らの各回折Ｘ線を検出する検出器７とコンピュータ８と
からなるＸ線ＣＴ装置。
シンクロトロン放射光）から単結晶等を利用して単色Ｘ
線を得て、Ｋ吸収端差分法により特定物質の高コントラ
スト画像を得るＸ線ＣＴ装置を提供する。 【構成】 単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質のＫ吸収端
前後のエネルギーを含むように回折させる第一結晶１
と、被検体透過後の画像のうちＫ吸収端前あるいは後の
みの単色Ｘ線を回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの第二
結晶５と、第二結晶を透過した被検体透過Ｘ線画像のう
ち第二結晶の特性とは逆にＫ吸収端後あるいは前のみの
単色Ｘ線を回折させる第三結晶６と、第二・第三結晶か
らの各回折Ｘ線を検出する検出器７とコンピュータ８と
からなるＸ線ＣＴ装置。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、Ｘ線源として平行度の
高い白色Ｘ線（例えばシンクロトロン放射光）から単結
晶等を利用して単色Ｘ線を得て、Ｋ吸収端差分法により
特定物質の高コントラスト画像を得るＸ線画像撮影装置
及びＸ線ＣＴ（コンピュータトモグラフィ）装置に関す
るものである。
高い白色Ｘ線（例えばシンクロトロン放射光）から単結
晶等を利用して単色Ｘ線を得て、Ｋ吸収端差分法により
特定物質の高コントラスト画像を得るＸ線画像撮影装置
及びＸ線ＣＴ（コンピュータトモグラフィ）装置に関す
るものである。
【０００２】
【従来の技術】産業用・医学診断用としてＸ線ＣＴは広
く普及している。産業用の場合、非破壊検査用としての
利用が進められており、金属・セラミックス・複合材料
等の内部微小欠陥等を非破壊で検出し、その検出結果を
基に各材料の品質評価を行っている。
く普及している。産業用の場合、非破壊検査用としての
利用が進められており、金属・セラミックス・複合材料
等の内部微小欠陥等を非破壊で検出し、その検出結果を
基に各材料の品質評価を行っている。
【０００３】そして現在、Ｘ線ＣＴ画像のコントラスト
とＸ線吸収係数との対応の精度を向上させることが強く
求められている。これは、Ｘ線ＣＴにより材料内部の元
素・密度分布測定を高精度に行い、その測定結果を製造
行程にフィードバックし、材料開発を推進するためであ
る。また医学診断用の場合は、生体内部の血管等の高コ
ントラストイメージングにより代謝機能の評価が必要と
されているからである。
とＸ線吸収係数との対応の精度を向上させることが強く
求められている。これは、Ｘ線ＣＴにより材料内部の元
素・密度分布測定を高精度に行い、その測定結果を製造
行程にフィードバックし、材料開発を推進するためであ
る。また医学診断用の場合は、生体内部の血管等の高コ
ントラストイメージングにより代謝機能の評価が必要と
されているからである。
【０００４】そこで、ＣＴ画像のコントラストとＸ線吸
収係数との対応の精度向上（ＣＴ画像の定量性向上）の
ために、現在以下の様な研究開発が行われている。
収係数との対応の精度向上（ＣＴ画像の定量性向上）の
ために、現在以下の様な研究開発が行われている。
【０００５】特定物質の高精度な密度分布測定を行うた
めに、Ｋ吸収端差分法と呼ばれる方法を利用することで
ある。これは、目的とする物質のＸ線吸収係数がＫ吸収
端で大きく異なることを利用する方法で、Ｋ吸収端の上
側・下側の２種類の単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）で撮影した２
枚の投影画像あるいはＣＴ画像の差分をとることで、他
の物質を消去し目的とする特定物質のみを高コントラス
トで抽出する方法である。
めに、Ｋ吸収端差分法と呼ばれる方法を利用することで
ある。これは、目的とする物質のＸ線吸収係数がＫ吸収
端で大きく異なることを利用する方法で、Ｋ吸収端の上
側・下側の２種類の単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）で撮影した２
枚の投影画像あるいはＣＴ画像の差分をとることで、他
の物質を消去し目的とする特定物質のみを高コントラス
トで抽出する方法である。
【０００６】Ｋ吸収端差分法を利用して高精度な元素・
密度分布測定を行う場合、Ｘ線源として平行度の高い高
強度白色Ｘ線、例えばシンクロトロン放射光（ＳＯＲ）
を用い、Ｓｉ・Ｇｅ等単結晶のブラッグ反射を利用した
モノクロメーター装置により単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を得
て、空間分解能の高いＸ線検出器で検出する方法があ
る。但しＥ1とＥ2は以下の様な式で表され、対称反射の
場合Ｘ線ビームの入射角度を通常θB1からθB2に切り替
える必要がある。
密度分布測定を行う場合、Ｘ線源として平行度の高い高
強度白色Ｘ線、例えばシンクロトロン放射光（ＳＯＲ）
を用い、Ｓｉ・Ｇｅ等単結晶のブラッグ反射を利用した
モノクロメーター装置により単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を得
て、空間分解能の高いＸ線検出器で検出する方法があ
る。但しＥ1とＥ2は以下の様な式で表され、対称反射の
場合Ｘ線ビームの入射角度を通常θB1からθB2に切り替
える必要がある。
【０００７】 λ1（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ1＝２ｄｓｉｎθB1 λ2（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ2＝２ｄｓｉｎθB2 θB1，θ B2：ブラッグ角 ｄ（格子間隔）＝Ａ／（ｈ2＋ｋ2＋ｌ2）1/2 〈ｈｋｌ〉：使用する単結晶の格子面 Ａ：単結晶の格子定数 例えば、血管の造影材として利用されているヨウ素の場
合、Ｋ吸収端は約３３．１７ｋｅＶであり、単色Ｘ線エ
ネルギー幅△Ｅ 1と△Ｅ2は約１６０ｅＶ以下、Ｅ1−Ｅ2
は約３５０ｅＶ以下が要求されている。
合、Ｋ吸収端は約３３．１７ｋｅＶであり、単色Ｘ線エ
ネルギー幅△Ｅ 1と△Ｅ2は約１６０ｅＶ以下、Ｅ1−Ｅ2
は約３５０ｅＶ以下が要求されている。
【０００８】図２にこれらの方法を用いたＸ線ＣＴ装置
を示す。この装置では、まず単結晶のブラッグ反射を用
いて白色Ｘ線から希望の単色Ｘ線エネルギーを含むＸ線
を取り出し、被検体に照射し、透過されたＸ線像を単結
晶ブラッグ反射の対称反射または非対称反射を利用して
拡大・単色化し検出している。この方法を用いたＸ線Ｃ
Ｔ装置の例として、特開昭６１ー２５６２４３や特開昭
６３ー５３４５６がある。
を示す。この装置では、まず単結晶のブラッグ反射を用
いて白色Ｘ線から希望の単色Ｘ線エネルギーを含むＸ線
を取り出し、被検体に照射し、透過されたＸ線像を単結
晶ブラッグ反射の対称反射または非対称反射を利用して
拡大・単色化し検出している。この方法を用いたＸ線Ｃ
Ｔ装置の例として、特開昭６１ー２５６２４３や特開昭
６３ー５３４５６がある。
【０００９】なお単結晶の機械的位置を制御してＫ吸収
端前後のエネルギー値を得る以外に、特殊なフィルター
を利用する方法があり、ヨウ素のＫ吸収端に適用してい
る例がある。例えばK.Umetani,K.Ueda,T.Takeda,M.Akis
ada,T.Nakajima,I.Anno,"Iodine K-edge dual-energy i
maging for subtraction angiography using synchrotr
on radiation and a 2-dimensional detector",Nuclear
Instruments and Methods in Physics Research,A301,
P579-588,1991に紹介されている。
端前後のエネルギー値を得る以外に、特殊なフィルター
を利用する方法があり、ヨウ素のＫ吸収端に適用してい
る例がある。例えばK.Umetani,K.Ueda,T.Takeda,M.Akis
ada,T.Nakajima,I.Anno,"Iodine K-edge dual-energy i
maging for subtraction angiography using synchrotr
on radiation and a 2-dimensional detector",Nuclear
Instruments and Methods in Physics Research,A301,
P579-588,1991に紹介されている。
【００１０】またＫ吸収端差分法を利用したＸ線画像撮
影装置により、生体等の単純投影に適用している例を図
３に示す。この例では、心臓血管の撮影法（アンジオグ
ラフィー）としての利用であり、単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を同
時に得られる特徴を有する。この例は、W.-R.Dix,K.Eng
elke,C.-C.Gluer,W.Graeff,C.P.Hoppner,K.-H.Stellmas
chek,T.Wroblewski,W.Bleifeld,K.H.Hohne,W.Kupper,"N
IKOS-a system for non-invasive examination of coro
nary arteries by means of digital subtraction angi
ography with synchrotron radiation",Nuclear Instru
ments and Methods in Physics Research,A246,P702-71
2,1986に紹介されている。
影装置により、生体等の単純投影に適用している例を図
３に示す。この例では、心臓血管の撮影法（アンジオグ
ラフィー）としての利用であり、単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を同
時に得られる特徴を有する。この例は、W.-R.Dix,K.Eng
elke,C.-C.Gluer,W.Graeff,C.P.Hoppner,K.-H.Stellmas
chek,T.Wroblewski,W.Bleifeld,K.H.Hohne,W.Kupper,"N
IKOS-a system for non-invasive examination of coro
nary arteries by means of digital subtraction angi
ography with synchrotron radiation",Nuclear Instru
ments and Methods in Physics Research,A246,P702-71
2,1986に紹介されている。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】しかし、Ｋ吸収端差分
法を利用した従来のＸ線ＣＴおよびＸ線画像撮影装置は
以下の問題がある。
法を利用した従来のＸ線ＣＴおよびＸ線画像撮影装置は
以下の問題がある。
【００１２】Ｋ吸収端差分法を利用する場合、特定物質
のＫ吸収端前後の２つの単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を用いた
投影Ｘ線画像あるいはＣＴ画像を得る事が必要である。
のＫ吸収端前後の２つの単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を用いた
投影Ｘ線画像あるいはＣＴ画像を得る事が必要である。
【００１３】従来の方法では、特定物質のＫ吸収端前後
の２つの単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を得るためには、使用す
る単結晶を微小角度回転させてＥ1からＥ2へ単色Ｘ線の
エネルギーを切り替える必要があった。そのためこれら
の単結晶位置制御処理にある程度時間がかかり高速なＫ
吸収端差分法の利用ができないという問題があった。
の２つの単色Ｘ線（Ｅ1，Ｅ2）を得るためには、使用す
る単結晶を微小角度回転させてＥ1からＥ2へ単色Ｘ線の
エネルギーを切り替える必要があった。そのためこれら
の単結晶位置制御処理にある程度時間がかかり高速なＫ
吸収端差分法の利用ができないという問題があった。
【００１４】また特殊なフィルターを利用しＫ吸収端前
後のエネルギー値での投影画像を得る方法の場合、単結
晶の機械的位置を制御する必要がないものの、任意の元
素に適用するためには個々の元素ごとにフィルターを開
発する必要があり、技術的にきわめて困難であった。
後のエネルギー値での投影画像を得る方法の場合、単結
晶の機械的位置を制御する必要がないものの、任意の元
素に適用するためには個々の元素ごとにフィルターを開
発する必要があり、技術的にきわめて困難であった。
【００１５】また図３のＸ線画像撮影装置では、単色Ｘ
線Ｅ1とＥ2を同時に得られるが以下の様な問題があっ
た。まず第一に使用する単結晶が４つと個数が多く、制
御システムもそれに合わせて多くなってしまう点であ
る。第二に図３の１４と１５に示した単色Ｘ線Ｅ1とＥ2
の各ビームの方向が異なるため、被検体の透過位置がず
れて高精度な差分画像、差分ＣＴ画像を得る事が困難で
ある点である。第三に図３の１４と１５に示した単色Ｘ
線Ｅ1とＥ2の各ビームの方向を微小にする場合、各ビー
ムのクロス位置（被検体位置）と結晶系の距離が数ｍ〜
数１０ｍ程度となり、システムが大型になってしまう点
である。
線Ｅ1とＥ2を同時に得られるが以下の様な問題があっ
た。まず第一に使用する単結晶が４つと個数が多く、制
御システムもそれに合わせて多くなってしまう点であ
る。第二に図３の１４と１５に示した単色Ｘ線Ｅ1とＥ2
の各ビームの方向が異なるため、被検体の透過位置がず
れて高精度な差分画像、差分ＣＴ画像を得る事が困難で
ある点である。第三に図３の１４と１５に示した単色Ｘ
線Ｅ1とＥ2の各ビームの方向を微小にする場合、各ビー
ムのクロス位置（被検体位置）と結晶系の距離が数ｍ〜
数１０ｍ程度となり、システムが大型になってしまう点
である。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明のＸ線画像撮影装
置は、Ｘ線を単色化する単結晶と、被検体支持部分と、
Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器の信号の収集と単結晶位置制
御を行う制御装置からなるＸ線画像撮影装置において、
単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質のＫ吸収端前後のエネ
ルギーを含むように単結晶のブラッグ反射を利用して回
折させる第一結晶と、該第一結晶から回折されたＸ線ビ
ームの被検体透過後の画像のうち、Ｋ吸収端前あるいは
後のみの単色Ｘ線を回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの
第二結晶と、第二結晶を透過した透過Ｘ線画像のうち第
二結晶の特性とは逆にＫ吸収端後あるいは前のみの単色
Ｘ線を回折させる第三結晶と、第二・第三の各結晶から
回折されたＸ線画像を検出する１つあるいは２つの検出
器からなることを特徴とするＸ線画像撮影装置である。
置は、Ｘ線を単色化する単結晶と、被検体支持部分と、
Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器の信号の収集と単結晶位置制
御を行う制御装置からなるＸ線画像撮影装置において、
単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質のＫ吸収端前後のエネ
ルギーを含むように単結晶のブラッグ反射を利用して回
折させる第一結晶と、該第一結晶から回折されたＸ線ビ
ームの被検体透過後の画像のうち、Ｋ吸収端前あるいは
後のみの単色Ｘ線を回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの
第二結晶と、第二結晶を透過した透過Ｘ線画像のうち第
二結晶の特性とは逆にＫ吸収端後あるいは前のみの単色
Ｘ線を回折させる第三結晶と、第二・第三の各結晶から
回折されたＸ線画像を検出する１つあるいは２つの検出
器からなることを特徴とするＸ線画像撮影装置である。
【００１７】また本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体位置
を移動させる機構と、該機構を制御する制御装置と、Ｃ
Ｔ画像再構成用のソフトウエアまたはハードウエアと、
前記のＸ線画像撮影装置からなることを特徴とするＸ線
ＣＴ装置である。
を移動させる機構と、該機構を制御する制御装置と、Ｃ
Ｔ画像再構成用のソフトウエアまたはハードウエアと、
前記のＸ線画像撮影装置からなることを特徴とするＸ線
ＣＴ装置である。
【００１８】
【作用】第一結晶は、単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質
のＫ吸収端前後のエネルギーを含むように単結晶の対称
反射あるいは非対称反射を利用する。その場合結晶サイ
ズは、厚みが数ｍｍ以上で幅がＬ0以上、長さがＭ0以上
で回折Ｘ線ビーム幅が被検体の観察対象断面領域Ｄ0以
上になるようにする。また第一結晶は、化学的にエッチ
ングされた通常の結晶から得られる単色Ｘ線よりもエネ
ルギー幅を広くし特定物質のＫ吸収端前後のエネルギー
を含むようにするため、シリコンカーバイト等の研磨材
で研磨し表面の完全結晶性を多少崩した単結晶を用いる
ことが望ましい。この方法は、塩飽・兵藤・安藤、”放
射光を用いた医用画像診断システムのための分光光学素
子の特性評価”、第四回日本放射光学会年会予稿集、P1
46,1991等に紹介されている。但し、 Ｄ0／ｂ≧ｓｉｎ（θB0＋α0）／ｓｉｎ（θB0−α0） Ｌ0＝ｂ／ｓｉｎ（θB0−α0） Ｍ0≧ａ ａ：被検体の外径 ｂ：入射白色Ｘ線ビーム幅 λ0（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ0＝２ｄ0ｓｉｎθB0 Ｅ0＝（Ｅ1＋Ｅ2）／２ Ｅ1：特定物質のＫ吸収端上のＸ線エネルギー値 Ｅ2：特定物質のＫ吸収端下のＸ線エネルギー値 ｄ0（格子間隔）＝Ａ0／（ｈ 0 2＋ｋ 0 2＋ｌ 0 2）1/2 〈ｈ0ｋ0ｌ0〉：第一結晶の使用する格子面 Ａ0：第一結晶の格子定数 θB0：第一結晶のブラッグ角 α0：第一結晶の表面とブラッグ反射を生じる格子面の
なす角度 続いて第一結晶からの回折Ｘ線は外形サイズａ以下の被
検体に照射され、透過Ｘ線画像は第二・第三の各単結晶
で回折されＸ線検出器で検出される。第二結晶は、幅が
Ｌ1以上、長さがＭ1以上、厚みＺ1がＸ線の結晶侵入深
さ（ブラッグの場合の消衰距離ｔ1：１０μｍ〜１ｍ
ｍ）以下で、通常の化学的にエッチングされた完全結晶
性の高い単結晶であり、透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端上
（Ｅ1）あるいは下（Ｅ2）のみの透過画像を対称反射あ
るいは非対称反射を利用して回折させる。但し、 Ｚ1≦ｔ1 Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｍ1≧ａ 第二結晶の拡大率：ｍ1＝Ｄ1／Ｐ1 ＝ｓｉｎ（θB1＋α1）／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｄ1：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ1：第二結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ λ1（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ1＝２ｄ1ｓｉｎθB1 ｄ1（格子間隔）＝Ａ1／（ｈ 1 2＋ｋ 1 2＋ｌ 1 2）1/2 〈ｈ1ｋ1ｌ1〉：第二結晶の使用する格子面 Ａ1：第二結晶の格子定数 θB1：第二結晶のブラッグ角 ｔ1（ブラッグの場合の消衰距離） ＝（ｍｃ2／ｅ2）・｛ｃｏｓ（θB1＋α1）・ｃｏｓ
（θB1−α1）｝1/2・（Ｖａ／２ｎ0λ1Ｆh） ｅ2／ｍｃ2＝２．８２×１０-13（ｃｍ） Ｖａ：単位格子体積 ｎ0：結晶媒質の屈折率 Ｆh（結晶構造因子：結晶の構造・構成原子・格子面で
きまる値） ＝Σｆj・ｅｘｐ［２πｉ・（ｈ・ｘj＋ｋ・ｙj＋ｌ・
ｚj）］ （ｘj，ｙj，ｚj）：ｊ番目の原子の位置 Ｘ：単位格子内に含まれる原子の数 ｆj：ｊ番目の原子の原子散乱因子 ｆ（Ｚ個の電子を含む原子の原子散乱因子：原子・波長
・散乱角できまる値） ＝Σ∫ρn（ｒ）・ｅｘｐ（２πｉＳ・ｒ）ｄＶ ρn（ｒ）：距離ｒにあるｎ番目の電子の空間電荷密度 Ｓ＝（ｓ−ｓ0）／λ ｓ：入射波の単位ベクトル ｓ0：反射波の単位ベクトル ブラッグの場合の消衰距離ｔ1は、結晶内部に進入する
Ｘ線強度Ｐが入射Ｘ線強度Ｐ0のｅ-1倍になる距離であ
り、波長・結晶格子定数・格子面・入射角度・反射角度
で決まる。従って、ＣＴ画像撮影時に利用するＸ線エネ
ルギー領域（約１０〜１００ｋｅＶ）と、結晶分光器で
使用するＳｉやＧｅ等の格子定数や格子面から消衰距離
ｔ1を計算すると１０μｍ〜１ｍｍになり、使用する結
晶格子定数・格子面・波長等による消衰距離ｔ1以下の
厚みの第二結晶を用いる必要がある。
のＫ吸収端前後のエネルギーを含むように単結晶の対称
反射あるいは非対称反射を利用する。その場合結晶サイ
ズは、厚みが数ｍｍ以上で幅がＬ0以上、長さがＭ0以上
で回折Ｘ線ビーム幅が被検体の観察対象断面領域Ｄ0以
上になるようにする。また第一結晶は、化学的にエッチ
ングされた通常の結晶から得られる単色Ｘ線よりもエネ
ルギー幅を広くし特定物質のＫ吸収端前後のエネルギー
を含むようにするため、シリコンカーバイト等の研磨材
で研磨し表面の完全結晶性を多少崩した単結晶を用いる
ことが望ましい。この方法は、塩飽・兵藤・安藤、”放
射光を用いた医用画像診断システムのための分光光学素
子の特性評価”、第四回日本放射光学会年会予稿集、P1
46,1991等に紹介されている。但し、 Ｄ0／ｂ≧ｓｉｎ（θB0＋α0）／ｓｉｎ（θB0−α0） Ｌ0＝ｂ／ｓｉｎ（θB0−α0） Ｍ0≧ａ ａ：被検体の外径 ｂ：入射白色Ｘ線ビーム幅 λ0（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ0＝２ｄ0ｓｉｎθB0 Ｅ0＝（Ｅ1＋Ｅ2）／２ Ｅ1：特定物質のＫ吸収端上のＸ線エネルギー値 Ｅ2：特定物質のＫ吸収端下のＸ線エネルギー値 ｄ0（格子間隔）＝Ａ0／（ｈ 0 2＋ｋ 0 2＋ｌ 0 2）1/2 〈ｈ0ｋ0ｌ0〉：第一結晶の使用する格子面 Ａ0：第一結晶の格子定数 θB0：第一結晶のブラッグ角 α0：第一結晶の表面とブラッグ反射を生じる格子面の
なす角度 続いて第一結晶からの回折Ｘ線は外形サイズａ以下の被
検体に照射され、透過Ｘ線画像は第二・第三の各単結晶
で回折されＸ線検出器で検出される。第二結晶は、幅が
Ｌ1以上、長さがＭ1以上、厚みＺ1がＸ線の結晶侵入深
さ（ブラッグの場合の消衰距離ｔ1：１０μｍ〜１ｍ
ｍ）以下で、通常の化学的にエッチングされた完全結晶
性の高い単結晶であり、透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端上
（Ｅ1）あるいは下（Ｅ2）のみの透過画像を対称反射あ
るいは非対称反射を利用して回折させる。但し、 Ｚ1≦ｔ1 Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｍ1≧ａ 第二結晶の拡大率：ｍ1＝Ｄ1／Ｐ1 ＝ｓｉｎ（θB1＋α1）／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｄ1：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ1：第二結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ λ1（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ1＝２ｄ1ｓｉｎθB1 ｄ1（格子間隔）＝Ａ1／（ｈ 1 2＋ｋ 1 2＋ｌ 1 2）1/2 〈ｈ1ｋ1ｌ1〉：第二結晶の使用する格子面 Ａ1：第二結晶の格子定数 θB1：第二結晶のブラッグ角 ｔ1（ブラッグの場合の消衰距離） ＝（ｍｃ2／ｅ2）・｛ｃｏｓ（θB1＋α1）・ｃｏｓ
（θB1−α1）｝1/2・（Ｖａ／２ｎ0λ1Ｆh） ｅ2／ｍｃ2＝２．８２×１０-13（ｃｍ） Ｖａ：単位格子体積 ｎ0：結晶媒質の屈折率 Ｆh（結晶構造因子：結晶の構造・構成原子・格子面で
きまる値） ＝Σｆj・ｅｘｐ［２πｉ・（ｈ・ｘj＋ｋ・ｙj＋ｌ・
ｚj）］ （ｘj，ｙj，ｚj）：ｊ番目の原子の位置 Ｘ：単位格子内に含まれる原子の数 ｆj：ｊ番目の原子の原子散乱因子 ｆ（Ｚ個の電子を含む原子の原子散乱因子：原子・波長
・散乱角できまる値） ＝Σ∫ρn（ｒ）・ｅｘｐ（２πｉＳ・ｒ）ｄＶ ρn（ｒ）：距離ｒにあるｎ番目の電子の空間電荷密度 Ｓ＝（ｓ−ｓ0）／λ ｓ：入射波の単位ベクトル ｓ0：反射波の単位ベクトル ブラッグの場合の消衰距離ｔ1は、結晶内部に進入する
Ｘ線強度Ｐが入射Ｘ線強度Ｐ0のｅ-1倍になる距離であ
り、波長・結晶格子定数・格子面・入射角度・反射角度
で決まる。従って、ＣＴ画像撮影時に利用するＸ線エネ
ルギー領域（約１０〜１００ｋｅＶ）と、結晶分光器で
使用するＳｉやＧｅ等の格子定数や格子面から消衰距離
ｔ1を計算すると１０μｍ〜１ｍｍになり、使用する結
晶格子定数・格子面・波長等による消衰距離ｔ1以下の
厚みの第二結晶を用いる必要がある。
【００１９】第三結晶は幅がＬ2以上、長さがＭ2以上、
厚みが通常厚みの数ｍｍ以上で通常の化学的にエッチン
グされた完全結晶性の高い単結晶であり、第二結晶とは
逆に透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端下（Ｅ2）あるいは上
（Ｅ1）のみの透過画像を対称反射あるいは非対称反射
を利用して回折させる。但し Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｍ2≧ａ 第三結晶の拡大率：ｍ2＝Ｄ2／Ｐ2 ＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｄ2：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ2：第三結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ λ2（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ2＝２ｄ2ｓｉｎθB2 ｄ2（格子間隔）＝Ａ２／（ｈ 2 2＋ｋ 2 2＋ｌ 2 2）1/2 〈ｈ2ｋ2ｌ2〉：第三結晶の使用する格子面 Ａ2：第三結晶の格子定数 θB2：第三結晶のブラッグ角 その後第二・第三の各結晶からの回折Ｘ線画像を２つの
二次元検出器あるいは同一の二次元検出器、あるいは２
つの一次元検出器で検出する。
厚みが通常厚みの数ｍｍ以上で通常の化学的にエッチン
グされた完全結晶性の高い単結晶であり、第二結晶とは
逆に透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端下（Ｅ2）あるいは上
（Ｅ1）のみの透過画像を対称反射あるいは非対称反射
を利用して回折させる。但し Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｍ2≧ａ 第三結晶の拡大率：ｍ2＝Ｄ2／Ｐ2 ＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｄ2：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ2：第三結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ λ2（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ2＝２ｄ2ｓｉｎθB2 ｄ2（格子間隔）＝Ａ２／（ｈ 2 2＋ｋ 2 2＋ｌ 2 2）1/2 〈ｈ2ｋ2ｌ2〉：第三結晶の使用する格子面 Ａ2：第三結晶の格子定数 θB2：第三結晶のブラッグ角 その後第二・第三の各結晶からの回折Ｘ線画像を２つの
二次元検出器あるいは同一の二次元検出器、あるいは２
つの一次元検出器で検出する。
【００２０】この様に本発明においては、特定物質のＫ
吸収端前後の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を用いた被検体の透過画
像を同時に取り出せ、しかも各ビームの方向も一致し、
被検体位置と結晶系の距離が長くなることもない。従っ
て１つあるいは２つの検出器で得られた投影画像あるい
は再構成されたＣＴ画像を差分することにより、短時間
で高精度な特定物質の高コントラスト画像を得ることが
できる。
吸収端前後の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を用いた被検体の透過画
像を同時に取り出せ、しかも各ビームの方向も一致し、
被検体位置と結晶系の距離が長くなることもない。従っ
て１つあるいは２つの検出器で得られた投影画像あるい
は再構成されたＣＴ画像を差分することにより、短時間
で高精度な特定物質の高コントラスト画像を得ることが
できる。
【００２１】
【実施例】以下に図面を参照しつつ本発明の実施例につ
いて説明する。
いて説明する。
【００２２】本発明のＸ線画像撮影装置は、図１に示し
たように特定物質のＫ吸収端前後のＸ線エネルギーを取
り出し各投影画像の差分画像から特定物質のみを高コン
トラストで抽出させるＫ吸収端差分法を利用したＸ線画
像撮影装置において、特定物質のＫ吸収端前後の２種単
色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を含むＸ線エネルギー領域で、対称反射
あるいは非対称反射を利用して回折Ｘ線ビーム幅が被検
体の観察対象断面領域Ｄ0以上になるように通常厚み数
ｍｍ以上・幅Ｌ0・長さＭ0の第一結晶を利用して取り出
す。
たように特定物質のＫ吸収端前後のＸ線エネルギーを取
り出し各投影画像の差分画像から特定物質のみを高コン
トラストで抽出させるＫ吸収端差分法を利用したＸ線画
像撮影装置において、特定物質のＫ吸収端前後の２種単
色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を含むＸ線エネルギー領域で、対称反射
あるいは非対称反射を利用して回折Ｘ線ビーム幅が被検
体の観察対象断面領域Ｄ0以上になるように通常厚み数
ｍｍ以上・幅Ｌ0・長さＭ0の第一結晶を利用して取り出
す。
【００２３】但しＬ0とＭ0は次の式で表され、被検体サ
イズａ，特定物質のＫ吸収端前後のエネルギー値Ｅ1と
Ｅ2、第一・第二・第三の各結晶で使用する結晶とその
格子面、入射白色Ｘ線ビーム幅ｂによって決まる。また
特定物質のＫ吸収端前後の２種単色Ｘ線Ｅ 1・Ｅ2を含ま
せ、数１００ｅＶ程度の通常よりもエネルギー幅が広い
単色Ｘ線を得るためには、単結晶を化学的にエッチング
するよりもシリコンカーバイト等の研磨材で研磨し表面
の完全結晶性を多少崩した方がよい。この方法は、塩飽
・兵藤・安藤、”放射光を用いた医用画像診断システム
のための分光光学素子の特性評価”、第四回日本放射光
学会年会予稿集、P146,1991等に紹介されている。
イズａ，特定物質のＫ吸収端前後のエネルギー値Ｅ1と
Ｅ2、第一・第二・第三の各結晶で使用する結晶とその
格子面、入射白色Ｘ線ビーム幅ｂによって決まる。また
特定物質のＫ吸収端前後の２種単色Ｘ線Ｅ 1・Ｅ2を含ま
せ、数１００ｅＶ程度の通常よりもエネルギー幅が広い
単色Ｘ線を得るためには、単結晶を化学的にエッチング
するよりもシリコンカーバイト等の研磨材で研磨し表面
の完全結晶性を多少崩した方がよい。この方法は、塩飽
・兵藤・安藤、”放射光を用いた医用画像診断システム
のための分光光学素子の特性評価”、第四回日本放射光
学会年会予稿集、P146,1991等に紹介されている。
【００２４】Ｌ0＝ｂ／ｓｉｎ（θB0−α0） Ｍ0≧ａ ｂ：入射白色Ｘ線ビーム幅 λ0（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ0＝２ｄ0ｓｉｎθB0 Ｅ0＝（Ｅ1＋Ｅ2）／２ ｄ0（格子間隔）＝Ａ0／（ｈ 0 2＋ｋ 0 2＋ｌ 0 2）1/2 〈ｈ0ｋ0ｌ0〉：第一結晶の使用する格子面 Ａ0：第一結晶の格子定数 θB0：第一結晶のブラッグ角 α0：第一結晶の表面とブラッグ反射を生じる格子面の
なす角度 その後第一結晶の回折Ｘ線の照射方向に外径ａ以下の被
検体を置き、厚みＺ1がＸ線の結晶侵入深さ（ブラッグ
の場合の消衰距離ｔ1）程度（１０μｍ〜１ｍｍ）以下
で、幅Ｌ1・長さＭ1の第二結晶の対称反射あるいは非対
称反射を利用して透過Ｘ線画像のうち単色Ｘ線Ｅ1（あ
るいはＥ2）領域の透過画像のみを回折させて、第二結
晶を透過した透過Ｘ線画像を通常厚み数ｍｍ以上・幅Ｌ
2・幅Ｌ2・長さＭ2の第三結晶の対称反射あるいは非対
称反射を利用して単色Ｘ線Ｅ2（あるいはＥ1）領域の画
像のみを回折させる。但し、 Ｚ1≦ｔ1 Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｍ1≧ａ Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｍ2≧ａ 第二結晶の拡大率：ｍ1＝Ｄ1／Ｐ1 ＝ｓｉｎ（θB1＋α1）／ｓｉｎ（θB1−α1） 第三結晶の拡大率：ｍ2＝Ｄ2／Ｐ2 ＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｄ1＝Ｄ2：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ 1：第二結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ Ｐ2：第三結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ ｂ：入射白色Ｘ線ビーム幅 λ1（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ1＝２ｄ1ｓｉｎθB1 λ2（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ2＝２ｄ2ｓｉｎθB2 ｄ1（格子間隔）＝Ａ1／（ｈ 1 2＋ｋ 1 2＋ｌ 1 2）1/2 〈ｈ1ｋ1ｌ1〉：第二結晶の使用する格子面 Ａ1：第二結晶の格子定数 θB1：第二結晶のブラッグ角 ｄ2（格子間隔）＝Ａ2／（ｈ 2 2＋ｋ 2 2＋ｌ 2 2）1/2 〈ｈ2ｋ2ｌ2〉：第三結晶の使用する格子面 Ａ2：第三結晶の格子定数 θB2：第三結晶のブラッグ角 ｔ1（ブラッグの場合の消衰距離） ＝（ｍｃ2／ｅ2）・｛ｃｏｓ（θB1＋α1）・ｃｏｓ
（θB1−α1）｝1/2・（Ｖａ／２ｎ0λ1Ｆh） ｅ2 ／ｍｃ2＝２．８２×１０-13（ｃｍ） Ｖａ：単位格子体積 ｎ0：結晶媒質の屈折率 Ｆh（結晶構造因子：結晶の構造・構成原子・格子面で
きまる値） ＝Σｆj・ｅｘｐ［２πｉ・（ｈ・ｘj＋ｋ・ｙj＋ｌ・
ｚj）］ （ｘj，ｙj，ｚj）：ｊ番目の原子の位置 Ｘ：単位格子内に含まれる原子の数 ｆj：ｊ番目の原子の原子散乱因子 ｆ（Ｚ個の電子を含む原子の原子散乱因子：原子・波長
・散乱角できまる値） ＝Σ∫ρn（ｒ）・ｅｘｐ（２πｉＳ・ｒ）ｄＶ ρn（ｒ）：距離ｒにあるｎ番目の電子の空間電荷密度 Ｓ＝（ｓ−ｓ0）／λ ｓ：入射波の単位ベクトル ｓ0：反射波の単位ベクトル ｔ1程度の薄い単結晶を作成する事は可能であり、例え
ばA.K.Freund,G.Marot,H.Kawata,St.Joksch,E.Ziegler,
L.E.Berman,J.B.Hastings,"Performance of Very Thin
Silicon Single Crystal Foils Under High X-ray Powe
r Density",C8,Abstract of the 4th International Co
nference on Synchrotron Radiation Instrumentation,
July 1991では、シリコン単結晶１１μｍの例を紹介し
ている。
なす角度 その後第一結晶の回折Ｘ線の照射方向に外径ａ以下の被
検体を置き、厚みＺ1がＸ線の結晶侵入深さ（ブラッグ
の場合の消衰距離ｔ1）程度（１０μｍ〜１ｍｍ）以下
で、幅Ｌ1・長さＭ1の第二結晶の対称反射あるいは非対
称反射を利用して透過Ｘ線画像のうち単色Ｘ線Ｅ1（あ
るいはＥ2）領域の透過画像のみを回折させて、第二結
晶を透過した透過Ｘ線画像を通常厚み数ｍｍ以上・幅Ｌ
2・幅Ｌ2・長さＭ2の第三結晶の対称反射あるいは非対
称反射を利用して単色Ｘ線Ｅ2（あるいはＥ1）領域の画
像のみを回折させる。但し、 Ｚ1≦ｔ1 Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1） Ｍ1≧ａ Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｍ2≧ａ 第二結晶の拡大率：ｍ1＝Ｄ1／Ｐ1 ＝ｓｉｎ（θB1＋α1）／ｓｉｎ（θB1−α1） 第三結晶の拡大率：ｍ2＝Ｄ2／Ｐ2 ＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓｉｎ（θB2−α2） Ｄ1＝Ｄ2：被検体の観察対象の最小スライス幅 Ｐ 1：第二結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ Ｐ2：第三結晶からの回折Ｘ線を受光する検出器の画素
サイズ ｂ：入射白色Ｘ線ビーム幅 λ1（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ1＝２ｄ1ｓｉｎθB1 λ2（Ｘ線波長）≒１２．４／Ｅ2＝２ｄ2ｓｉｎθB2 ｄ1（格子間隔）＝Ａ1／（ｈ 1 2＋ｋ 1 2＋ｌ 1 2）1/2 〈ｈ1ｋ1ｌ1〉：第二結晶の使用する格子面 Ａ1：第二結晶の格子定数 θB1：第二結晶のブラッグ角 ｄ2（格子間隔）＝Ａ2／（ｈ 2 2＋ｋ 2 2＋ｌ 2 2）1/2 〈ｈ2ｋ2ｌ2〉：第三結晶の使用する格子面 Ａ2：第三結晶の格子定数 θB2：第三結晶のブラッグ角 ｔ1（ブラッグの場合の消衰距離） ＝（ｍｃ2／ｅ2）・｛ｃｏｓ（θB1＋α1）・ｃｏｓ
（θB1−α1）｝1/2・（Ｖａ／２ｎ0λ1Ｆh） ｅ2 ／ｍｃ2＝２．８２×１０-13（ｃｍ） Ｖａ：単位格子体積 ｎ0：結晶媒質の屈折率 Ｆh（結晶構造因子：結晶の構造・構成原子・格子面で
きまる値） ＝Σｆj・ｅｘｐ［２πｉ・（ｈ・ｘj＋ｋ・ｙj＋ｌ・
ｚj）］ （ｘj，ｙj，ｚj）：ｊ番目の原子の位置 Ｘ：単位格子内に含まれる原子の数 ｆj：ｊ番目の原子の原子散乱因子 ｆ（Ｚ個の電子を含む原子の原子散乱因子：原子・波長
・散乱角できまる値） ＝Σ∫ρn（ｒ）・ｅｘｐ（２πｉＳ・ｒ）ｄＶ ρn（ｒ）：距離ｒにあるｎ番目の電子の空間電荷密度 Ｓ＝（ｓ−ｓ0）／λ ｓ：入射波の単位ベクトル ｓ0：反射波の単位ベクトル ｔ1程度の薄い単結晶を作成する事は可能であり、例え
ばA.K.Freund,G.Marot,H.Kawata,St.Joksch,E.Ziegler,
L.E.Berman,J.B.Hastings,"Performance of Very Thin
Silicon Single Crystal Foils Under High X-ray Powe
r Density",C8,Abstract of the 4th International Co
nference on Synchrotron Radiation Instrumentation,
July 1991では、シリコン単結晶１１μｍの例を紹介し
ている。
【００２５】更に第二・第三の各結晶からの回折Ｘ線画
像を２つの二次元検出器あるいは同一の二次元検出器、
あるいは２つの一次元検出器で検出し、各透過画像を差
分する事により特定物質の高コントラスト画像を得るこ
とができる。
像を２つの二次元検出器あるいは同一の二次元検出器、
あるいは２つの一次元検出器で検出し、各透過画像を差
分する事により特定物質の高コントラスト画像を得るこ
とができる。
【００２６】なお第二結晶の厚みはＺ1であり、第三結
晶の厚みは通常厚みであるため、各結晶からの回折Ｘ線
強度が異なり、強度補正が必要である。被検体がない場
合の第二・第三結晶からの強度をそれぞれＩ1・Ｉ2とす
ると、例えばα＝Ｉ1／Ｉ2倍の強度補正を第三結晶から
の投影画像データに施す必要である。
晶の厚みは通常厚みであるため、各結晶からの回折Ｘ線
強度が異なり、強度補正が必要である。被検体がない場
合の第二・第三結晶からの強度をそれぞれＩ1・Ｉ2とす
ると、例えばα＝Ｉ1／Ｉ2倍の強度補正を第三結晶から
の投影画像データに施す必要である。
【００２７】さらに本発明のＸ線ＣＴ装置は、被検体を
回転・水平移動させる装置と、被検体の回転・水平移動
制御とＸ線検出器からの信号の収集処理と単結晶位置制
御や各自動ステージの制御を行うコンピュータとＣＴ画
像再構成用のソフトウエアまたはハードウエアを持つ。
回転・水平移動させる装置と、被検体の回転・水平移動
制御とＸ線検出器からの信号の収集処理と単結晶位置制
御や各自動ステージの制御を行うコンピュータとＣＴ画
像再構成用のソフトウエアまたはハードウエアを持つ。
【００２８】従って第二結晶と第三結晶からの各単色Ｘ
線Ｅ1とＥ2により投影画像を同時に収集でき、画像収集
後にＣＴ画像を再構成し、画像を差分する事により特定
物質の高コントラスト画像を得ることができる。上記の
使用する各単結晶としては、Ｓｉ，Ｇｅ，ＩｎＳｂ，Ｌ
ｉＦ等があげられる。
線Ｅ1とＥ2により投影画像を同時に収集でき、画像収集
後にＣＴ画像を再構成し、画像を差分する事により特定
物質の高コントラスト画像を得ることができる。上記の
使用する各単結晶としては、Ｓｉ，Ｇｅ，ＩｎＳｂ，Ｌ
ｉＦ等があげられる。
【００２９】本発明のＸ線ＣＴ装置において、Ｋ吸収端
差分法を用いてヨウ素等の血管造影剤の高コントラスト
イメージングを行う例を示す。ヨウ素のＫ吸収端は約３
３．１７ｋｅｖであり、Ｋ吸収端の前後で１８０ｅＶ程
度変化させる必要がある。ここでは現在市販されている
高分解能なＸ線検出器、素子サイズ５０μｍの半導体検
出器を利用し、被検体サイズａ＝５ｍｍ，Ｋ吸収端前後
のエネルギー値Ｅ1＝（３３．１７＋０．０９）ｋｅｖ
とＥ2＝（３３．１７−０．０９）ｋｅｖ、第一・第二
・第三の各結晶で使用する結晶はＧｅとし、その格子面
が〈１１１〉、〈２２０〉、〈２２０〉、入射白色Ｘ線
ビーム幅ｂ＝５ｍｍ，被検体の観察対象断面領域Ｄ0＝
５ｍｍ，スライス幅＝２５μｍとして計算した結果につ
いて示す。
差分法を用いてヨウ素等の血管造影剤の高コントラスト
イメージングを行う例を示す。ヨウ素のＫ吸収端は約３
３．１７ｋｅｖであり、Ｋ吸収端の前後で１８０ｅＶ程
度変化させる必要がある。ここでは現在市販されている
高分解能なＸ線検出器、素子サイズ５０μｍの半導体検
出器を利用し、被検体サイズａ＝５ｍｍ，Ｋ吸収端前後
のエネルギー値Ｅ1＝（３３．１７＋０．０９）ｋｅｖ
とＥ2＝（３３．１７−０．０９）ｋｅｖ、第一・第二
・第三の各結晶で使用する結晶はＧｅとし、その格子面
が〈１１１〉、〈２２０〉、〈２２０〉、入射白色Ｘ線
ビーム幅ｂ＝５ｍｍ，被検体の観察対象断面領域Ｄ0＝
５ｍｍ，スライス幅＝２５μｍとして計算した結果につ
いて示す。
【００３０】θB0＝３．２８０４゜ θB1＝５．３４７２゜ θB2＝５．３７６４゜ 第二結晶の拡大率 ｍ1＝２＝ｓｉｎ（θB1＋α1）／ｓ
ｉｎ（θB1−α1） 第三結晶の拡大率 ｍ2＝２＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓ
ｉｎ（θB2−α2） α0＝０．０゜ α1＝１．７８７０゜ α2＝１．７９６８゜ Ｌ0＝ｂ／ｓｉｎ（θB0−α0）＝８７．４ｍｍ Ｍ0≧ａ＝５ｍｍ Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1）＝８０．５２ｍｍ Ｍ1≧ａ＝５ｍｍ Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2）＝８０．０８ｍｍ Ｍ2≧ａ＝５ｍｍ このように結晶サイズが、各々第一結晶８７．４ｍｍ以
上、第二結晶８０．５２ｍｍ以上，第三結晶８０．０８
ｍｍ以上であれば充分実現可能である。
ｉｎ（θB1−α1） 第三結晶の拡大率 ｍ2＝２＝ｓｉｎ（θB2＋α2）／ｓ
ｉｎ（θB2−α2） α0＝０．０゜ α1＝１．７８７０゜ α2＝１．７９６８゜ Ｌ0＝ｂ／ｓｉｎ（θB0−α0）＝８７．４ｍｍ Ｍ0≧ａ＝５ｍｍ Ｌ1＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB1−α1）＝８０．５２ｍｍ Ｍ1≧ａ＝５ｍｍ Ｌ2＝Ｄ0／ｓｉｎ（θB2−α2）＝８０．０８ｍｍ Ｍ2≧ａ＝５ｍｍ このように結晶サイズが、各々第一結晶８７．４ｍｍ以
上、第二結晶８０．５２ｍｍ以上，第三結晶８０．０８
ｍｍ以上であれば充分実現可能である。
【００３１】本実施例に示した様に、本発明の様な構成
のシステムを作成し、特定物質のＫ吸収端前後のエネル
ギー値で同時に得て、Ｋ吸収端差分法を用いたヨウ素等
の血管造影剤や他の各種元素の高コントラストイメージ
ングを高速・高精度で達成できる。
のシステムを作成し、特定物質のＫ吸収端前後のエネル
ギー値で同時に得て、Ｋ吸収端差分法を用いたヨウ素等
の血管造影剤や他の各種元素の高コントラストイメージ
ングを高速・高精度で達成できる。
【００３２】
【発明の効果】本発明では、第一結晶で特定物質のＫ吸
収端前後のＸ線エネルギー領域を含む単色Ｘ線を選択
し、被検体に照射した後、第二・第三結晶でそれぞれＫ
吸収端前後の単色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を用いた被検体の投影画
像を同時に取り出し検出器で受光し、投影画像あるいは
再構成されたＣＴ画像を差分する。従って単結晶位置の
位置変更制御が不用であり短時間で高精度な特定物質の
高コントラスト画像を得ることができるＸ線画像撮影装
置及びＸ線ＣＴ装置を提供する。
収端前後のＸ線エネルギー領域を含む単色Ｘ線を選択
し、被検体に照射した後、第二・第三結晶でそれぞれＫ
吸収端前後の単色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を用いた被検体の投影画
像を同時に取り出し検出器で受光し、投影画像あるいは
再構成されたＣＴ画像を差分する。従って単結晶位置の
位置変更制御が不用であり短時間で高精度な特定物質の
高コントラスト画像を得ることができるＸ線画像撮影装
置及びＸ線ＣＴ装置を提供する。
【図１】本発明の一実施例を示すＸ線画像撮影装置及び
Ｘ線ＣＴ装置の側面図である。
Ｘ線ＣＴ装置の側面図である。
【図２】シンクロトロン放射光等の白色Ｘ線から単色Ｘ
線を取り出し利用する従来の単色Ｘ線ＣＴ装置の構成を
示す図である。
線を取り出し利用する従来の単色Ｘ線ＣＴ装置の構成を
示す図である。
【図３】シンクロトロン放射光等の白色Ｘ線からＫ吸収
端前後の単色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を同時に取り出し利用する、
従来のＸ線画像撮影装置の構成を示す図である。
端前後の単色Ｘ線Ｅ1・Ｅ2を同時に取り出し利用する、
従来のＸ線画像撮影装置の構成を示す図である。
１ 特定物質のＫ吸収端前後のエネルギーを含むように
ブラッグの対称反射あるいは非対称反射を利用して回折
させる第一結晶 ２ 白色Ｘ線幅 ３ 第一結晶からの回折Ｘ線ビームの幅 ４ 被検体 ５ 被検体の透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端前あるいは後
のみの透過画像をブラッグの対称反射または非対称反射
により回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの単結晶 ６ 被検体の透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端後あるいは前
のみの透過画像をブラッグの対称反射または非対称反射
により回折させる単結晶 ７ Ｘ線検出器 ８ コンピュータ ９ 白色Ｘ線 １０ 対称反射によるＸ線単色化用の単結晶 １１ 被検体 １２ 被検体の投影Ｘ線像をブラッグ反射の対称反射ま
たは非対称反射により拡大・単色化する単結晶 １３ Ｘ線検出器 １４ コンピュータ １５ Ｘ線の発光点 １６ 白色Ｘ線 １７ Ｌａｕｅ反射を用いてＫ吸収端前あるいは後のみ
の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を選択する厚み１０μｍ〜１ｍｍの
単結晶 １８ Ｌａｕｅ反射を用いてＫ吸収端前あるいは後のみ
の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を選択する厚み１０μｍ〜１ｍｍの
単結晶 １９ 結晶１７からの回折Ｘ線からブラッグ反射を用い
て単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2を選択する通常厚み数ｍｍの
単結晶 ２０ 結晶１８からの回折Ｘ線からブラッグ反射を用い
て単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2を選択する通常厚み数ｍｍの
単結晶 ２１ 結晶１７・１８を透過した使用されないＸ線を除
去するストッパー ２２ 結晶２０からの単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2 ２３ 結晶１９からの単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2 ２４ 被検体位置
ブラッグの対称反射あるいは非対称反射を利用して回折
させる第一結晶 ２ 白色Ｘ線幅 ３ 第一結晶からの回折Ｘ線ビームの幅 ４ 被検体 ５ 被検体の透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端前あるいは後
のみの透過画像をブラッグの対称反射または非対称反射
により回折させる厚み１０μｍ〜１ｍｍの単結晶 ６ 被検体の透過Ｘ線画像のうちＫ吸収端後あるいは前
のみの透過画像をブラッグの対称反射または非対称反射
により回折させる単結晶 ７ Ｘ線検出器 ８ コンピュータ ９ 白色Ｘ線 １０ 対称反射によるＸ線単色化用の単結晶 １１ 被検体 １２ 被検体の投影Ｘ線像をブラッグ反射の対称反射ま
たは非対称反射により拡大・単色化する単結晶 １３ Ｘ線検出器 １４ コンピュータ １５ Ｘ線の発光点 １６ 白色Ｘ線 １７ Ｌａｕｅ反射を用いてＫ吸収端前あるいは後のみ
の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を選択する厚み１０μｍ〜１ｍｍの
単結晶 １８ Ｌａｕｅ反射を用いてＫ吸収端前あるいは後のみ
の単色Ｘ線Ｅ1とＥ2を選択する厚み１０μｍ〜１ｍｍの
単結晶 １９ 結晶１７からの回折Ｘ線からブラッグ反射を用い
て単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2を選択する通常厚み数ｍｍの
単結晶 ２０ 結晶１８からの回折Ｘ線からブラッグ反射を用い
て単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2を選択する通常厚み数ｍｍの
単結晶 ２１ 結晶１７・１８を透過した使用されないＸ線を除
去するストッパー ２２ 結晶２０からの単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2 ２３ 結晶１９からの単色Ｘ線Ｅ1あるいはＥ2 ２４ 被検体位置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 山地 宏尚 神奈川県相模原市淵野辺５−10−１ 新日 本製鐵株式会社エレクトロニクス研究所内 (72)発明者 兵藤 一行 茨城県つくば市大穂１−１ 高エネルギー 物理学研究所内
Claims (2)
- 【請求項１】 Ｘ線を単色化する単結晶と、被検体支持
部分と、Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器の信号の収集と単結
晶位置制御を行う制御装置からなるＸ線画像撮影装置に
おいて、単色Ｘ線エネルギー幅が特定物質のＫ吸収端前
後のエネルギーを含むように単結晶のブラッグ反射を利
用して回折させる第一結晶と、該第一結晶から回折され
たＸ線ビームの被検体透過後の画像のうち、Ｋ吸収端前
あるいは後のみの単色Ｘ線を回折させる厚み１０μｍ〜
１ｍｍの第二結晶と、第二結晶を透過した透過Ｘ線画像
のうち第二結晶の特性とは逆にＫ吸収端後あるいは前の
みの単色Ｘ線を回折させる第三結晶と、第二・第三の各
結晶から回折されたＸ線画像を検出する検出器からなる
ことを特徴とするＸ線画像撮影装置。 - 【請求項２】 被検体位置を移動させる機構と、該機構
を制御する制御装置と、ＣＴ画像再構成用のソフトウエ
アまたはハードウエアと、請求項１記載のＸ線画像撮影
装置からなることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4173647A JPH05340894A (ja) | 1992-06-09 | 1992-06-09 | Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4173647A JPH05340894A (ja) | 1992-06-09 | 1992-06-09 | Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05340894A true JPH05340894A (ja) | 1993-12-24 |
Family
ID=15964495
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4173647A Withdrawn JPH05340894A (ja) | 1992-06-09 | 1992-06-09 | Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05340894A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2009429A1 (en) * | 2007-06-26 | 2008-12-31 | Hitachi Ltd. | X-ray phase-contrast imaging using Laue-case X-ray diffraction with rotatable analyzer crystals |
| JP2010160094A (ja) * | 2009-01-09 | 2010-07-22 | Jeol Ltd | Ｘ線分光情報取得方法及びｘ線分光装置 |
| WO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2014-03-20 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
| JP2021110538A (ja) * | 2020-01-06 | 2021-08-02 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
-
1992
- 1992-06-09 JP JP4173647A patent/JPH05340894A/ja not_active Withdrawn
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2009429A1 (en) * | 2007-06-26 | 2008-12-31 | Hitachi Ltd. | X-ray phase-contrast imaging using Laue-case X-ray diffraction with rotatable analyzer crystals |
| US7778389B2 (en) | 2007-06-26 | 2010-08-17 | Hitachi, Ltd. | X-ray imaging system and method |
| JP2010160094A (ja) * | 2009-01-09 | 2010-07-22 | Jeol Ltd | Ｘ線分光情報取得方法及びｘ線分光装置 |
| WO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2014-03-20 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
| JPWO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2016-08-12 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
| JP2021110538A (ja) * | 2020-01-06 | 2021-08-02 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR100455232B1 (ko) | 위상콘트라스트 이미징 방법 및 장치,그리고 이를 이용하여 위상분포를 판정하는방법 | |
| Pfeiffer et al. | Hard x-ray phase tomography with low-brilliance sources | |
| Gureyev et al. | Quantitative in-line phase-contrast imaging with multienergy x rays | |
| US7412024B1 (en) | X-ray mammography | |
| US5579363A (en) | Method for obtaining the image of the internal structure of an object | |
| WO1995005725A1 (en) | Improved x-ray optics, especially for phase contrast imaging | |
| WO2015066977A1 (zh) | 一种x射线光栅相位衬度成像装置和方法 | |
| JP2006317305A (ja) | Ｘ線撮像装置 | |
| US7286628B2 (en) | Phase-contrast enhanced computed tomography | |
| Doi et al. | Measurements of optical and noise properties of screen-film systems in radiography | |
| WO2005026708A1 (ja) | Ｘ線回折顕微鏡装置およびｘ線回折顕微鏡装置によるｘ線回折測定方法 | |
| Levine et al. | X-ray imaging with ultra-small-angle X-ray scattering as a contrast mechanism | |
| Gureyev et al. | Quantitative methods in phase-contrast x-ray imaging | |
| Kottler et al. | Phase contrast X‐ray imaging of large samples using an incoherent laboratory source | |
| Hirano et al. | Development of an X-ray interferometer for high-resolution phase-contrast X-ray imaging | |
| JPH05340894A (ja) | Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線画像撮影装置並びにｘ線ｃｔ装置 | |
| US6526121B1 (en) | Apparatus and method for imaging an object with real-time response | |
| Thornton et al. | The detection and sizing of flaws in components from the hot-end of gas turbines using phase-contrast radiography with neutrons: a feasibility study | |
| JPH05340893A (ja) | Ｋ吸収端差分法を用いたｘ線ｃｔ装置 | |
| US11796485B2 (en) | X-ray scattering apparatus | |
| JPH06235704A (ja) | 単色ｘ線ｃｔ装置 | |
| Brombal et al. | Hybrid imaging detectors in x-ray phase-contrast applications | |
| JP4561312B2 (ja) | Ｘ線画像再構成装置 | |
| JP2007024630A (ja) | 癌検出方法 | |
| Momose et al. | Recent observations with phase-contrast X-ray computed tomography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 19990831 |