JP2778641B2 - Synchrotron radiation generator - Google Patents
Synchrotron radiation generatorInfo
- Publication number
- JP2778641B2 JP2778641B2 JP7351928A JP35192895A JP2778641B2 JP 2778641 B2 JP2778641 B2 JP 2778641B2 JP 7351928 A JP7351928 A JP 7351928A JP 35192895 A JP35192895 A JP 35192895A JP 2778641 B2 JP2778641 B2 JP 2778641B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- synchrotron radiation
- accelerator
- wavelength
- energy
- electron
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
- 230000005469 synchrotron radiation Effects 0.000 title claims description 78
- 238000003780 insertion Methods 0.000 claims description 32
- 230000037431 insertion Effects 0.000 claims description 32
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 28
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims description 26
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 claims description 19
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 17
- 210000004351 coronary vessel Anatomy 0.000 claims description 16
- ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 7553-56-2 Chemical compound [I] ZCYVEMRRCGMTRW-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 14
- 229910052740 iodine Inorganic materials 0.000 claims description 14
- 239000011630 iodine Substances 0.000 claims description 14
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 9
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 37
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 13
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 12
- 238000002583 angiography Methods 0.000 description 11
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 description 9
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 7
- PNDPGZBMCMUPRI-UHFFFAOYSA-N iodine Chemical compound II PNDPGZBMCMUPRI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 5
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 5
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 5
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 5
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 5
- 230000001133 acceleration Effects 0.000 description 4
- 238000002586 coronary angiography Methods 0.000 description 4
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 4
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 3
- 238000010009 beating Methods 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 2
- 230000020169 heat generation Effects 0.000 description 2
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 2
- 210000002784 stomach Anatomy 0.000 description 2
- 206010002383 Angina Pectoris Diseases 0.000 description 1
- BGPVFRJUHWVFKM-UHFFFAOYSA-N N1=C2C=CC=CC2=[N+]([O-])C1(CC1)CCC21N=C1C=CC=CC1=[N+]2[O-] Chemical compound N1=C2C=CC=CC2=[N+]([O-])C1(CC1)CCC21N=C1C=CC=CC1=[N+]2[O-] BGPVFRJUHWVFKM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 208000001132 Osteoporosis Diseases 0.000 description 1
- 208000005718 Stomach Neoplasms Diseases 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 239000000498 cooling water Substances 0.000 description 1
- 238000002405 diagnostic procedure Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000005686 electrostatic field Effects 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 206010017758 gastric cancer Diseases 0.000 description 1
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 238000010253 intravenous injection Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 230000005405 multipole Effects 0.000 description 1
- 208000010125 myocardial infarction Diseases 0.000 description 1
- 208000031225 myocardial ischemia Diseases 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000004445 quantitative analysis Methods 0.000 description 1
- 238000012827 research and development Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 201000011549 stomach cancer Diseases 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000011144 upstream manufacturing Methods 0.000 description 1
- 210000005166 vasculature Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Lasers (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Particle Accelerators (AREA)
- X-Ray Techniques (AREA)
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、発生するシンクロ
トロン放射光を異なる波長に変化させる装置の技術分野
に属し、特に、Ｋ吸収端差分法による心臓撮影に用いる
２つの水準の硬エックス線を発生するシンクロトロン放
射光発生技術の分野に属する。さらに詳しくは、心臓の
冠状動脈の診断用の画像データを得るためにヨウ素等の
造影剤を用いてエックス線撮影をする心臓冠状動脈造影
（アンジオグラフィ）システム等の単色エックス線の撮
像を行う技術の分野に属する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention belongs to the technical field of an apparatus for changing the generated synchrotron radiation to different wavelengths, and in particular, it generates two levels of hard X-rays used for cardiac imaging by the K-edge difference method. Synchrotron radiation light generation technology. More specifically, the field of technology for imaging monochromatic X-rays such as a cardiac coronary angiography (angiography) system in which a contrast agent such as iodine is used to obtain image data for diagnosis of a coronary artery of the heart. Belongs to.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年、医療技術はこれまでの治療中心か
ら予防中心のそれへと変わりつつあるが、かかる環境変
化の中で、偏向磁石やアンジュレータ内で電子の振動や
円運動によって放射されるシンクロトロン放射光は、従
来の工ックス線源に比し千倍〜数万倍という高輝度で、
しかもレーザ光に近い性質のエックス線を含むことか
ら、２次元動画像による心臓機能診断、単色エックス線
ＣＴによる骨粗鬆症検査や脳代謝診断、血液等の生体物
質の超精密定量分析等、従来のエックス線源では困難と
思われていた定量的機能診断を可能にするものと期待さ
れている。中でも特に心臓病については、死亡率が高い
にもかかわらず、簡便で安全な診断法がないのが現状で
あるところから、シンクロトロン放射光による診断技術
に対する期待が高い。2. Description of the Related Art In recent years, medical technology has been changing from treatment-centered to prevention-centered, but in such environmental changes, radiation is caused by vibration or circular motion of electrons in a bending magnet or undulator. Synchrotron radiation is 1000 times to tens of thousands times brighter than conventional X-ray sources.
In addition, conventional X-ray sources include X-rays that have properties similar to laser light, such as cardiac function diagnosis using two-dimensional moving images, osteoporosis inspection and brain metabolism diagnosis using monochromatic X-ray CT, and ultra-precision quantitative analysis of biological materials such as blood. It is expected to enable quantitative functional diagnosis that was considered difficult. Above all, there is no simple and safe diagnostic method for heart disease in spite of high mortality despite the high mortality.
【０００３】最近心臓病にあって狭心症や心筋梗塞等の
虚血性心疾患が急増してきているが、これらの疾患の最
終的な診断は冠状動脈に直接カテーテルを挿入する選択
的冠動脈造影によって行われるのが現状である。かかる
検査は画像として極めて鮮明な冠状動脈像を提供するこ
とが出来るものとして評価されているが、侵襲が大き
く、検査による致死的な合併症が発生するマイナスがあ
る。又、検査には入院を必要とし、多くの医療スタッフ
が必要で、多大な経費がかかる欠点がある。[0003] Recently, ischemic heart diseases such as angina pectoris and myocardial infarction have rapidly increased due to heart diseases. The final diagnosis of these diseases is made by selective coronary angiography in which a catheter is directly inserted into a coronary artery. This is the current situation. Such an examination is evaluated as being capable of providing a very clear coronary artery image as an image, but has a disadvantage that it is highly invasive and causes fatal complications due to the examination. In addition, there is a disadvantage that the examination requires hospitalization, requires a large number of medical staff, and is costly.
【０００４】これに対し、造影剤の静脈からの注入とい
う侵襲の少い方法により冠動脈を描出することができれ
ば、患者に対する危険や入院負担等は著しく軽減され、
胃ガンの集団検診と同じようなスクリーニング検査法と
して利用出来る望みがもたれる。ところが、造影剤を静
脈から注入すると、動脈に至るまでに希釈されてしま
い、そのままでは診断に用いる良い画像は得られない。[0004] On the other hand, if the coronary artery can be visualized by a less invasive method of injecting a contrast agent from a vein, the danger to the patient and the burden of hospitalization are significantly reduced.
There is hope that it can be used as a screening test similar to mass screening for gastric cancer. However, when a contrast medium is injected from a vein, it is diluted before reaching an artery, and a good image used for diagnosis cannot be obtained as it is.
【０００５】この問題を解決する方法として、エックス
線の吸収係数の不連続な変化を利用するいわゆるＫ吸収
端差分法がある。図４は、横軸に光子エネルギ一（ｋｅ
Ｖ）、縦軸に質量吸収係数（ｃｍ2／ｇ）をとって、ヨ
ウ素と骨、軟部組織の質量吸収係数を表した図である。
図４から知られるように、造影剤に用いられるヨウ素は
Ｋ吸収端（波長０．０３７４７ｎｍ：光子エネルギー３
３．１７ｋｅＶ）を挟んでその直上と直下ではエックス
線の質量吸収係数が大きく変化しているが、骨や軟部組
織の質量吸収係数は変化がほとんどない。As a method for solving this problem, there is a so-called K absorption edge difference method utilizing discontinuous changes in the absorption coefficient of X-rays. FIG. 4 shows the photon energy (ke) on the horizontal axis.
V) is a diagram showing the mass absorption coefficient of iodine, bone, and soft tissue by taking the mass absorption coefficient (cm 2 / g) on the vertical axis.
As is known from FIG. 4, iodine used for the contrast agent has a K absorption edge (wavelength 0.03747 nm: photon energy 3).
Although the mass absorption coefficient of the X-ray changes greatly immediately above and below the 3.17 keV), the mass absorption coefficient of bone and soft tissue hardly changes.
【０００６】そこで、ヨウ素のＫ吸収端（波長０．０３
７４７ｎｍ）の直上のエネルギーを有するエックス線と
０．０００４ｎｍ程度波長の異なるＫ吸収端直下のエネ
ルギーを有するエックス線の２種類の単色エックス線で
それぞれ撮像して画像を取得し、それらの画像間で差分
処理を行うと、骨と軟部組織の像はほぼ消去されて造影
剤が含まれる心臓の血管系のみを浮き立たせることが出
来る。これがＫ吸収端差分法である。Therefore, the K absorption edge of iodine (wavelength 0.03
747 nm) and two types of monochromatic X-rays having energies immediately below the K-absorption edge having different wavelengths of about 0.0004 nm, respectively, to acquire images, and perform difference processing between the images. When done, the images of bone and soft tissue are almost eliminated, and only the vasculature of the heart containing the contrast agent can be raised. This is the K-absorption edge difference method.
【０００７】ただし、心臓は拍動しているため、心臓の
拍動による画像中の空間的ずれを無視出来る程度に抑え
て、診断に適応出来る冠伏動脈の鮮明な画像を入手する
ためには、撮像時間を２ｍｓｅｃ程度にしなければなら
ない。また心臓の拍動による差分像のぶれをなくすた
め、波長切り替えは２ｍｓｅｃ以内に行うことが要求さ
れる。However, since the heart is beating, it is necessary to obtain a clear image of the inferior coronary artery that can be used for diagnosis while suppressing the spatial shift in the image due to the beating of the heart to a negligible level. , The imaging time must be about 2 msec. Further, in order to eliminate blurring of the differential image due to the heartbeat, it is required that the wavelength be switched within 2 msec.
【０００８】ところが、従来用いられているエックス線
管球では２ｍｓｅｃ程度の撮像時間で良好な画像を得ら
れるような充分な強度とエネルギー分解能を有する単色
エックス線は得られないため、この方法は現在のところ
実用化には至っていない。However, a conventional X-ray tube cannot obtain a monochromatic X-ray having sufficient intensity and energy resolution so that a good image can be obtained in an imaging time of about 2 msec. It has not been put to practical use.
【０００９】しかし、電子蓄積リングからのシンクロト
ロン放射光は従来のエックス線源に比べ大強度のエック
ス線を含み、しかも相対論効果と干渉効果に基づいて発
生する光の波長が決まるため任意の単色エックス線を得
ることが出来ることから、上記Ｋ吸収端差分法の光源に
適している。However, the synchrotron radiation from the electron storage ring contains X-rays having a higher intensity than conventional X-ray sources, and furthermore, the wavelength of the light generated based on the relativistic effect and the interference effect is determined, so that any monochromatic X-rays can be obtained. Is suitable for the light source of the K-absorption edge difference method.
【００１０】シンクロトロン放射光Ｋを用いた吸収端差
分法による心臓疾患の検査法は、図５に示す様に、ま
ず、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。高速電子は蛇行すると接線方向にシンクロトロン放
射光を放射するから、挿入光源６は蛇行プロセスにより
高速電子２が放射するシンクロトロン放射光７を電子の
進行方向に放射する。該シンクロトロン放射光７は分光
系８のＳｉ（３１１）等の分光結晶９によりブラッグ反
射をして回折エックス線１０を発生し、該回折エックス
線１０は患者１１の心臓部１２を透過し、エックス線検
出器を成す撮像系１３に取り入れられる。In the method for examining a heart disease by the absorption edge difference method using the synchrotron radiation light K, as shown in FIG. 5, first, electrons 2 emitted from an electron injector 1 composed of an electron gun or the like are stored. The ring 3 is inserted into the orbit 4 of the ring 3 and the orbit is caused to travel around the orbit by the bending electromagnets 5, 5,. An insertion light source 6 such as a wiggler is interposed in a linear portion between predetermined bending electromagnets 5 and 5 in the electron storage ring 3. When the fast electrons meander, they emit synchrotron radiation in the tangential direction, so that the insertion light source 6 emits synchrotron radiation 7 emitted by the fast electrons 2 in the traveling direction of the electrons by a meandering process. The synchrotron radiation 7 is subjected to Bragg reflection by a spectral crystal 9 such as Si (311) of the spectral system 8 to generate a diffracted X-ray 10, which transmits through the heart 12 of the patient 11 and detects the X-ray. It is taken into the imaging system 13 which forms a container.
【００１１】ここで、０．０００４ｎｍ異なる２つの波
長間でエックス線の波長を切り替えて撮影を行う必要が
あるが、分光結晶にＳｉ（３１１）を用いた場合、波長
切り替えのために変える入射角は約１ｍｒａｄである。
前述のように、心臓の拍動による差分像のぶれをなくす
ため、この波長切り替えは２ｍｓｅｃ以内に行うことが
要求される。このようにして得られた２枚の画像を画像
処理して差分を取り冠伏動脈の鮮明な画像を生成する。Here, it is necessary to perform imaging by switching the wavelength of the X-ray between two wavelengths different from each other by 0.0004 nm. When Si (311) is used for the spectral crystal, the incident angle to be changed for switching the wavelength is as follows. It is about 1 mrad.
As described above, this wavelength switching is required to be performed within 2 msec in order to eliminate blurring of the differential image due to the pulsation of the heart. The two images thus obtained are subjected to image processing to obtain a difference, thereby generating a clear image of the coronary artery.
【００１２】図５の態様では分光系８にあってＳｉ（３
１１）の分光結晶９に入射するシンクロトロン放射光７
がブラッグ反射を介しエックス線回折するから、当該分
光結晶９の反射角度を制御することにより回折エックス
線１０の波長を調整することができる。現在、シンクロ
トロン放射光を利用した冠状動脈撮像システムの実用化
に向けて研究開発が進められている。In the embodiment shown in FIG. 5, the Si (3
11) Synchrotron radiation 7 incident on the dispersive crystal 9
X-ray diffracts via Bragg reflection, the wavelength of the diffracted X-ray 10 can be adjusted by controlling the reflection angle of the spectral crystal 9. Currently, research and development are underway for practical use of a coronary artery imaging system using synchrotron radiation.
【００１３】ところで、通常の胃や肺等ではエックス線
照射時に患者が指示に従って胃や肺を意図的に停止させ
得るが、心臓の場合には望んだ時に意図的に停止させる
ことが出来ない。したがって、抽出に際し常に心臓の鼓
動（拍動）による撮像のぶれを阻止するためには、上述
した如くエックス線露光時間を２ｍｓｅｃ程度にするだ
けではなく、該エックス線の波長の切り換えも２ｍｓｅ
ｃ程度の極めて短い時間で行う必要がある。すなわち、
図６に示す様に、横軸に時間（ｍｓｅｃ）、縦軸に心臓
に当たるシンクロトロン放射光の波長（任意スケール）
を取ると、該シンクロトロン放射光の波長の異なる２つ
の状態の間を２ｍｓｅｃ以内で切り換えるのが理想的な
特性であることが分っている。In a normal stomach and lungs, the patient can intentionally stop the stomach and lungs according to the instruction during X-ray irradiation, but cannot intentionally stop the heart if desired. Therefore, in order to always prevent the blurring of the image due to the heartbeat (pulsation) in the extraction, not only the X-ray exposure time is set to about 2 msec as described above, but also the switching of the wavelength of the X-ray is performed for 2 msec.
It must be performed in a very short time of about c. That is,
As shown in FIG. 6, the horizontal axis represents time (msec), and the vertical axis represents the wavelength of synchrotron radiation emitted to the heart (arbitrary scale).
It can be seen that the ideal characteristic is to switch between two states having different wavelengths of the synchrotron radiation within 2 msec.
【００１４】従来これに対処すべく、例えば、図７に示
す様に、分光結晶９’を２ｍｓｅｃの短時間の間に支点
１４の周りで１ｍｒａｄの角だけ回動させ、入射するシ
ンクロトロン放射光７を回動する分光結晶９’に照射さ
せて回折エックス線１０を得るようにする技術が案出さ
れている。しかしこの方法は、分光結晶９’を２ｍｓｅ
ｃの短時間に１ｍｒａｄの角だけ回転させるという前述
図６に示す様な理想的態様を具現化することは、物理的
にも、また機構学的側面からも極めて困難である。In order to cope with this problem, for example, as shown in FIG. 7, the dispersive crystal 9 'is rotated about the fulcrum 14 by an angle of 1 mrad within a short time of 2 msec, and the incident synchrotron radiation light is incident. A technique has been devised in which the diffraction X-ray 10 is obtained by irradiating the rotating spectral crystal 9 ′ with 7. However, this method requires the dispersive crystal 9 '
It is extremely difficult from a physical and mechanistic point of view to realize an ideal mode as shown in FIG. 6 described above, in which the motor is rotated by an angle of 1 mrad in a short time of c.
【００１５】そこで、図８に示す様に、分光結晶９’を
３０Ｈｚで単振動的に振動させ、分光結晶９’が最も速
く作動する時の前後２ｍｓｅｃの時間を挟んで図中太線
で表す２ｍｓｅｃの間ずつシンクロトロン放射光７を入
射させ回折エックス線１０を発生させる機械振動法も考
えられる。しかし、かかる機械振動法によれぱ、分光結
晶９’が単振動的に回転されるために回折エックス線１
０が採り出されている間にも入射するシンクロトロン放
射光７と分光結晶９’の相対的入射角度が変化するた
め、取り出される回折エックス線１０もその間で波長が
変化してしまい、このため撮像された透過画像もぼやけ
てしまうという欠点がある。Therefore, as shown in FIG. 8, the dispersive crystal 9 'is oscillated in a single oscillation at 30 Hz, and 2 msec indicated by a thick line in FIG. A mechanical vibration method in which the synchrotron radiation light 7 is made incident every time and the diffracted X-rays 10 are generated is also considered. However, according to the mechanical vibration method, the diffraction X-ray 1
Since the relative angle of incidence between the synchrotron radiation 7 and the dispersive crystal 9 ′, which is incident even during the extraction of 0, changes, the wavelength of the extracted diffracted X-ray 10 also changes between them. There is a drawback that the transmitted image which is blurred.
【００１６】また、図９に示す様に、分光結晶９”、
９”を反射角度を変えて連設し、入射するシンクロトロ
ン放射光７を厚いビームとし、回折エックス線１０’、
１０’を片方ずつ遮断して使用するようにするいわゆる
厚ビーム利用法もあるが、取り出される回折エックス線
１０’の光子密度が不充分になることからコントラスト
が劣化し、鮮明な撮像画像が得難いという難点がある。Further, as shown in FIG.
9 "are successively provided with different reflection angles, and the incident synchrotron radiation 7 is made into a thick beam, and diffracted X-rays 10 ',
There is also a so-called thick beam utilization method in which each of the 10's is cut off one by one, but the photon density of the extracted diffracted X-ray 10 'becomes insufficient, so that the contrast is deteriorated and it is difficult to obtain a clear captured image. There are difficulties.
【００１７】また、図１０に示す様な、円偏光マルチポ
ールウィグラー等を用いて２つの分割したシンクロトロ
ン放射光ビームを発生し、これらのシンクロトロン放射
光７のビームを２つの分光結晶９、９の各々にわずかに
異なる角度（図からは読みとれないが）で入射せしめて
異なる波長の回折エックス線を取り出して使用する２ビ
ーム利用法や、例えば、特開昭６０−６８５３８号公報
に示されているような、可変電磁石を用いてシンクロト
ロン放射光を広幅にして上述同様異なる位置に配置され
た２つの分光結晶９、９に入射させて得られる回折エッ
クス線を利用する、いわゆる電子波動法がある。Also, as shown in FIG. 10, two divided synchrotron radiation light beams are generated using a circularly polarized multipole wiggler or the like, and these beams of the synchrotron radiation light 7 are divided into two dispersive crystals 9, 9 is incident at a slightly different angle (not shown in the figure) to extract and use diffracted X-rays of different wavelengths, for example, as disclosed in JP-A-60-68538. As described above, there is a so-called electron wave method in which a synchrotron radiation beam is widened using a variable electromagnet and diffracted X-rays obtained by making the synchrotron radiation beam incident on two dispersive crystals 9, 9 arranged at different positions as described above are used. .
【００１８】上述の異なる光路を用いた従来方法におい
て、相互のずれが無視できるような２つの差分画像を得
るためには、２つのエネルギーの異なる回折エックス線
１０が患者１１の心臓部１２に入射するときの入射角度
の差を０．２度以下と極めて小さくすることが要求され
る。また、心臓全体を一度に露光するためにエックス線
ビームは１５０ｍｍ×１５０ｍｍ以上のサイズが必要と
される。このため、例えば図１０に示すように、心臓冠
状動脈造影（アンジオグラフィ）システムによく用いら
れる非対称度６度の分光結晶Ｓｉ（３１１）を用いた場
合、一方の分光結晶９が他方の分光結晶９によって回折
されて来るエックス線１０を遮断しないようにするため
には、分光結晶９と心臓部１２との距離を４３ｍ以上も
離隔させる必要がある。このように大きな構造では、実
用するための施設として極めて実現性に乏しい。In the above-mentioned conventional method using different optical paths, in order to obtain two difference images in which the mutual shift is negligible, two diffracted X-rays 10 having different energies are incident on the heart 12 of the patient 11. It is required that the difference between the incident angles at that time be as extremely small as 0.2 degrees or less. Further, in order to expose the entire heart at one time, the X-ray beam needs to have a size of 150 mm × 150 mm or more. For this reason, as shown in FIG. 10, for example, when a dispersive crystal Si (311) having a degree of asymmetry of 6 degrees, which is often used for a cardiac coronary angiography (angiography) system, is used, one dispersive crystal 9 becomes the other dispersive crystal. In order not to block the X-rays 10 diffracted by 9, the distance between the dispersive crystal 9 and the heart 12 must be separated by 43 m or more. With such a large structure, the facility is not very feasible as a practical facility.
【００１９】また図１１に示すように、下側にセットさ
れる分光結晶９により回折されるエックス線１０を上側
の分光結晶９に透過させて心臓部１２に照射させるよう
にする技術も案出されているが、かかる態様にあっては
回折されるエックス線１０の強度（光子密度）を８０％
以下に減衰させないようにするために、上側の分光結晶
９の厚みを０．１ｍｍ以下と極めて薄くする必要があ
る。ところが、上側の分光結晶９に入射するシンクロト
ロン放射光７は連続スペクトルを持つ白色光であって、
エックス線１０以外は分光結晶９にほとんど吸収される
結果、発熱現象が生ずる。分光結晶９の厚みを薄くすれ
ば熱伝導も悪くなるから、発熱による変形を抑えるため
に分光結晶９の下側に冷却水の配管等を設置して冷却で
きるようにする必要があるが、下側の分光結晶９からの
回折エックス線１０を透過させる必要があるためこのよ
うな設置は不可能であり、冷却が実質的に出来ないとい
う問題がある。As shown in FIG. 11, a technique has been devised in which an X-ray 10 diffracted by the dispersive crystal 9 set on the lower side is transmitted through the upper dispersive crystal 9 to irradiate the heart 12. However, in this embodiment, the intensity (photon density) of the diffracted X-rays 10 is 80%.
In order not to attenuate below, it is necessary to make the thickness of the upper dispersive crystal 9 extremely thin, 0.1 mm or less. However, the synchrotron radiation 7 incident on the upper dispersive crystal 9 is white light having a continuous spectrum,
Except for the X-rays 10, most of the light is absorbed by the dispersive crystal 9, resulting in a heat generation phenomenon. If the thickness of the dispersive crystal 9 is reduced, the heat conduction becomes worse. Therefore, in order to suppress deformation due to heat generation, it is necessary to install cooling water piping or the like below the dispersive crystal 9 so that it can be cooled. Since it is necessary to transmit the diffracted X-rays 10 from the light-splitting crystal 9 on the side, such installation is impossible, and there is a problem that cooling cannot be substantially performed.
【００２０】本願出願人はすでに特願平６−５２５６３
号明細書により、電子蓄積リングに設けられた挿入光源
等からのシンクロトロン放射光を分光結晶により回折さ
せて得られる回折エックス線を有効利用する上で問題と
なる上記の点を解決するエックス線撮像システムを開示
している。このエックス線撮像システムは、電子蓄積リ
ングの電子周回軌道に介設した挿入光源からのシンクロ
トロン放射光を分光結晶に照射してブラッグ反射を介し
発生する回折エックス線の波長を切り換えるものであっ
て、電磁的手段により挿入光源領域中の電子ビームを１
つの閉軌道から他の閉軌道に移行させることにより、シ
ンクロトロン放射光の発生する位置を変え分光結晶に対
する入射角度を変えて、回折エックス線の波長を切り換
えるようにすることを特徴とするものである。The present applicant has already filed Japanese Patent Application No. 6-52563.
X-ray imaging system that solves the above-mentioned problem that is problematic in effective use of diffracted X-rays obtained by diffracting synchrotron radiation from an insertion light source or the like provided in an electron storage ring by a dispersive crystal Is disclosed. This X-ray imaging system irradiates a synchrotron radiation light from an insertion light source interposed in an electron orbit of an electron storage ring to a spectral crystal to switch a wavelength of a diffracted X-ray generated via Bragg reflection. The electron beam in the insertion light source area by
By shifting from one closed orbit to another closed orbit, the position where the synchrotron radiation is generated is changed, the incident angle to the spectral crystal is changed, and the wavelength of the diffracted X-ray is switched. .
【００２１】しかし、本願出願人が既に開示した上記エ
ックス線撮像システムは、電磁的手段により電子ビーム
を他の閉軌道に移行させて分光結晶に対するシンクロト
ロン放射光の入射角を変えることによりエックス線の波
長を切り替えるものであるため、放射機構以外に分光結
晶を必要とするばかりでなく、分光結晶の機構や電子ビ
ームの閉軌道変更時にビームの不安定を引き起こす可能
性がある。However, the above-mentioned X-ray imaging system disclosed by the applicant of the present application is capable of shifting the electron beam to another closed orbit by electromagnetic means to change the incident angle of the synchrotron radiation light to the spectral crystal, thereby changing the wavelength of the X-ray. Therefore, not only a radiation crystal but also a dispersive crystal is required, and beam instability may be caused when the dispersive crystal mechanism or the closed orbit of the electron beam is changed.
【００２２】このように、特定の波長を選択的に切り換
えて得られるエックス線１０の使用に関する技術は、心
臓診断、特にアンジオグラフィ撮影等で極めて重要視さ
れている分野にあっても大いに期待される技術である
が、まだまだ解決すべき課題がある。これら課題は利用
分野の裾野の極めて広いシンクロトロン放射光利用技術
にとっても共通的な問題となるものである。As described above, the technique relating to the use of the X-ray 10 obtained by selectively switching a specific wavelength is expected to be very important even in a field where heart diagnosis, especially angiography, and the like are extremely important. Although it is a technology, there are still issues to be solved. These problems are also common problems for synchrotron radiation technology that has a very wide range of applications.
【００２３】[0023]
【発明が解決しようとする課題】そこで、本発明が解決
しようとする課題は、機械的に分光結晶板を駆動したり
電磁的に電子ビームの軌道を変化させたりすることによ
り分光結晶板への入射角を調整してシンクロトロン放射
光の異なる波長成分を抽出する代わりに、電磁的手段に
より挿入光源で発生するシンクロトロン放射光の波長を
直接に変化させる新しい放射光発生装置を提供するとこ
ろにある。さらに詳しくは、簡単で制御の容易な要素を
用いて極めて短時間で正確にシンクロトロン放射光の波
長を切り替える電子蓄積リング型放射光発生装置を提供
するところにある。また、特に、心臓の冠状動脈の診断
用の画像データを得るためにヨウ素等の造影剤を用いて
Ｋ吸収端差分法によるエックス線撮影をする心臓冠状動
脈造影（アンジオグラフィ）システム等に用いる２つの
水準の硬エックス線を電磁的手段により直接に発生させ
るシンクロトロン放射光発生技術を提供するところにあ
る。The problem to be solved by the present invention is to mechanically drive the spectroscopic crystal plate or to electromagnetically change the trajectory of the electron beam so that the spectroscopic crystal plate can be controlled. Instead of adjusting the angle of incidence to extract different wavelength components of the synchrotron radiation, a new synchrotron radiation generator that directly changes the wavelength of the synchrotron radiation generated by the insertion light source by electromagnetic means is provided. is there. More specifically, an object of the present invention is to provide an electron storage ring type synchrotron radiation generator that switches the wavelength of synchrotron radiation accurately in a very short time using a simple and easily controllable element. Also, in particular, two types of cardiac coronary angiography (angiography) systems that perform X-ray imaging by a K-absorption edge difference method using a contrast agent such as iodine in order to obtain image data for diagnosis of the coronary artery of the heart are used. It is an object of the present invention to provide a synchrotron radiation generating technique for directly generating a level of hard X-rays by electromagnetic means.
【００２４】[0024]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、電子蓄積リングの電子周回軌道に介設した挿入光源
からシンクロトロン放射光を発生する本発明の放射光発
生装置は、挿入光源の前に第１の加速器を配置し、挿入
光源の後に第２の加速器を配置して、第１加速器を調節
して電子ビームのエネルギーを変化させることにより、
発生するシンクロトロン放射光の波長を変化させ、さら
にそれと同時に第２加速器を調節して第１の加速器によ
り変更された電子ビームのエネルギーを元の水準に戻す
ことを特徴とする。第１加速器と第２加速器の調節は加
速器への入力パワーもしくは位相を調節することにより
行うものであってよい。SUMMARY OF THE INVENTION In order to solve the above-mentioned problems, a synchrotron radiation generator of the present invention for generating synchrotron radiation from an insertion light source interposed in an electron orbit of an electron storage ring is provided. By disposing a first accelerator, and a second accelerator after the insertion light source, and adjusting the first accelerator to change the energy of the electron beam.
The wavelength of the generated synchrotron radiation is changed, and at the same time, the second accelerator is adjusted to return the energy of the electron beam changed by the first accelerator to the original level. The adjustment of the first accelerator and the second accelerator may be performed by adjusting the input power or phase to the accelerator.
【００２５】また、本発明の放射光発生装置は、挿入光
源の前の第１加速器および挿入光源の後の第２加速器の
入力パワーもしくは位相をフラットトップ部を有するパ
ルス状に変化する駆動電圧により制御することを特徴と
する。本発明の放射光発生装置における加速器は高周波
空胴（ＲＦキャビティ）であってよい。また、本発明の
放射光発生装置は、発生したシンクロトロン放射光の波
長をヨウ素のＫ吸収端波長を挟んだ２水準の間で変化さ
せることにより、Ｋ吸収端差分法による冠状動脈の撮影
に用いることができる。Further, according to the radiation light generating apparatus of the present invention, the input power or phase of the first accelerator before the insertion light source and the second accelerator after the insertion light source is changed by a driving voltage that changes into a pulse having a flat top portion. It is characterized by controlling. The accelerator in the synchrotron radiation generator of the present invention may be a high-frequency cavity (RF cavity). In addition, the synchrotron radiation device of the present invention changes the wavelength of the generated synchrotron radiation light between two levels sandwiching the K-absorption edge wavelength of iodine, so that the K-edge difference method can be used for imaging of a coronary artery. Can be used.
【００２６】本発明の放射光発生装置によれば、挿入光
源の前後にそれぞれ高周波空胴等の加速器が設置されて
いるから、例えば、電子蓄積リングを周回する電子ビー
ムを挿入光源の前の第１加速器で減速し、挿入光源の後
の第２加速器で減速して失ったエネルギーを回復するだ
け加速すれば、挿入光源部分における電子ビームのエネ
ルギーが低くなり挿入光源から放射する基本波の波長が
変化する。この装置は、電子ビームのエネルギー、挿入
光源における磁石列の周期、磁場の強さを適切に設定す
れば、基本波をエックス線とし、しかも高調波を殆ど伴
わないようにすることができる。したがって、本発明の
放射光発生装置によれば、分光結晶装置を用いないで単
色のエックス線を得ることが出来る。According to the synchrotron radiation generator of the present invention, since accelerators such as high-frequency cavities are installed before and after the insertion light source, for example, the electron beam circulating around the electron storage ring is transmitted to the front of the insertion light source. By decelerating with the 1 accelerator and decelerating with the 2nd accelerator after the insertion light source and accelerating it just enough to recover the lost energy, the energy of the electron beam in the insertion light source portion becomes low and the wavelength of the fundamental wave radiated from the insertion light source becomes Change. If the energy of the electron beam, the period of the magnet array in the insertion light source, and the strength of the magnetic field are appropriately set, this device can make the fundamental wave an X-ray and hardly involve any harmonics. Therefore, according to the synchrotron radiation generator of the present invention, monochromatic X-rays can be obtained without using a spectral crystal apparatus.
【００２７】さらに、ＲＦキャビティなどの加速器は内
部の電場を制御することにより通過する粒子に与えるエ
ネルギーを調節するから、供給電源の電圧や位相を変化
させるだけでスムーズかつ高速に電子ビームのエネルギ
ーを変化させてエックス線の波長を切り換えることが出
来る。なお、電子蓄積リングの電子周回軌道中、挿入光
源を挟んだ２台の加速器の間以外の部分では電子ビーム
のエネルギーが変化しないので、他の電磁石装置の磁場
の強さを変更する必要がなく、装置全体の制御は容易で
ある。Further, since an accelerator such as an RF cavity adjusts the energy given to the passing particles by controlling the internal electric field, the energy of the electron beam can be smoothly and quickly changed only by changing the voltage and phase of the power supply. The wavelength of the X-ray can be switched by changing the wavelength. In the electron orbit of the electron storage ring, the energy of the electron beam does not change except between the two accelerators sandwiching the inserted light source, so that it is not necessary to change the magnetic field strength of another electromagnet device. The control of the whole apparatus is easy.
【００２８】また、挿入光源の前の第１加速器および挿
入光源の後の第２加速器の入力パワーもしくは位相をフ
ラットトップ部を有するパルス状に変化する駆動電圧に
より制御する放射光発生装置は、放射光の波長を駆動パ
ルスのフラットトップ部の持続時間中は所定の偏倚値に
維持して、それ以外の時間は装置固有の基本波長とする
ように制御することが出来る。放射光発生装置における
加速器が高周波空胴（ＲＦキャビティ）である場合に
は、比較的簡単な構造により十分解析された技術を利用
して装置を精密に制御することが出来る。Further, the synchrotron radiation generator which controls the input power or phase of the first accelerator before the insertion light source and the second accelerator after the insertion light source by a driving voltage which changes in a pulse shape having a flat top portion is provided. The wavelength of the light can be controlled so as to maintain a predetermined deviation value during the duration of the flat top portion of the driving pulse, and at other times to the device-specific fundamental wavelength. When the accelerator in the synchrotron radiation generator is a high-frequency cavity (RF cavity), the device can be precisely controlled by using a technique that has been sufficiently analyzed by a relatively simple structure.
【００２９】また、発生するシンクロトロン放射光が硬
Ｘ線であり、硬Ｘ線の波長をヨウ素のＫ吸収端波長を挟
んだ２水準の間で変化させるようにした放射光発生装置
によれば、ヨウ素を含む造影剤を静脈に注射して、ヨウ
素のＫ吸収端より高いエネルギーと低いエネルギーの２
水準の硬エックス線により極めて短い間隔で心臓を撮影
し、得られる２枚の画像の差分を取ることによりヨウ素
を含む血液が流れる血管以外の骨や組織の映像を消去し
て、心臓冠状動脈の形状だけを浮き出させた画像を得
る、いわゆるＫ吸収端差分法により心臓の拍動にもかか
わらず冠状動脈を明瞭に撮影することができる。The synchrotron radiation to be generated is hard X-rays, and according to the synchrotron radiation generator, the wavelength of the hard X-rays is changed between two levels sandwiching the K absorption edge wavelength of iodine. A contrast medium containing iodine is injected into a vein, and the energy is higher and lower than the K absorption edge of iodine.
The heart is photographed at extremely short intervals with a standard hard X-ray, and images of bones and tissues other than blood vessels through which iodine-containing blood flows are removed by taking the difference between the two obtained images, and the shape of the coronary artery of the heart The coronary artery can be clearly photographed in spite of the pulsation of the heart by the so-called K-absorption edge difference method, which obtains an image in which only the heart is raised.
【００３０】[0030]
【発明の実施の形態】本発明に係る放射光発生装置は、
電子蓄積リングの周回軌道の所定の直線部に介設したウ
イグラーやアンジュレータなどの挿入光源の前後に電子
ビームの加速器を配置し、加速器の入力パワーもしくは
位相を調節して電子ビームのエネルギーを変化させるこ
とにより、発生するシンクロトロン放射光の波長を変化
させ、同時に変更された電子ビームのエネルギーを元の
水準に戻すように構成するものである。以下、本発明に
係る放射光発生装置をヨウ素のＫ吸収端差分法により冠
状動脈を撮影するシステムに用いた実施例に基づいて、
図面によって本発明を詳細に説明する。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION A synchrotron radiation generating apparatus according to the present invention comprises:
An electron beam accelerator is placed before and after an insertion light source, such as a wiggler or undulator, interposed in a predetermined linear part of the orbit of the electron storage ring, and the energy of the electron beam is changed by adjusting the input power or phase of the accelerator. Thus, the wavelength of the generated synchrotron radiation is changed, and at the same time, the energy of the changed electron beam is returned to the original level. Hereinafter, based on an example in which the synchrotron radiation generating device according to the present invention is used in a system for imaging a coronary artery by the K-edge difference method of iodine,
The present invention will be described in detail with reference to the drawings.
【００３１】[0031]
【実施例】図１は、本発明の放射光発生装置の１実施例
を示す概念図である。図中、従来技術を表した図５にお
けると同じ機能を有する構成要素については同じ符号を
付して説明を簡略化した。図示実施例は、心臓診断にお
ける診断用のデータとして、冠状動脈を２種類のエック
ス線により撮像し取得した画像の差分画像を得る態様で
ある。図５に示したと同じく、電子銃などからなる電子
入射器から発射された電子２は、集群して塊となり、偏
向電磁石５、５・・・によって電子蓄積リング３中に確
立された電子周回軌道４を周回する。FIG. 1 is a conceptual diagram showing an embodiment of a radiation light generating apparatus according to the present invention. In the figure, components having the same functions as in FIG. 5 showing the prior art are denoted by the same reference numerals, and the description is simplified. The illustrated embodiment is a mode in which a coronary artery is imaged with two types of X-rays and a difference image of an acquired image is obtained as diagnostic data in cardiac diagnosis. As shown in FIG. 5, the electrons 2 emitted from an electron injector composed of an electron gun and the like are grouped into a lump, and the electron orbit established in the electron storage ring 3 by the bending electromagnets 5, 5,. Orbit 4
【００３２】２つの偏向電磁石５，５に挟まれた部分に
ウイグラーあるいはアンジュレータ等の挿入光源６が介
装されている。挿入電源６は内部に周期的に交代する磁
場を形成するもので、相対論的に加速された電子塊２を
周期磁場で蛇行させて横方向の速度成分を与え、シンク
ロトロン放射光７を発生させる。An insertion light source 6 such as a wiggler or an undulator is interposed between the two bending electromagnets 5 and 5. The insertion power supply 6 forms a magnetic field that alternates periodically therein. The insertion power supply 6 makes the relativistically accelerated electron mass 2 meander with a periodic magnetic field to give a lateral velocity component, thereby generating synchrotron radiation 7. Let it.
【００３３】全エネルギーと静止エネルギーの比γ0を
有する電子２は、アンジュレータパラメータＫ、磁場周
期λ0の挿入電源６のなかで蛇行運動をして、アンジュ
レータ放射光７を発する。このとき、アンジュレータ放
射光７の中心軸における中心波長λRは下式で表され
る。 λR＝λ0（１＋Ｋ2／２）／（２γ0 2） （１） また、アンジュレータパラメータＫは中心軸上の磁場を
Ｂ0として、９３．４Ｂ0λ0 で表される。The electrons 2 having a ratio of total energy to quiescent energy γ 0 meander in an insertion power source 6 having an undulator parameter K and a magnetic field period λ 0 , and emit undulator radiation 7. At this time, the central wavelength λ R of the central axis of the undulator radiation light 7 is represented by the following equation. λ R = λ 0 (1 + K 2/2) / (2γ 0 2) (1) Further, undulator parameter K the magnetic field on the central axis as B 0, represented by 93.4B 0 λ 0.
【００３４】したがって、アンジュレータ放射光７の波
長は電子のエネルギーと磁場周期と磁場の強さによって
決まる。通常のレーザでは自然界にある原子や分子の準
位を利用するため発生する光の波長は自ずから決まる
が、上記のようにアンジュレータ等の挿入電源を利用し
て相対論的速度を有する電子から光を発生するシンクロ
トロン放射光７は、広い範囲にわたって連続的に波長が
可変であり、また高いピークパワーがとれるという長所
がある。Therefore, the wavelength of the undulator radiation 7 is determined by the energy of the electrons, the period of the magnetic field, and the strength of the magnetic field. Normal lasers use the levels of atoms and molecules in the natural world to determine the wavelength of the generated light, but as described above, light is emitted from electrons having relativistic velocity using an insertion power source such as an undulator. The generated synchrotron radiation 7 has the advantages that the wavelength is continuously variable over a wide range and that a high peak power can be obtained.
【００３５】円周磁場の所々に加速器１４がおかれる。
加速器１４には高周波加速空胴（ＲＦキャビティ）が用
いられている。高周波加速空胴は高周波のエネルギーを
電子に移していくもので、マイクロ波管によって供給さ
れる高周波の位相速度を電子の速度にシンクロさせて、
高周波の加速側のピークのあたりで電子を加速する。加
速器１４により、リング内における電子同士の散乱や、
真空槽内壁からの放出ガスと電子の散乱、あるいは挿入
電源６や偏向磁石５における放射によって電子が失うエ
ネルギーを補給して電子塊２が等速で周回できるように
なる。Accelerators 14 are located at various locations of the circumferential magnetic field.
The accelerator 14 uses a high-frequency acceleration cavity (RF cavity). The high-frequency accelerating cavity transfers high-frequency energy to electrons, and synchronizes the high-frequency phase speed supplied by the microwave tube with the speed of the electrons.
The electrons are accelerated around the peak on the acceleration side of the high frequency. The accelerator 14 scatters electrons in the ring,
The energy that electrons lose due to scattering of gas and electrons emitted from the inner wall of the vacuum chamber or radiation from the insertion power source 6 and the deflecting magnet 5 is replenished, so that the electron mass 2 can circulate at a constant speed.
【００３６】本発明の放射光発生装置では、電子蓄積リ
ング３の直線部分における挿入光源６の上流に第１の加
速器１５が設けられている。第１加速器１５には加速器
１４と同様の高周波加速空胴（ＲＦキャビティ）が用い
られている。図２は第１加速器１５の１例を示す断面
図、図３はその外観の斜視図である。第１加速器１５に
は、ビームが通過する孔があいている。In the synchrotron radiation generator of the present invention, the first accelerator 15 is provided on the straight line portion of the electron storage ring 3 upstream of the insertion light source 6. As the first accelerator 15, a high-frequency acceleration cavity (RF cavity) similar to the accelerator 14 is used. FIG. 2 is a cross-sectional view showing an example of the first accelerator 15, and FIG. 3 is a perspective view of the appearance. The first accelerator 15 has a hole through which the beam passes.
【００３７】図中左から右に電子塊が通過するものとす
る。図に示すように内壁表面を電流が流れ、内部空間に
磁界および電界が発生する。この電界が電子塊を加速ま
たは減速する。第１加速器１５に入力する電力や位相を
調整することにより、電界が電子塊のエネルギーを僅か
に減少させるようにする。第１加速器１５でエネルギー
が減少した電子塊は挿入電源６を通過するときに蛇行す
る振幅が僅かに大きくなり、異なったアンジュレータ放
射光を放射する。アンジュレータ放射光は、（１）式に
従って電子の全エネルギーの静止エネルギーに対する比
が小さいほど長い波長となるので、第１加速器で減速さ
れない場合と比較して波長が長くなる。It is assumed that an electron block passes from left to right in the drawing. As shown in the figure, a current flows on the inner wall surface, and a magnetic field and an electric field are generated in the internal space. This electric field accelerates or decelerates the electron mass. By adjusting the power and phase input to the first accelerator 15, the electric field causes the energy of the electron mass to slightly decrease. The electron mass whose energy has been reduced by the first accelerator 15 has a slightly larger meandering amplitude when passing through the insertion power supply 6, and emits different undulator radiation. Since the undulator radiation light has a longer wavelength as the ratio of the total energy of electrons to the quiescent energy is smaller in accordance with the equation (1), the wavelength is longer than when the first accelerator does not decelerate.
【００３８】第１加速器１５に電力を供給しない状態で
得られるシンクロトロン放射光７の波長をヨウ素のＫ吸
収端より僅かに短かくなるように調整しておき、第１加
速器１５に電力を加えることにより波長を０．０００４
ｎｍだけ変化させてＫ吸収端より僅かに長くなるように
する。第１加速器１５に供給する電力の制御は電気的に
行うため、任意の波形をとることができる。したがって
図６に示すような２ｍｓｅｃ幅のフラットトップを有す
るパルス状に２つの水準間を極めて高速に切り換える理
想的挙動も容易に実現することができる。The wavelength of the synchrotron radiation 7 obtained without supplying power to the first accelerator 15 is adjusted so as to be slightly shorter than the K absorption edge of iodine, and power is applied to the first accelerator 15. The wavelength is 0.0004
It is changed by nm so as to be slightly longer than the K absorption edge. Since the control of the power supplied to the first accelerator 15 is performed electrically, any waveform can be taken. Therefore, the ideal behavior of switching between two levels at a very high speed in a pulse shape having a flat top with a width of 2 msec as shown in FIG. 6 can be easily realized.
【００３９】図６のように変成されたシンクロトロン放
射光７は被験者の心臓部１２に照射されて、撮像系１３
のエックス線検出器に入射し、心臓部分の透過画像を生
成させる。被験者にヨウ素を含む造影剤を静脈注射し
て、ヨウ素のＫ吸収端より僅かに長い波長を有するシン
クロトロン放射光７で２ｍｓｅｃ間照射した時に得られ
た透過画像と、ヨウ素のＫ吸収端より僅かに短い波長を
有するシンクロトロン放射光７に切り換えて２ｍｓｅｃ
後に２ｍｓｅｃ間照射した時に得られた透過画像の差分
画像を作成する。The synchrotron radiation 7 modified as shown in FIG.
To generate a transmission image of the heart portion. A transmission image obtained when a subject was intravenously injected with a contrast agent containing iodine and irradiated for 2 msec with synchrotron radiation 7 having a wavelength slightly longer than the K absorption edge of iodine, and a slightly smaller image than the K absorption edge of iodine 2msec after switching to synchrotron radiation 7 having a shorter wavelength
A difference image of the transmission image obtained when the irradiation is performed for 2 msec later is created.
【００４０】合わせて６ｍｓｅｃという短い時間で撮像
するため、心臓の拍動によってもそれぞれの画像にぶれ
が生じないばかりでなく２枚の画像の間にも問題になる
ほどの変動はない。またシンクロトロン放射光７は十分
強いので、このような短時間の照射でも十分明瞭な心臓
部分の画像が得られる。得られた差分画像には、両方の
画像に写っていた骨や軟部組織の部分が消去されて、ヨ
ウ素の部分だけが残る。従って静脈注射で注射され心臓
部に到達するときには希薄になってしまうにもかかわら
ず、ヨウ素造影剤が僅かでも含まれた血が存在する血管
部分が浮き出た鮮明な冠状動脈の診断画像を得ることが
できる。この方法によれば、コントラストが良く、鮮明
でボケのないデータ画像を動画像、コマ送り画像として
描画することも可能で、心臓疾患の正確な診断に貢献す
るものである。Since the imaging is performed in a short time of 6 msec in total, not only does the image not blur due to the pulsation of the heart, but also there is no significant fluctuation between the two images. In addition, since the synchrotron radiation 7 is sufficiently strong, a sufficiently clear image of the heart can be obtained even with such short-time irradiation. In the obtained difference image, portions of bones and soft tissues shown in both images are deleted, and only an iodine portion remains. Therefore, to obtain a clear diagnostic image of a coronary artery in which a blood vessel part containing blood containing even a small amount of an iodine contrast agent emerges despite being diluted when reaching the heart after being injected by intravenous injection. Can be. According to this method, it is possible to draw a clear, unblurred data image with good contrast as a moving image and a frame-by-frame image, which contributes to accurate diagnosis of heart disease.
【００４１】電子蓄積リング３直線部分における挿入光
源６の下流には第２の加速器１６が設けられている。第
２加速器１６には第１加速器１５と同じ図２と図３に示
す高周波加速空胴（ＲＦキャビティ）が用いられる。第
２加速器１６は第１加速器１５で変化した電子塊のエネ
ルギーを元の電子周回軌道４を成立させる条件に合うよ
うに復旧させるためのものである。第２加速器１６に入
力する電力や位相を調整することにより、加速電場が電
子塊のエネルギーを増加させて、第１加速器１５で減少
したエネルギーを回復させるようにする。このように第
１加速器１５と第２加速器１６を対にして対称的に運転
すると、電子蓄積リング３の他の部分における電子塊の
エネルギーは変化しない。したがって、第１加速器１５
と第２加速器１６に電力を供給しない状態で電子蓄積リ
ング３中に確立された電子周回軌道４はそのまま維持す
ることができ、電磁石装置などの調節は不要であり、シ
ステム全体の制御は容易である。A second accelerator 16 is provided on the straight line portion of the electron storage ring 3 downstream of the insertion light source 6. As the second accelerator 16, the same high-frequency accelerating cavity (RF cavity) shown in FIGS. 2 and 3 as the first accelerator 15 is used. The second accelerator 16 is for restoring the energy of the electron mass changed by the first accelerator 15 so as to meet the condition for establishing the original electron orbit 4. By adjusting the power and phase input to the second accelerator 16, the acceleration electric field increases the energy of the electron mass and recovers the energy reduced by the first accelerator 15. When the first accelerator 15 and the second accelerator 16 are operated symmetrically as a pair as described above, the energy of the electron mass in the other part of the electron storage ring 3 does not change. Therefore, the first accelerator 15
The electron orbit 4 established in the electron storage ring 3 can be maintained as it is without supplying power to the second accelerator 16 and the second accelerator 16 does not need to be adjusted, so that adjustment of an electromagnet device or the like is unnecessary, and control of the entire system is easy. is there.
【００４２】上記実施例の説明においては、第１加速器
により電子塊のエネルギーを減少させ第２加速器により
増加させるようにした場合を示したが、逆に第１加速器
により電子塊のエネルギーを増加させ第２加速器により
減少させるようにしてもよいことは言うまでもない。ま
た、第１加速器と第２加速器に予め所定の電力をバイア
スとして供給しておくこともできる。In the description of the above embodiment, the case where the energy of the electron mass is reduced by the first accelerator and increased by the second accelerator has been described. Conversely, the energy of the electron mass is increased by the first accelerator. Needless to say, it may be reduced by the second accelerator. Also, a predetermined power can be supplied to the first accelerator and the second accelerator in advance as a bias.
【００４３】なお、第２加速器を新たに付加する代わり
に、既に電子周回軌道を形成するために用いられている
メインの加速器を挿入電源のある直線区間に設置してこ
れにより第１加速器によるエネルギー変更分を補償する
ように構成してもよい。さらに、第１加速器と第２加速
器は高周波電界以外にも静電界や誘導電界により制御す
るものであってよい。Instead of newly adding a second accelerator, a main accelerator already used for forming an electron orbit is installed in a linear section having an insertion power source, thereby providing energy by the first accelerator. It may be configured to compensate for the change. Further, the first accelerator and the second accelerator may be controlled by an electrostatic field or an induced electric field other than the high-frequency electric field.
【００４４】[0044]
【発明の効果】以上説明した通り、本発明の放射光発生
装置は、ヨウ素のＫ吸収端を利用した冠状動脈の差分画
像取得を容易に行えるようにして、心臓疾患の診断に貢
献するほか、一般のラジオグラフィ撮影でエックス線や
その他の放射線を高速に切り換える用途に適用すること
ができる。As described above, the synchrotron radiation generator of the present invention can easily obtain a differential image of a coronary artery using the K-absorption edge of iodine, thereby contributing to the diagnosis of heart disease. The present invention can be applied to general radiographic imaging in which X-rays and other radiation are switched at high speed.
【図１】本発明の放射光発生装置の１実施例を示す概念
図である。FIG. 1 is a conceptual diagram showing one embodiment of a synchrotron radiation generator of the present invention.
【図２】図１の放射光発生装置に用いる高周波空胴の断
面図である。FIG. 2 is a sectional view of a high-frequency cavity used in the synchrotron radiation generator of FIG.
【図３】図２の高周波空胴の斜視図である。FIG. 3 is a perspective view of the high-frequency cavity of FIG. 2;
【図４】ヨウ素のＫ吸収端を説明する質量吸収係数特性
図である。FIG. 4 is a mass absorption coefficient characteristic diagram for explaining a K absorption edge of iodine.
【図５】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラフ
ィシステムの概念図である。FIG. 5 is a conceptual diagram of an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
【図６】アンジオグラフィシステムにおけるエックス線
波長切替特性図である。FIG. 6 is an X-ray wavelength switching characteristic diagram in an angiography system.
【図７】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラフ
ィシステムにおける分光結晶の機械的旋回動の模式図で
ある。FIG. 7 is a schematic diagram of mechanical rotation of a spectral crystal in an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
【図８】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラフ
ィシステムにおける分光結晶の機械的旋回動の切替タイ
ミングを示す図である。FIG. 8 is a diagram showing a switching timing of mechanical rotation of a dispersive crystal in an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
【図９】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラフ
ィシステムにおける２枚の分光結晶を利用した厚ビーム
方式の模式図である。FIG. 9 is a schematic diagram of a thick beam method using two pieces of spectral crystals in an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
【図１０】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラ
フィシステムにおける２ビーム利用法の１態様を示す図
面である。FIG. 10 is a diagram showing one embodiment of a two-beam utilization method in an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
【図１１】従来の放射光発生装置を用いたアンジオグラ
フィシステムにおける２ビーム利用法の別の態様を示す
図面である。FIG. 11 is a drawing showing another embodiment of a two-beam utilization method in an angiography system using a conventional synchrotron radiation generator.
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 偏向磁石 ６ 挿入光源 ７ シンクロトロン放射光 ８ 分光系 ９ 分光結晶 １０ 回折エックス線 １１ 被験者 １２ 心臓部 １３ 撮像系 １４ 電子加速器 １５ 第１加速器 １６ 第２加速器 REFERENCE SIGNS LIST 1 electron injector 2 electron 3 electron storage ring 4 electron orbital 5 deflection magnet 6 insertion light source 7 synchrotron radiation 8 spectral system 9 spectral crystal 10 diffracted X-ray 11 subject 12 heart 13 imaging system 14 electron accelerator 15 first accelerator 16 2nd accelerator
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) H05H 13/04 A61B 6/00 300 G21K 1/06 H01S 3/30──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (58) Field surveyed (Int. Cl. 6 , DB name) H05H 13/04 A61B 6/00 300 G21K 1/06 H01S 3/30
Claims (5)
に介設した挿入光源からシンクロトロン放射光を発生す
る放射光発生装置において、前記直線部内の挿入光源の
前に電子ビームのエネルギーを加減する第１の加速器を
配置し、前記直線部内の挿入光源の後に第２の加速器を
配置して、該第１加速器により電子ビームのエネルギー
を変化させて発生するシンクロトロン放射光の波長を変
化させ、さらにそれと同時に前記第２加速器により前記
第１の加速器において変更された電子ビームのエネルギ
ーを回復させることを特徴とする放射光発生装置。1. A synchrotron radiation device for generating synchrotron radiation from an insertion light source interposed in a linear portion of an electron orbit of an electron storage ring, wherein the energy of an electron beam is adjusted before the insertion light source in the linear portion. A first accelerator is disposed, and a second accelerator is disposed after the inserted light source in the linear portion. The wavelength of the synchrotron radiation light generated by changing the energy of the electron beam by the first accelerator is changed. A synchrotron radiation generator for recovering the energy of the electron beam changed in the first accelerator by the second accelerator at the same time.
て、前記第１加速器の入力パワーもしくは位相を調節し
て電子ビームのエネルギーを変化させ、さらにそれと同
時に前記第２加速器の入力パワーもしくは位相を調節し
て電子ビームのエネルギーを回復させることを特徴とす
る放射光発生装置。2. The synchrotron radiation generating apparatus according to claim 1, wherein the input power or phase of said first accelerator is adjusted to change the energy of the electron beam, and at the same time, the input power or phase of said second accelerator is changed. A synchrotron radiation generator characterized by adjusting the energy of an electron beam.
て、前記第１加速器および第２加速器の入力パワーもし
くは位相をフラットトップ部を有するパルス状に変化す
る駆動電源により制御することを特徴とする放射光発生
装置。3. The synchrotron radiation generator according to claim 2, wherein the input power or the phase of the first accelerator and the second accelerator is controlled by a drive power supply having a flat top portion and changing in a pulse shape. Synchrotron radiation generator.
射光発生装置において、前記第１および第２の加速器が
高周波空胴（ＲＦキャビティ）であることを特徴とする
放射光発生装置。4. The synchrotron radiation generator according to claim 1, wherein said first and second accelerators are high-frequency cavities (RF cavities).
射光発生装置であって、発生したシンクロトロン放射光
の波長をヨウ素のＫ吸収端波長を挟んだ２水準の間で変
化させることにより、Ｋ吸収端差分法による冠状動脈撮
影に用いることを特徴とする放射光発生装置。5. The synchrotron radiation generator according to claim 1, wherein a wavelength of the generated synchrotron radiation is changed between two levels sandwiching a K absorption edge wavelength of iodine. A synchrotron radiation generator for use in coronary artery imaging by the K-absorption edge difference method.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7351928A JP2778641B2 (en) | 1995-12-27 | 1995-12-27 | Synchrotron radiation generator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7351928A JP2778641B2 (en) | 1995-12-27 | 1995-12-27 | Synchrotron radiation generator |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09180900A JPH09180900A (en) | 1997-07-11 |
| JP2778641B2 true JP2778641B2 (en) | 1998-07-23 |
Family
ID=18420585
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7351928A Expired - Fee Related JP2778641B2 (en) | 1995-12-27 | 1995-12-27 | Synchrotron radiation generator |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2778641B2 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3848493B2 (en) * | 1999-06-30 | 2006-11-22 | 英三 盛 | X-ray diagnostic system |
| US7382861B2 (en) * | 2005-06-02 | 2008-06-03 | John M. J. Madey | High efficiency monochromatic X-ray source using an optical undulator |
-
1995
- 1995-12-27 JP JP7351928A patent/JP2778641B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH09180900A (en) | 1997-07-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0105032B1 (en) | Method and apparatus for irradiating an object with x-rays | |
| US7310408B2 (en) | System and method for X-ray generation by inverse compton scattering | |
| US6687333B2 (en) | System and method for producing pulsed monochromatic X-rays | |
| US6332017B1 (en) | System and method for producing pulsed monochromatic X-rays | |
| Lewis | Medical applications of synchrotron radiation x-rays | |
| JP4612466B2 (en) | X-ray switching generator for diagnosis and treatment | |
| Cardarelli et al. | BriXS, a new X-ray inverse Compton source for medical applications | |
| JP4674802B2 (en) | Multicolor X-ray generator | |
| JP2778641B2 (en) | Synchrotron radiation generator | |
| Margaritondo et al. | Synchrotron radiation in radiology: novel X-ray sources | |
| JPS5976A (en) | High energy ct for radiation treatment | |
| Carr | Exotic sources of X-rays for iodine K-edge angiography | |
| JP4382014B2 (en) | Radiation therapy equipment | |
| JPH05346500A (en) | Wavelength change-over device for synchrotron radiation | |
| JPH0747839Y2 (en) | X-ray generator | |
| Stutman et al. | Towards high-sensitivity and low-dose medical imaging with laser x-ray sources | |
| EP0276437B1 (en) | X-ray source | |
| JPH11234566A (en) | Angiography system | |
| EP1209956A1 (en) | System and method for producing pulsed monochromatic X-rays | |
| Margaritondo et al. | Synchrotron light: From basics to coherence and coherence-related applications | |
| RU2182023C1 (en) | Method and system for building x-ray picture for diagnosing and applying dosed action to biological tissue | |
| Kneip et al. | X-ray phase contrast imaging of biological specimens with tabletop synchrotron radiation | |
| Hwang et al. | Study of medical applications of compact laser-Compton X-ray source | |
| Hofstadter | Cross Strands Linking Physics and Medicine | |
| JPH07236632A (en) | X-ray image pickup system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |