JPS62133398A - Ｘ線の減衰プレ−ト - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 Ａ、産業上の利用分野 本発明はＸ線減衰プレートに関する。

Ｂ、従来の技術 Ｘ線は医学的診断において、人体の内部組織を非侵犯的
に検査するための最も一般的な手段である。Ｘ線管は、
患者の身体を通過し通常は写真板上にイメージを生ずる
Ｘ線を発生する。このイメージは人体の異なった構造に
よりＸ線が異なって減衰することによって生ずる。Ｘ線
の減衰は、Ｘ線の完全な吸収か、又は、Ｘ線の散乱かの
何れかによる。前者のプロセスは患者及び最も有用なイ
メージ情報を現わす［−次Ｊ　（ｐｒｉｍａｒｙ　）輻
射線を生ずる。後者のプロセスは「散乱した」輻射線を
生じて、真実のイメージ情報とは本質的に無関係なぼけ
た像をレントゲン写真上に生ずる。レントゲン写真術の
初期の時代以来、この散乱した１隔射線の影響を減らし
て記録されるイメージの質を向上する試みが行われて来
た。（１９７８年のレア及びヘビガ（Ｌｅａ　ａｎｄ　
Ｆｅｂｉｇｅｒ　）刊行のクリステンセン（ＲＥ、　Ｃ
ｈｒｉｓｔｅｎｓｅｎ　）等による［放射線診断への物
理学の導入ｊ　（Ａｎ　丁ｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎｔＯ
ｔｈｅ　Ｐｈｙｓｉｃ’ｓ　ｏｆ　Ｄｉａｇｎｏｓｔｉ
ｃ　）と題する文献の５頁乃至９頁と７１貞乃至７４頁
を参照）レントゲン写真から散乱された輻射線の影響を
除去するための最も一般的な技術は散乱除去（ａｎｔｉ
ｓｃａｔｔｅｒ　）のグリッドを使うことである。（上
述の文献の８９画乃至９１頁を参照）。この散乱除去グ
リッドは鉛の細い条片から成るグリッドと、この鉛グリ
ッドの間に充填したＸ線を透過する成る種の物質とで構
成されている。この条片状の鉛は実質的にθ値のＸ線の
透過係数を有するが、他方、Ｘ線を透過する物質のＸ線
透過係数はほぼｌである（即ち、殆どのＸ線を通過させ
る）。この明細書において、対象物のＸ線透過係数とは
、対照物に入射したＸ線が対照物を通過する割り合い、
即ち０及び１０間の分数値であると定義する。

その散乱除去グリッドは患者とＸ線検出器との間に置か
れる。患者によって散乱されたＸ線は、通常、元のＸ線
の方向と同じ角度で散乱し除去グリッドに入射して条片
状の鉛によって吸収される。

然しなから、散乱されなかったＸ線（即ち一次Ｘ線）は
、Ｘ線が患者に入射した時と同じ方向を持っているので
、−次Ｘ線、即ち散乱されなかったＸ線は条片状鉛の間
を自由に通過することが出来る。

Ｃ１発明が解決しようとする問題点 従来の技術の問題点は、大きな割り合いを持っている一
次Ｘ線もまた鉛の条片に直接衝突し、そして散乱された
Ｘ線と共に吸収されるということである。従って、散乱
除去グリッドは散乱した放射の大部分が検出器に到達す
るのを妨げるけれども、これは多量の一次Ｘ線が妨げら
れるのを犠牲にして達成している。このことは、良質の
Ｘ線イメージを得るために、大きな露光量（２倍乃至４
倍の露光量）が使われねばならないことを意味する。

従って、本発明の目的は、患者に対して著しく高い照射
量を必要とせずに、散乱した輻射線の影響を減少させる
ようなＸ線照射に有用な減衰プレートを提供することに
ある。

Ｄ０間頂点を解決するための手段 本発明はＸ線源と検査を行う患者との間に置かれるＸ線
減衰プレートを与え、そのＸ線減衰プレートは、プレー
ト面上で直交する二方向のうちの少くとも一方向に関し
て変化するＸ線透過係数を持っており、そのＸ線透過係
数は、多数の個々の最大値と最小値がその方向に沿って
交互に並べられた態様で変化し、そして、最小値のＸ線
透過係数は、本来のＸ線がプレートの全領域を通じて充
分な大きさで透過されるように、ゼロよりも充分に大き
い（ｖｉ、を持たせる。

更に、本発明を利用したＸ線装置は、所定のピークエネ
ルギのＸ線発生源と、多数の交互に並べられた個々の最
大値及び最小値を与えるように、Ｘ線減衰プレート面上
の二方向のうちの少くとも一方向でプンート面に沿って
変化するＸ線の透過係数を有するＸ線減衰プレートと、
最小のＸ線透過係数は、プレートの全面を通じて充分に
大きな量で一次Ｘ線が透過されるように、０よりも充分
に大きい値であることと、Ｘ線減衰プレート及び患者の
順序でＸ線が透過した後、Ｘ線発生源からのＸ線輻射線
のイメージを記録する手段とを含んでいる。

Ｅ、実施例 本発明は、Ｘ線輻射ビームが患者に入る前に、Ｘ線輻射
ビームを「コード化」する均一ではないＸ線透過係数を
持つ特別なプレートを含んでいる。

符号化されたＸ線入力の予め知られているデータは、そ
のＸ線イメージがデータ処理のだめのデジタル形式に直
接又は間接に転換された後、散乱した輻射線による影響
度を、記録されたイメージから計算しそして除去するの
に使われる。そのような転換は現在、コンピュータによ
る断層写真（脳及び身体）スキャナにおいて行われてい
る。データ処理を簡単化するために、Ｘ線透過係数の最
大値及び最小値は、プレートの平面に対してＸ軸方向か
、或はＸ軸及びＹ軸の二方向で且つ一定の間隔、即ち、
一定の周期で配列されているのが好ましい。なお、その
透過係数の最大値から最小値への遷移（最小値から最大
値の遷移を含む）は明瞭な階段型でもよいし、又は、例
えば正弦曲線のように連続型でもよい。

プレートのＸ線透過係数の平均値は、最小値が約０．５
乃至０．６で最大値がほぼ１に近い値のＸ線透過係数で
、全体として０．７乃至０．９の領域にあるのが代表例
である。隣り合った最大値（又は最小値）の間の間隔、
即ち、一定周期は、代表的には、使われる処理技術に応
じて、０．４　ミＩＪメートルから約０．２ミリメート
ル位である。Ｘ線管と患者の間にこのプレートを置くこ
とによって、患者に入射する均一でない強度のＸ線を発
生させる。

これが符号化Ｘ線幅ビームである。

Ｘ線減衰プレートは記録されるべきＸ線領域の全域をカ
バーしなければならない。若しプレートをＸ線管に近接
して置けば、プレートの寸法は一辺が数センチメートル
の四角形でよい。然しなから、Ｘ線透過係数の変化の繰
返し数がプレートの単位長さ当り非常に多くなって、そ
のようなプレートを製造することが困難になる。他の極
端な場合として、プレートを患者に密接して置いたとす
ると、プレートの必要な大きさはＸ線検出器の寸法とほ
ぼ同じになる。例えば、遮光枠に入れるレントゲン写真
用のフィルムは、通常入手出来る最大のもので４３セン
チメートル×３５センチメートルである。

プレートを患者に近づけて置けば、プレートの製造上の
困難は緩和されるけれども、これは、Ｘ線が患者に入る
前に、プレート自身の不均一性によって発生される疑似
のＸ線が消失されないことを意味する。従って、プレー
トの位置は上述した要件を考慮して妥協を計らねばなら
ない。例えば、遮光枠に入ったレントゲンフィルムに対
して、本発明のプレートを使う場合の妥当な配列は、−
辺が約３０センチメートルのブＶ−１ｔ−患者の前方に
約５０センチメートル離して設置する。

プレートの一辺から他辺にまたがるＸ線透過係数の必要
な変化率はプレートの位置によって決められる。若しプ
レートが上述した位置にあるとすると、プレートはフィ
ルム或は他のイメージ記録手段から約１００センチメー
トルの位置になる。

若し、Ｘ線管とフィルムの間の距離が約３００センチメ
ートルであれば、これはフィルム面において１．５倍の
プレートの拡大率を与える。ノントゲン写真イメージが
デジタル化されて与えられたとすると、必要な変化率の
最大限度はデジタルアレーの素子のサイズ（画素のサイ
ズ）によって決められる。フィルム面において、これは
０．２乃至０゜４ミリメートルの領域にあるよう期待さ
れている。

説明の例として０．３ミリメートルを取ると、これは、
プレート中の有効変化（即ち、最大値から最小値までの
変化）が約０．３　／　１．５、即ち、０．２ミリメー
トル以下で生じなければならないことを意味する。良い
補間（１ｎｔｅｒｐｏｌａｔｉｏｎ　）の技術を使用（
以下に述べる理論を参照）すると、イメージの質を著し
く低下することなく、上述の要件をほぼ５倍まで、即ち
、約１ミリメートルの間隔まで緩和することが出来る。

従って、上記の間隔、即ち隣接する最大値（又は最小値
）の間の一定周期は、使われる処理技術に従って０．４
　ミ！ｊメートルから約２．　Ｏミ’Ｊメートルにする
のが好ましい。

プレートのＸ線透過値を変化させることは、１種類の金
属材料を使ってプレートの全表面にわたってその厚さ、
又は密度を変化させること、或は、異なったＸ線透過係
数特性を有する金属を同じ厚さにすること、あるいは上
述の二つの技術の組み合わせることなどによって達成す
ることが出来る。

上述の第１の技術の一例は、プレートの一方の辺から反
対側の辺にわたって約２ミリメートルから７ミリメード
ルの間でプレートの厚さを連続的で且つ周期的に（サイ
ン曲線が好ましい）変化するように、プレートの一方の
面で、密に並べられた隆起を有するアルミニウムプレー
トである。このようなプレートは連続的に変化するＸ線
透過係数を持っている。

上述の第２の技術の一例は、プレートの全面にわたって
、マグネシウムの薄い条片を介してアルミニウムと有機
ガラスの薄い条片を平行に交互に並べた約５ミリメート
ルの均一な厚さのプレートである。この場合、アルミニ
ウムはＸ線を多量に減衰する物質であり、有機ガラスは
Ｘ線を殆ど減衰せず、そしてマグネシウムはその両者の
中間程度でＸ線を減衰する物質である。このようなプレ
ートは階段的なＸ線透過係数を持っている。

後者の技術を使ったプレート、即ち、異なったＸ線減衰
率を持つ材料の薄い条片を使い、それらの条片は一方の
辺から他方の辺まで、プレートの表面に沿った方向で同
じ幅（例えば約０．２乃至０，５ミＩＪメートル）と、
Ｘ線ビームの投射方向で同じ厚さく例えば約５ミリメー
トル）を持ったプレートラ、従来の散乱除去グリッドと
同じような方法で重ねることが可能である。比較目的の
ために述べると、通常の散乱除去用の鉛条片の幅は約０
．０５ミリメートルで、鉛条片間のＸ線透過材料の幅は
約０．４ミリメートルである。

通常、医療診断に用いられるＸ線のピークエネルギば５
０乃至１５０　ＫｅＶの範囲にあり、本発明はその範囲
全体にわたって使用可能である。

上述の実症例は、Ｘ線透過係数がプレート面の一方向の
みで変化するプレートの構造を説明したこと１は注意を
喚起する必要がある。直交する二方向の変化は、一方の
プレートの隆起部又は条片を９０°ずらせて他方のプレ
ートに置くことによって達成することが出来るが、この
場合、このような二層構成のプレートの透過係数は一枚
のプレートの透過係数の半分になる。

通常の散乱除去グリッドと比較して、本発明のプレート
は以下のような利点を有する。

（ａ）　　従来の散乱除去グリッドが有か無かの急峻な
変化であるのに比べ本発明のプレートは、その表面から
入りプレートを透過するＸ線の損幅変化が相対的に小さ
い。

（ｂ）本発明のプレートの位置は患者と検出器の間では
なく、Ｘ線管と患者の間に置かれる。

（Ｃ）　　本発明のプレートは散乱したＸ線を物理的に
遮断するのではなく、患者に入るＸ線をコード化するの
に使われる。

（ｄ）　　散乱の影響を除去することは鉛によって吸収
させるのではなく、計算によって行う。

（ｅ）　　本発明のブＶ−トは患者に対してＸ線の露光
量を増加することを要しない。

本発明に従ったＸ線装置は、上述のような範囲のピーク
エネルギを有するＸ線を放射する標準的なＸ線源と、標
準的なイメージ記録手段と、Ｘ線がプレートを通過した
後、患者を通じて通過させる特別な手段を必要とせずに
患者とＸ線源との間に置かれるプレートであることで構
成されているから、本発明に従ったＸ線装置の例は説明
を省略していることは注意を要する。

Ｘ線の最大透過係数と、最小透過係数とがプレートの表
面に関して一定周期で配列されている均一でない透過プ
レートの使用上の理論を以下に説明する。

以下の説明のプレートは、プレート全体の平均１直に近
似したＸ線透過ｆｉを有する領域（周期的に生じ、且つ
デジタルアレーの画素と整列されている）を持つよう構
成されたプレートであると仮定する。加えて、この平均
値よりも若干高いか又は若干低いＸ線透過値を有する他
の領域（上述と同唾な周期と画素とで整列されている）
を持つ池の領域があると仮定する。この仮定は層状のプ
レート構造の場合にも有効に適用することが出来、且つ
連続的に変化するＸ線透過値のプレートについても充分
有効である。連続的に変化するプレートは散乱が一定で
あるとする仮定に、より近く追従するが、小さな階段型
のもの（間隔及びＸ線透過値の観点から）もまた、この
理論から大きく逸脱することはない。

与えられたプレートの任意の点の透過係数がｋ（０（ｋ
（１）で、平均透過値がＫであるとする。

ｋ＝１はプレー１通ってすべてのＸ線が透過され、ｋ＝
０はＸ線がプレートを透過しないことを意味する。通常
、ｋの範囲は約０．６から約１であり、平均（ｖｌ、に
は約０．８である。このことは、Ｘ線管からの露光量は
通常より約２５チ高いことを意味するが、患者への露光
量は同じである。

ｋ〆にの場合、成る点Ａにおいて測定された露光量は次
式で与えられる。

Ｉ　　＝Ｉ　　ｋｅ　　＋ｓ−・−（１）ａ　　　　　
Ｏ 上式中、■。はプレートへの照射露光Ｌ　　Ｓは散乱し
た輻射線の量、Ｘはその点における患者の減衰値である
。ここで、Ｘの値、結像された真実の物理的信号を測定
することが要求される。

そのようなＡ点の各々に対して、若しそのプレ−トが透
過係数にで均一であったとすれば、測定されたであろう
露光量の予測が行われる。この予測値は以下の式で与え
られる。

Ｉ　　＝Ｉ　　Ｋｅ　　　＋Ｓ　　・−・−ｆ２）ｂ　
　　　　Ｏ 上式中、散乱した輻射線は同じであると仮定されている
。これは、散乱した輻射線が両者のケースで同じである
測定点を取り囲む身体の平均透過値に従属しているとい
う理由に基づいている。プレートの透過係数がゆっくり
変化するということもまた、この仮定にプラスの面とな
っている。

工あの値は、透過係数に＝にの場合、点Ａを直接に取り
囲む点で測定された露光量について補間を適用すること
によって得られる。通常各点Ａの付近に四辺形、又は２
列になったそのような地点がある。この仮定は、周期的
なパターンの周波数が妥当な予測をするのに充分に高い
ことを前提としている（例えば、Ｘ線透過値の最大値又
は最小値の間の間隔は１ミリメートルである）。

測定された値からこの予測値の減算（即ち、（１）式か
ら（２）式の引き算は次式を与える。

１、　　Ｉｂ＝Ｉｏｅ　　　（ｋ　　Ｋ）ここで、 ｅ−０−（■８−丁ｂ　）／Ｉ　ｂ（ｋ−Ｋ　）だから
、従って、 ｘ　＝　ｌｏｇ［：　（ｋ−Ｋ）／（工、−Ｉｂ）］＋
１ｏｇ　Ｉ。

・・・・・・　（３） これは、ｋ〆にである各点Ａに対して、測定された露光
１１及び１ｂと、プレートの透過係数ｋ及びＫと、照射
露光量丁。との条件の下で、ｋ〆にである各点Ａに対す
る所望の透過値Ｘを与える。ｋ＝にである場合のこれら
の地点に対するＸの直はこれらの計算された値について
補間を適用することによって得られる。

従って、必要なすべての（直を得るために、以下のよう
な順序のステップを遂行する。

（ａ）　　患者を介在させずにＸ線減衰プンートを置い
てＸ線露光を行って、結果のデジタルイメージを記憶す
る。

（ｂ）　　イメージ中の各点（各画素）における値をイ
メージ中の最大値（即ち、ｋが最大である場合の地点に
対応する）で割り算を行う。これはプレートを通る分数
の透過係数のイメージ、即ちに値を与える。

（Ｃ）　　このイメージの平均として、平均透過係数値
Ｋを計算する。

（ｃｌ）　　画素値がこの平均匝の成る許容限度値の範
囲内にある場合（即ち、ｋ＝に±ｅである場合）、これ
らの点Ｒのすべてを同定する。Ｒポイントの組がイメー
ジを介して正規のパターンを形成するように、許容限度
値が選ばれる。

（ｅ）患者を定位置に置いて露光を繰返し、そして露光
ｒ直のデジタルイメージを記憶する。

（ｆ）　　患者のイメージにおける各点Ａに対して、対
応するに値かに±ｅと等しくなく、且つ測定された露光
（直が丁うであれば、ポイントＡを取り囲むＲ点の組に
おいて測定された値から補間直Ｉｂを得る。

（ｇ）　　各ポイントＡにおいて、 ｌｏｇＣ（ｋ　Ｋ）／（１゜−Ｔｂ）：］　　・・・・
・・　（４）を計算する。

上式（３）から、これは ｘ　　　ｌ　ｏ　ｇ　Ｉ　ｏ　　　・・・・・・　（５
）の値である。

（ｈ）　　患者の影に入っていない点Ａにおいて、Ｘは
ゼロ（減衰なし〕になる。これらの点は（４）式を使っ
て計算された一組の１直における最小値点として同定す
ることが出来る。従って、この最小値は−ｌｏｇ　Ｉ。

の値である。従って、この値の大きさは、（５）式によ
って示されているように、各Ａ点のだめのＸの値を得る
ために、（４）式の計算結果に加算される。

（１）次に、ｋ＝＝にの場合において、すべてのＲの点
のＸの値は点Ａにおいて計−痺された値を補間すること
によって得られる。

Ｆ０発明の効果 本発明の医療用Ｘ線減衰プレートは従来のＸ線装置及び
それらの関連器具類に何らの変更を加えることなく、し
かも患者に対してＸ線の露光量を従来よりも増加するこ
となく、患者の検査部分に関して良質のＸ線イメージを
得ることが出来る。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 Ｘ線発生源と検査を受ける患者との間に挿入するための
   Ｘ線減衰プレートであつて、 上記プレートは交互に並置された多数の個々の最大値及
   び最小値を与えるために、プレート面上で直交する二つ
   の方向のうちの少くとも一方の方向でプレート面に沿つ
   て変化するＸ線透過係数を有することと、 最小値のＸ線透過係数は、元来の一次Ｘ線が上記プレー
   トの全面を通じて充分な量で透過するように、ゼロより
   も充分大きな値であること、とを特徴とするＸ線の減衰
   プレート。