JP3848493B2

JP3848493B2 - X-ray diagnostic system

Info

Publication number: JP3848493B2
Application number: JP18709199A
Authority: JP
Inventors: 英三盛; 健吉谷岡; 裕司大川; 節久保田; 亮望月; 孝一山口; 一行兵藤
Original assignee: NHK Engineering Services Inc; Japan Broadcasting Corp
Current assignee: Japan Broadcasting Corp; NHK Engineering System Inc
Priority date: 1999-06-30
Filing date: 1999-06-30
Publication date: 2006-11-22
Anticipated expiration: 2019-06-30
Also published as: JP2001008924A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、造影剤を用いたＸ線撮影システムの技術分野に属する。
【０００２】
【従来の技術】
血管造影法は、血管内に直接的・間接的に造影剤を投与してＸ線撮影を行う検査法であり、心臓、動脈、静脈などの循環器系自体の病変や血行動態のみならず、全身各臓器の病変の存在診断、質的診断に関する情報を得ることができる検査方法である。
【０００３】
心臓、脳、四肢の循環障害、悪性腫瘍では、これらの病変に特有な形態を示す微小な血管が新生する（新生血管）。従って、これら病変の診断・治療においては、新生血管を含む微小血管の観察と評価が重要な意義を持つ。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来、病院などの一般の医療施設が保有するＸ線診断装置では、Ｘ線撮影システム自体の感度や解像度の限界、造影剤投与量の人体に対する限界などの点から、動脈では内径０．２ｍｍ程度よりも太い血管が、また静脈では内径１ｍｍ程度よりも太い血管が検出の限界とされ、血管病変を評価するに至っては、各々、その３〜４倍の太さを有する血管が限界とされていた。従って、一般の医療施設では、前記内径以下の微小血管については、そもそもＸ線診断による観察の対象とされていないのが現状である。
【０００５】
一方、シンクロトロン放射光装置（施設）を用い、一般のＸ線診断装置では発生し得ない高強度なＸ線を照射することで、微小血管の造影を行い得ることは知られている。しかしながら、臨床Ｘ線診断に用いられるシンクロトロン放射光装置は、周長が約４０ｍから時に１ｋｍ以上にも達する長大な円環状あるいは楕円状の建造物であり、総工費も巨額であることから、一般の医療施設が個々に保有し得るものではない。
【０００６】
本発明の目的は、上記問題を解決し、比較的低コストの構成でありながらも、従来の一般の医療施設ではできなかった微小血管の造影が可能なＸ線診断システムを提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明者等は、比較的低コストのＸ線診断装置によって微小血管の造影を行うことに着目し、血管造影の撮影限界を改善することについて研究したところ、Ｘ線の波長を、造影剤に含まれるＸ線吸収用の元素の検出のために最適化し、Ｘ線撮影装置の感度と解像度を同時に改善することによって、比較的低コストなＸ線診断システムでありながら、従来よりも微細な血管を造影し得ることを見出し、本発明を完成させた。本発明のＸ線診断システムは、次の特徴を有するものである。
【０００８】
（１）(i) Ｘ線管球またはプラズマＸ線源を用いて構成されたＸ線照射装置であって、Ｘ線スペクトルにおいてヨウ素のＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有する実質的に単色のＸ線を、毎秒７．７×１０^-4〔Ｃ／ｋｇ〕以上の照射線量にて少なくとも照射し得るものであるか、または、Ｘ線スペクトルにおいてガドリニウムのＫ吸収端直上に強度のピークを有する実質的に単色のＸ線を、毎秒７．７×１０^-5〔Ｃ／ｋｇ〕以上の照射線量にて少なくとも照射し得るものである、Ｘ線照射装置と、
(ii)前記Ｘ線照射装置から発せられ被検体を通過したＸ線を、直接または蛍光板装置を介して、サチコン管の８倍以上の感度を有しかつ６〔ｌｐ／ｍｍ〕以上の解像度の画像として撮像し得るＸ線撮像装置と、
(iii)前記Ｘ線撮像装置によって撮像された画像を、前記解像度にて表示し得る画像表示装置とを、
少なくとも有するものであるＸ線診断システム。
（２）上記Ｘ線照射装置が、Ｘ線スペクトルにおいてヨウ素のＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであって、当該Ｘ線診断システムが、ヨード造影剤を用いて行なう血管造影に用いられるものである上記（１）記載のＸ線診断システム。
（３）上記Ｘ線照射装置が、原子番号５７〜６９の金属を陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、上記（２）記載のＸ線診断システム。
（４）上記Ｘ線照射装置が、セリウムを陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、上記（２）記載のＸ線診断システム。
（５）上記Ｘ線照射装置が、上記Ｘ線に加えてさらに、ヨウ素のＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであり、当該Ｘ線診断システムが、これらＸ線を用いてＫ吸収端サブトラクション法による画像処理を行い得るものである上記（２）〜（４）のいずれかに記載のＸ線診断システム。
（６）上記Ｘ線照射装置が、Ｘ線スペクトルにおいてガドリニウムのＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであって、当該Ｘ線診断システムが、ガドリニウム造影剤を用いて行なう血管造影に用いられるものである上記（１）記載のＸ線診断システム。
（７）上記Ｘ線照射装置が、原子番号５７〜６８の金属を陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、上記（６）記載のＸ線診断システム。
（８）上記Ｘ線照射装置が、上記Ｘ線に加えてさらに、ガドリニウムのＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであり、当該Ｘ線診断システムが、これらＸ線を用いてＫ吸収端サブトラクション法による画像処理を行い得るものである上記（６）または（７）記載のＸ線診断システム。
（９）上記Ｘ線撮像装置が、被検体を通過したＸ線を直接または蛍光板装置を介して撮像する、高感度・高解像度テレビジョンカメラである上記（１）記載のＸ線診断システム。
（１０）上記高感度・高解像度テレビジョンカメラの感度が、サチコン管の６００倍である上記（９）記載のＸ線診断システム。
（１１）上記Ｘ線撮像装置によって得られた画像がデジタルデータとして処理されるものである上記（１）記載のＸ線診断システム。
（１２）上記Ｘ線照射装置から上記Ｘ線撮像装置に至る光路上のいずれかの位置に、該光路上を進むＸ線または蛍光板装置にて波長変換された光線を、間欠化するＸ線撮像用シャッター装置がさらに設けられたものである上記（１）記載のＸ線診断システム。
（１３）上記Ｘ線撮像用シャッター装置が、上記Ｘ線撮像装置の撮像動作と連動して開閉動作を行うものである上記（１２）記載のＸ線診断システム。
（１４）上記血管造影が、内径０．２ｍｍ〜０．０５ｍｍの微小血管を含む動脈、または内径１ｍｍ〜０．２ｍｍの微小血管を含む静脈を、造影の対象とするものである上記（２）または（６）記載のＸ線診断システム。
【００２２】
【発明の実施の形態】
本明細書では、波長の異なるＸ線を示す際に、波長の代わりにＸ線エネルギーを用いて示す。Ｘ線エネルギーＥは、Ｘ線の波長λに応じて定められる値であって、Ｘ線の振動数ν、プランクの定数ｈ、光の速度ｃとして、Ｅ〔ｅＶ〕＝ｈν＝ｈｃ／λである。
また、〔ｌｐ／ｍｍ〕は、解像度の単位であり、〔 line pair／ｍｍ〕の略であって、画像を構成する１つの線（走査線または１行の画素）と、その線の片側に隣接する線間の間隙とを１対として、その１対が１ｍｍの幅内に何対あるかを示すものである。
以下、Ｘ線照射装置から被検体を通ってＸ線撮像装置に至る経路において、Ｘ線照射装置側を「前側」、Ｘ線撮像装置側を「後側」と呼んで、経路上の位置関係の説明に用いる。
【００２３】
本発明によるＸ線診断システムは、図１に示すように、Ｘ線照射装置１、Ｘ線撮像装置２、画像表示装置４を少なくとも有するものである。以下に示すように、各部の能力および互いの能力の最適化によって、一般のＸ線診断システムでは従来撮像できなかった微小血管を撮像し観察することが可能となる。また、Ｘ線診断システムの撮像能力をこのように改善することによって、逆に、従来よりも少ない造影剤投与量で従来と同等以上の解像度での血管造影が可能となる。これらを次に説明する。
【００２４】
図１に示すＸ線照射装置１は、次に示す（Ａ）、（Ｂ）のＸ線のいずれかを少なくとも照射し得る装置である。
（Ａ）のＸ線；Ｘ線スペクトルにおいてヨウ素のＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線。これは、ヨード造影剤を投与して行なう血管造影のためのＸ線である。ヨウ素のＫ吸収端のエネルギーは３３．１７〔ｋｅＶ〕である。ここでいう「直上」とは、Ｘ線スペクトルのＸ線エネルギー軸において、ヨウ素のＫ吸収端よりも高エネルギー側の近傍、即ち、Ｋ吸収端エネルギーよりも高く、本発明の目的を達成し得る吸収係数が確保できる上限までの範囲を意味する。このエネルギー域の範囲に強度のピーク中心を有するＸ線が、当該（Ａ）のＸ線である。実使用上有用な範囲としては、３３．２〔ｋｅＶ〕〜５０．０〔ｋｅＶ〕程度が挙げられ、特に、３３．２〔ｋｅＶ〕〜４０．０〔ｋｅＶ〕がより好ましい範囲として挙げられる。
【００２５】
上記（Ａ）のＸ線は、強度のピークが上記エネルギー域の範囲内にあればよいが、ピークを中心に緩やかにすそ野が拡がるスペクトルの分布よりも、鋭い分布の実質的に単色（即ち、単色または擬似単色）のＸ線が好ましい。ここでいう実質的に単色とは、Ｘ線スペクトルにおいて半値幅１５〔ｋｅＶ〕程度以内の狭いエネルギー範囲に強度の分布を持つものをいう。以下、単色または擬似単色のＸ線を含む実質的に単色のＸ線を「単色Ｘ線」とも呼ぶ。Ｘ線の単色化は、例えばシリコン等の結晶を用いてブラッグ回折を生じさせるモノクロメータの使用、反射鏡、Ｘ線吸収体（フィルター）の使用等により行い得るが、特に好ましいＸ線源としてプラズマＸ線源が挙げられる。
上記（Ａ）のＸ線を得る場合、プラズマＸ線源は、陽極にＬａ（原子番号５７）からＴｍ（原子番号６９）までの範囲の重元素を用いることが好ましく、これによって、Ｘ線のピークが３３．２〔ｋｅＶ〕〜５０．０〔ｋｅＶ〕の間にある、擬似単色のＸ線を得ることができる。
【００２６】
単色Ｘ線を用いることによって、広いスペクトルを有するＸ線の使用で問題となっていたビーム硬化作用（高エネルギー側の成分が減衰し難いために、被検体透過後には高エネルギー側の成分に偏ったスペクトルになること）や、バックグラウンドノイズの増加等を回避することができ、また、少ない照射線量で鋭敏なコントラスト効果が得られる。
【００２７】
（Ｂ）のＸ線；Ｘ線スペクトルにおいてガドリニウムのＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線。これは、ガドリニウム造影剤を投与して行なう血管造影のためのＸ線である。ガドリニウムのＫ吸収端のエネルギーは５０．２３〔ｋｅＶ〕である。「直上」の意味や、単色Ｘ線が好ましいことなどについては、上記（Ａ）のＸ線と同様である。ガドリニウムのＫ吸収端直上の実使用上有用な範囲は、５０．３〔ｋｅＶ〕〜６７．０〔ｋｅＶ〕程度であり、この範囲内にＸ線の強度のピークがあればよい。この場合、プラズマＸ線源の陽極に用いる金属としては、Ｔｍ（原子番号６９）からＡｕ（原子番号７９）までの範囲のものが適当である。
【００２８】
照射線量は、上記（Ａ）のＸ線を用いる場合には、毎秒７．７×１０^-4〔Ｃ／ｋｇ〕以上、特に、０．０５ｍｍにも達する微細な血管を鮮明に造影するには、毎秒１．３×１０^-3〔Ｃ／ｋｇ〕以上とするのが好ましい。また、上記（Ｂ）のＸ線を用いる場合には、毎秒７．７×１０^-5〔Ｃ／ｋｇ〕以上、特に、毎秒１．３×１０^-4〔Ｃ／ｋｇ〕以上とするのが好ましい。
【００２９】
本発明に用いられるＸ線照射装置は、用いる造影剤に応じて、少なくとも上記（Ａ）または（Ｂ）のＸ線を、上記照射線量にて照射し得る装置であればよい。そのようなＸ線を発生させ得るＸ線源としては、上記プラズマＸ線源が好ましいものとして挙げられる他、上記限定に能力的に応じ得るものならば、Ｘ線管球であってもよい。そのようなＸ線管球としては、例えば、フィリプス社製ＭＲＳ−２００、バリアン社製６．５ＭＨＵＣＴ用Ｘ線管などが挙げられる。シンクロトロン放射光装置は、上記のように低コストの構成を達成できないために除く。
【００３０】
（実験例１）
ここで、プラズマＸ線源による単色Ｘ線（擬似単色のＸ線）のコントラスト増強効果を明らかにするために行った実験（比較用の実験を含む）を示す。この実験は、同じ仕様の２つの容器の一方にインジウム（Ｉｎ、原子番号４９、Ｋ吸収端エネルギー２７．９〔ｋｅＶ〕）粒子を入れ、他方にセリウム（Ｃｅ、原子番号５８、Ｋ吸収端エネルギー４０．４〔ｋｅＶ〕）粒子を入れ、これらを被写体として、セリウムを陽極に使用したプラズマＸ線（Ｘ線強度のピーク３４．６〔ｋｅＶ〕）を照射し撮影したものである。Ｘ線撮像装置には、高輝度蛍光体（ＦＯＳ、浜松ホトニクス）と超高感度ハイビジョンカメラ（ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰ）とを組み合わせたもの（いずれも後述）を用いた。図３は、撮影結果を静止画像として出力したものであって、同図の左側がセリウムを収容した容器、右側がインジウムを収容した容器である。
【００３１】
同図の画像から判るように、Ｋ吸収端が４０．４〔ｋｅＶ〕であるセリウム粒子よりも、Ｋ吸収端が２７．９〔ｋｅＶ〕であるインジウムの方がより白く写っている。即ち、Ｘ線吸収度（コントラスト効果）が顕著である。これは、用いた本プラズマＸ線のスペクトルが、Ｉｎ、Ｃｅ両者のＫ吸収端にまたがる分布を有するものではないこと、即ち、擬似単色のＸ線として機能することを示すものである。このことから、Ｋ吸収端のエネルギーが３３．１７〔ｋｅＶ〕であるヨード造影剤の検出にも、本実験で用いたＸ線が高いコントラスト増強効果を示すことが示唆された。以上が実験例１である。
【００３２】
Ｘ線源に加えて、該Ｘ線源と被検体の間に光学系が必要な場合には、該光学系をさらにＸ線照射装置に含めてよい。そのような光学系としては、Ｘ線フィルターやＸ線コリメーターなどが挙げられる。
【００３３】
本発明のシステムは、経時的サブトラクション法（Ratib and Rutishauser, Int. J. Cardiac Imaging 1:29 ）や、Ｋ吸収端サブトラクション法（Rubenstein E. R. et al.,Proc. Natl. Acad. Sci. USA 83:9724、K. Ueda and Umetani et al., Rev. Sci. Instrum 60:2272 (1989)）を実施し得る構成としてもよい。これらの方法は、読影の妨げになるような他の組織に起因するバックグラウンドの低減に効果がある。これらサブトラクション法など、より高解像で鮮明な画像を得る公知の手法を実施するために、必要な装置等は自由に追加してよい。
【００３４】
Ｋ吸収端サブトラクション法は、Ｋ吸収端の直上のエネルギー域と直下のエネルギー域のＸ線を照射し撮影して差分処理するものである。これら２種類のＸ線の照射は同時であっても経時的であってもよいが、同時の照射は、時間のずれにより撮影対象が動くことで生じる画像の乱れを受けないので、一層鮮明な像が得られる。
【００３５】
本発明のシステムを用いて、ヨウ素のＫ吸収端のサブトラクション法を行うためには、Ｘ線照射装置が、上記（Ａ）のＸ線に加えてさらに、ヨウ素のＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線（以下、これを「（ａ）のＸ線」ともよぶ）を照射し得る様に構成する。「直下」とは、Ｘ線スペクトルのＸ線エネルギー軸において、ヨウ素のＫ吸収端よりも低エネルギー側の近傍、即ち、Ｋ吸収端エネルギーよりも低く、有効な差分処理を確保できる下限までの範囲を意味する。実使用上有用な範囲としては、１６．０〔ｋｅＶ〕〜３３．０〔ｋｅＶ〕程度であり、この範囲内にＸ線の強度のピークがあればよい。照射線量や、単色Ｘ線が好ましいことは上記（Ａ）と同様である。この場合、プラズマＸ線源の陽極に用いる金属としては、Ｚｒ（原子番号４０）からＢａ（原子番号５６）までの範囲のものが適当である。
【００３６】
また、ガドリニウムのＫ吸収端のサブトラクション法を行うためには、Ｘ線照射装置が、上記（Ｂ）のＸ線に加えてさらに、ガドリニウムのＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得る構成とする。ガドリニウムのＫ吸収端に対する「直下」の意味は、上記（ａ）のＸ線と同様、Ｋ吸収端エネルギーよりも低く、有効な差分処理を確保できる下限までの範囲を意味する。単色Ｘ線が好ましいことや、照射線量などについては、上記（Ａ）のＸ線と同様である。ガドリニウムのＫ吸収端直下の実使用上有用な範囲は、３３．０〔ｋｅＶ〕〜５０．０〔ｋｅＶ〕程度であり、この範囲内にＸ線の強度のピークがあればよい。この場合、プラズマＸ線源の陽極に用いる金属としては、Ｌａ（原子番号５７）からＥｒ（原子番号６８）が適当である。
【００３７】
本発明に用いられるＸ線照射装置は、ただ１種類（１ピーク）のＸ線を照射する１つの装置を意味するだけでなく、複数の種類のＸ線を照射し得るよう構成された１つの装置であっても、１種類のエネルギーのＸ線を照射する１つの装置が照射に必要な種類の数だけ集められた複数の装置であってもよく、態様は限定されない。図２の例は、Ｋ吸収端のサブトラクション法を行なうための構成例であり、Ｋ吸収端直上・直下のＸ線を各々同時照射し得るよう、Ｘ線照射装置１ａ、１ｂが設けられている。また、Ｘ線照射装置１ａ、１ｂから照射される各Ｘ線Ｌ１、Ｌ２を、各々撮像するためのＸ線撮像装置２ａ、２ｂが設けられている。
【００３８】
また、梅谷らが提唱したように、単一のＸ線照射装置から照射されるＸ線を、ヨウ素またはガドリニウムのフィルターを介してＫ吸収端の直上・直下に振り分ける方法・システム構成であってもよい。ヨウ素についての例を用いて簡単に説明すると、Ｘ線照射装置と被写体間にヨウ素フィルターを置き、単色Ｘ線（中心ピークエネルギー３３．２〔ｋｅＶ〕）の照射を行うに際して、１コマ目（通常３３ｍｓｅｃ）ではＸ線はヨウ素フィルターを通過せず、２コマ目（通常３３ｍｓｅｃ）ではＸ線はヨウ素フィルターを通過するよう、前記フィルターを速やかに動かす。ヨウ素フィルターを通過しない場合に得られるＸ線（ヨウ素のＫ吸収端以上のエネルギーを有する単色Ｘ線）を照射して撮影した画像と、その直後にヨウ素フィルターを通過させて得られるＸ線（ヨウ素のＫ吸収端よりも下側のエネルギーを有する単色Ｘ線）を照射して得た画像とを、デジタル画像処理することにより両画像の差分処理を行う。これにより、より画質の高い血管の映像を得ることができる。
【００３９】
本発明によるシステムの用途は限定されないが、従来の技術における問題として挙げたように、内径０．２ｍｍ以下の微細な動脈、内径１ｍｍ以下の微細な静脈は、一般の医療施設では造影困難とされている。従って、従来より造影可能な太い血管は勿論のこと、既存の一般システムでは造影困難のために対象外とされていた微細な血管を造影し、定量または半定量的評価の対象とするときに本発明の有用性は特に顕著となる。本発明のシステムでは、造影剤の静脈内投与と撮像によっても内径０．２ｍｍ程度の微細な動脈を明確にすることができる。また、目標とする微小動脈の上流部の動脈内に造影剤を選択的に投与することによって、０．０５ｍｍにも達する微小動脈を明確に造影し観察することが可能となる。微小静脈を観察する場合も同様に、目標とする微小静脈の上流部の動脈内に造影剤を選択的に投与することによって、内径１ｍｍ以下、特に０．２ｍｍにも達する微小静脈を明確に造影し観察することが可能となる。
【００４０】
本発明のシステムを用いて血管造影を行うに際しては、照射するＸ線が上記（Ａ）のＸ線の場合には、ヨード造影剤を用いる。本発明において使用し得るヨード造影剤は特に限定されず、ヨウ素をＸ線吸収用の物質として有するものであれば、公知のものでも、新たに開発されるものでもよい。公知のヨード造影剤のなかでも好ましいものとしては、少なくとも１個のヨウ素置換芳香族炭化水素を含む化合物を含有するヨード造影剤が挙げられる。なかでも前記ヨウ素置換芳香族炭化水素が三ヨウ素置換芳香族炭化水素であるものは、少ない投与量であっても高いＸ線吸収量を示すので、特に好ましい。
【００４１】
本発明において使用し得るヨード造影剤は、通常、Ｘ線造影に使用される各種ヨード造影剤、例えば水溶性ヨード造影剤が用いられ、非イオン性またはイオン性造影剤、モノマー型またはダイマー型のものが挙げられる。好ましくは尿路血管用の造影剤として公知の（商業的に入手可能）非イオン性モノマー型であるイオパミドール（商品名：イオパミロン（日本シエーリング））、イオヘキソール（商品名：オムニパーク（第一製薬））、イオベルゾール（商品名：オプチレイ（山之内製薬））およびイオメプロール（商品名：イオメロン（エーザイ））、イオン性ダイマー型のイオキサグル酸（商品名：ヘキサブリックス320 （栄研化学−田辺））等である。
【００４２】
また、照射するＸ線が上記（Ｂ）のＸ線の場合には、ガドリニウム造影剤を用いる。ガドリニウム造影剤は限定されず、ガドリニウムをＸ線吸収用の物質として有するものであれば、公知のものでも、新たに開発されるものでもよく、従来核磁気共鳴イメージング検査（ＭＲＩ）に使用されているＧｄ−ＤＴＰＡ、Ｇｄ−ＨＰ−ＤＯ３Ａ、Ｇｄ−ＤＴＰＡ−ＢＭＡ、Ｇｄ−ＤＯＴＡ等が挙げられる。より具体的には日本シエーリング社のマグネビスト等が用いられる。
【００４３】
本発明のシステムを用いて血管造影を行なうに際し用いられるヨード造影剤またはガドリニウム造影剤の種類、投与経路、注入量、注入速度等は造影の対象となる部位、該造影剤を投与する対象の年齢や身体の大きさ等によって適宜増減できるが、通常、ヨード造影剤を成体に対して静脈内投与（ＩＶ−ＤＳＡ）する場合には、造影剤１ｍｌあたり、３０〜４０ｍｇのヨウ素を含有する造影剤を、体重１ｋｇあたり０．２〜１．０ｍｌで注入する。一方、動脈内に選択的に投与する場合には、同濃度のヨウ素を含有する造影剤を、体重１ｋｇあたり０．１〜１．０ｍｌで、数秒以内に注入する。
【００４４】
また、ガドリニウム造影剤を成体に対して静脈内投与する場合には、０．５〜１．０Ｍのガドリニウム含有量の造影剤を、体重１ｋｇあたり０．１〜０．５ｍｌの用量で注入する。一方、動脈内に選択的に投与する場合には、０．５〜１．０Ｍのガドリニウム含有量の造影剤を、体重１ｋｇあたり０．１〜０．５ｍｌで、数秒以内に急速注入する。
【００４５】
一般に造影の対象となる血管が比較的太いものであって、静脈内造影剤投与によるＤＳＡ（digital subtraction angiography ）撮影などの場合、本発明のＸ線診断システムを使用すれば当該造影剤の投与量をより低減することが可能となる。
【００４６】
本発明のシステムを用いて血管造影を行なう場合の、造影剤の投与と、Ｘ線の照射・撮像との時間的な関係は、投与対象、投与経路等によって適宜変更しうるが、例えばウサギに造影剤を選択的に動脈内投与する場合であれば、Ｘ線の照射・撮像は、上述の造影剤を動脈内投与した直後に行う。静脈内投与によるＤＳＡの場合、投与部位の静脈から目標とする動脈までの循環時間の算出を行い、造影剤注入と撮影開始とのタイムラグを決める。
【００４７】
本発明に用いられるＸ線撮像装置は、被検体を通過したＸ線を、直接的に撮像するか、または、Ｘ線をいったん該蛍光板装置で受けて波長変換し、蛍光板装置上の画像を撮影する装置である。即ち、蛍光板装置を介して撮像する場合には、Ｘ線撮像装置は、蛍光板装置と撮像装置とを含む。いずれの態様であっても、結果として、サチコン管の８倍以上の感度として撮像でき、かつ６〔ｌｐ／ｍｍ〕以上の解像度の画像として撮像し得るものであればよい。
ここでいうサチコン管の感度とは、光源の色温度が２８５６〔ケルビン〕のとき３５０〔μＡ／ルーメン〕となる感度である。
【００４８】
Ｘ線撮像装置の撮像方式は、テレビジョン撮像方式だけに限定されるものではなく、スチルカメラによる撮像のように静止画像だけの撮像であってもよい。しかし、テレビジョン撮像を行うことによって、微小血管を静止画像だけでなく動画として観察できるようになり、これによって当該血管を動的に把握することが可能となり、より詳細に病変を認識し得る。図１に示す構成例では、被検体Ｈを通過した上記のＸ線Ｌを、蛍光板装置２１で受けて波長変換し、該蛍光板上に蛍光による画像を現し、これをテレビジョンカメラ２２によって撮像している。上記のように、Ｘ線撮像装置は、テレビジョンカメラ２２だけではなく、Ｘ線をテレビジョン撮像し得るようその前段に必要に応じて設けられる蛍光板装置や光学系をも含むものである。
【００４９】
Ｘ線撮像装置は、上記図２で説明したように、Ｋ吸収端サブトラクション法などにおいて、同時に照射される２種類のＸ線を受像する場合など、必要に応じて複数系統設けてよい。
【００５０】
Ｘ線撮像装置が蛍光板装置と撮像装置とを含む態様である場合、蛍光板装置は、上記感度と解像度に大きく関与する。蛍光板装置は、被検体を通過したＸ線を、撮影可能な波長の蛍光（通常は可視光）に変換し映像として現すものである。蛍光板装置は、当該システムの感度と解像度を損なわない能力（例えば、Ｘ線／可視光の変換能力、解像度など）を有するものであればよい。Ｘ線／可視光の変換能力の点では、例えば、後述の撮像装置の能力に対してどれだけの光を供給すれば撮像可能となるかという観点から規定すると、Ｘ線の照射線量や被検体透過後の線量の値にもよるが、該蛍光板装置の両面のうち撮像装置側の蛍光面から発せられる光の照度が、該蛍光面から８ｍｍの距離において０．００５ルクス以上となるような発光能力を確保し得るものであればよい。この発光能力は、高い値であるほど好ましいが、撮像装置として後述の超高感度ハイビジョンカメラを用いる場合には、０．３ルクス程度の低い値であっても、実際の診断に十分に好ましい撮像が可能となる。また、蛍光板装置の解像度の点では、６〔ｌｐ／ｍｍ〕以上、好ましくは１０〔ｌｐ／ｍｍ〕以上の高解像度のものが適当である。
以上のような蛍光板装置としては、例えば、蛍光スクリーンでは、フジフィルム社製、ＨＲｍａｍｍｏＦｉｎｅ（解像度１６〜２０〔ｌｐ／ｍｍ〕）が挙げられる。Ｘ線蛍光増倍管は解像度が低いものが殆どであるが、上記条件を満たすものがあれば用いてよい。また、Ｘ線用蛍光体では、浜松ホトニクス社製、ＣｓＩ（ＴＩ）、Ｇｄ₂Ｏ₃Ｓ、ＦＯＳ（Fiber Optic Plate with X-ray scintillator)が挙げられる。
【００５１】
上記テレビジョン撮像するためのテレビジョンカメラとしては、▲１▼感度が、サチコン管の８倍以上、であり、かつ▲２▼解像度が６〔ｌｐ／ｍｍ〕以上、好ましくは１０〔ｌｐ／ｍｍ〕以上を有するもの、即ち、高解像度テレビジョン方式による撮像カメラのなかでも高感度のものが用い得ることになる。具体的には、「ハイビジョン(Hi-vision, high definition television）」として知られる高解像度テレビジョン方式に用いられるテレビジョンカメラのなかでも、さらにサチコン管の８倍以上を達成し得るもの、即ち、超高感度ハイビジョンカメラ（ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰ、日本放送協会（ＮＨＫ））が、本発明における最適化に応じ得る好ましいものとして挙げられる。前記超高感度ハイビジョンカメラは、最も優れた性能のものでは、感度がサチコン管の６００倍程度にも達し、かつ、解像度は１３９〔ｌｐ／ｍｍ〕に達するものがあるが、放送用として用いられており、一般のＸ線診断システムとしては用いられていない。
【００５２】
ハイビジョンカメラの高解像度については、日本科学技術振興財団、科学技術館「日本の科学と技術」１９８８年１０月〜１２月合併号（vol.29、No.252）、または、日本放送出版協会「ハイビジョン」１９８７年、日本放送協会編著、ｐ．１２５などに詳細に記載されている。また、ハイビジョンカメラが高感度となるための主なメカニズムは、撮像管の非結晶セレン層内で、高電圧下でアバランシェ現象と呼ばれる増幅機構が作動することである。
超高感度ハイビジョンカメラ「ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰ」の作用については、特公平６−８７４０４号公報にも詳しく記載されている。
ハイビジョン方式のアスペクト比は、放送用では１６：９であるが、本発明においては、Ｘ線診断に好ましいように自由に変更してよい。
【００５３】
ここで、超高感度ハイビジョンカメラの有用性を明らかにするために行った実験（実験例２〜４）を示す。各々の実験には、従来技術との比較のための実験も含まれている。
（実験例２）
この実験は、３３．３〔ｋｅＶ〕の単色Ｘ線で、ＭＴＦチャートと、イヌの小腸の小動脈を撮影し、従来の撮像装置と比較したものである。
この実験に用いたシステム（「実験用システム１」と呼ぶ）の構成は次のとおりである。
▲１▼Ｘ線照射装置；３３．３〔ｋｅＶ〕の単色Ｘ線を、毎秒１．３×１０^-3〔Ｃ／ｋｇ〕の照射線量にて照射し得るシンクロトロン放射光装置。
▲２▼Ｘ線撮像装置；高輝度蛍光体（ＦＯＳ、浜松ホトニクス）と超高感度ハイビジョンカメラ（ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰ）とを組み合わせたもの。
▲３▼画像表示装置；ハイビジョン対応のＣＲＴディスプレイをモニターとして用いたもの。
【００５４】
図４は、この実験においてＭＴＦチャートを撮影した結果を静止画像として出力したものである。ＭＴＦチャートは、５本の鉛線からなる縞状パターンを１組として、縞状パターンの細密度を各組毎に変化させたものであって、同図の画像から判るように、下側の第１組から上側の第７組に向かうに従って疎から密へと段階的に変化させたものである。撮影結果では、縞状パターンは白い影として写し出されている。
【００５５】
図４に示した撮影結果から明らかなとおり、最上側の第７組の縞状パターンの５本線が互いに分離した線として識別可能となっている。第７組の縞状パターンの仕様は、鉛線の幅２５μｍ、線間の隙間の幅２５μｍであって、２０〔ｌｐ／ｍｍ〕である。このことから、実験用システム１のＸ線撮像装置は、２０〔ｌｐ／ｍｍ〕の解像度を少なくとも有することが示された。
【００５６】
図５は、上記実験用システム１を用いて、同じ撮影条件のもと、イヌの小腸の小動脈を撮影した結果を静止画像として出力したものである。同図に矢印のサイズを変えて示すように、小腸壁上の小血管が分岐する度に、血管径が減少していく明確な画像が得られている。
【００５７】
上記実験用システム１のＸ線撮像装置の能力を従来のものと比較するために、該システム１のＸ線撮像装置だけを既存の撮像装置（イメージ増強管とテレビジョンカメラとからなる撮像装置：解像度３〔ｌｐ／ｍｍ〕）に変え、比較用システム１を構成した。この比較用システム１を用い、上記と同じイヌの小腸を被検体として撮影した。図６は、その撮影結果を静止画像として出力したものであるが、同図の画像から明らかなとおり、血管の分岐に伴う血管径の減少が不明瞭である。この結果からも、超高感度ハイビジョンカメラのＸ線診断への有用性が明らかとなっている。以上が実験例２である。
【００５８】
（実験例３）
この実験では、上記の実験用システム１を用い、マウスの癌の新生血管を撮影し、超高感度ハイビジョンカメラの有用性を示した。マウスの右腋下の皮下に癌細胞を移植して直径２ｃｍに成長したところで、ヨード造影剤の上行大動脈注入により血管造影を行った。ヨード造影剤としては、イオパミロン３７０、０．１ｍｌを用いた。図７〜図１０は、その撮影結果を静止画像として出力したものである。
【００５９】
図７は、移植後１週での撮影結果を示す画像である。同図から判るとおり、腫瘍も小さくほとんど皮膚の盛り上がりが認められない程度であるが、矢印のように微小ながら異常な形態の新生血管が観察できた。
図８は、移植後４週での撮影結果を示す画像である。矢印は最大４次分岐まで癌を栄養する血管（栄養血管）が観察できることを示す。同図中、近接した２つの矢印は、癌の新生血管に特有の形態（枝分かれせず、蛇行する形態）を示す。矢じり印は、異常な造影剤による染まり（tumor stain ）を示し、癌に特徴的なものである。
【００６０】
図９は、肺動脈から派生した栄養血管を撮影した画像である。同図に矢じり印で示されているのは右心室であって、その背後に腫瘍を貫く低コントラストで血管径が大である血管像が確認されている。
図１０は、血管新生阻害剤（ＶＥＧＦ中和抗体）により新生血管の発達が抑制された状態を撮影した画像である。腫瘍の発育と比して血管網の発達が乏しいことが確認できる画像である。
【００６１】
既存の血管造影装置（既存のＸ線源と既存の撮影装置とを組合せた比較用システム２）を用いて同じ被検体を撮影したところ、一次分岐ですら観察できなかった。
これらの実験結果から、超高感度ハイビジョンカメラを用いたシステムが、新生血管形成の動態の観察に有用なことが確認された。以上が実験例３である。
【００６２】
（実施例４）
この実験では、実験用システム１を用い、犬における虚血心筋の微小血管の発達を、ヨード造影剤の冠動脈内注入により撮影した。図１１は、その撮影結果を示す画像である。図１１（ｂ）は、微小冠血管の新生を促すことを目的としてレーザー刺激を加えて１か月後に撮影した結果を示す画像である。同図に示すように、レーザー刺激を加えた部分には、心筋内の微小血管の増加（矢じり印）が顕著であることが画像から判別できた。一方、図１１（ａ）は、レーザー刺激を加えなかった対象領域を撮影した結果であり、血管密度が明らかに少ないことが画像から判別できた。以上が実験例４である。
【００６３】
撮像対象とする部位が、例えば、心臓あるいは心臓近傍の臓器血管のように、動きの激しいものである場合、その動きによって撮像映像がボケ（ブレ）たり、微小血管の場合には読影できない場合がある。特に、Ｘ線撮像装置として、上記の超高感度ハイビジョンカメラなどのテレビジョンカメラを用いる場合には、テレビジョン撮影の１フィールド時間は約１６．７ｍｓ（１／６０秒）であるから、撮像対象が心臓などのように自体が動くものである場合には、画像、特に静止画像における撮像対象のボケは顕著となる。これを解決するために、本発明では、次に説明するＸ線撮像用シャッター装置を加えることを提案する。
【００６４】
Ｘ線源から発せられたＸ線は、蛍光板装置によって波長変換される場合があるので、ここでは説明のために、Ｘ線および蛍光板装置にて波長変換された光線を含めて「照射線」と総称する。Ｘ線撮像用シャッター装置は、Ｘ線照射装置からＸ線撮像装置に至る光路（照射線が進む経路）上のいずれかの位置に配置され、照射線を短い時間だけ通過させるように、開閉を行うシャッター機能を有するものである。その結果、下記のように、Ｘ線撮像装置内の撮像素子面上には、画像を形成する照射線が短い時間だけ単発的にまたは繰り返して投影され、撮像対象のボケは抑制される。
【００６５】
Ｘ線撮像用シャッター装置の配置位置は、Ｘ線照射装置から被検体を経てＸ線撮像装置に至る光路で、シャッター機能を示し得る位置であればよく、被検体の前側、後側のいずれであってもよい。また、被検体の後側とする場合でも、蛍光板装置を用いる構成ならば、蛍光板装置の前側、後側のいずれに配置してもよい。しかし、被検体の前側に配置することによって、画質向上のためのシャッター機能が、被検体の被爆量を低減させるという作用をも同時に示すので、この観点からは被検体の前側に配置することが好ましい。
【００６６】
Ｘ線撮像用シャッター装置のシャッター動作、即ち、開閉動作は、ただ１度だけの単発的な開閉であっても、テレビジョン撮影の動画等に対応すべく連続的に繰り返される開閉であってもよい。開閉動作は、照射線を通過させる状態と通過させない状態とになる動作であればよく、「開閉」が動作の種類を限定するものではない。開口を開始するタイミング、開口時間、連続的に繰り返される開閉の場合の間欠周期など、開閉動作を決定する要素は、用いられるＸ線撮像装置に応じて適宜決定してよい。例えば、テレビカメラの場合、間欠周期を、フィールド周期またはフレーム周期と同期させた周期とし、開口時間は１フィールド時間（約１６．７ｍｓ）の数分の１〜数十分の１に設定することにより、ボケやブレのない鮮明な動画として捉えることができる。当該シャッター装置の開閉動作は、前記のようにＸ線撮像装置の撮像動作と連動（同期）させるのが好ましい態様であるが、必ずしも連動（同期）させなくても、鮮明な画像を得るという目的は達成できる。
【００６７】
Ｘ線撮像用シャッター装置の１つの実施例を図１２に示す。同図の例では、Ｘ線を遮蔽し得る鉛製の円板Ｐを円周方向に回転可能に保持し、該円板Ｐの板面には円周方向に沿って１個または複数個の透過用窓（図では説明のため２個）Ｗを設けている。この装置をＸ線Ｌの光路上に配置し、円板ＰにてＸ線を遮った状態（閉の状態）とし、円板Ｐを回転させれば、図のように透過用窓Ｗが光路を横切るときだけＸ線Ｌが透過用窓から通過し得る状態（開の状態）となり、開閉動作が達成される。当該シャッター装置の上記開口時間は、透過用窓の開口角度θと円板Ｐの回転速度とによって設定すればよく、また上記間欠周期は、円周上の透過用窓の数と円板Ｐの回転速度とによって設定すればよい。透過用窓の開口形状は限定されない。
【００６８】
以上のようにＸ線撮像用シャッター装置を設けることによって、心臓周辺などの動きの速い微小血管を撮像する場合であっても、その瞬時の映像を鮮明に捉えることが可能となり、本発明のシステムの能力を格段に向上させることができる。
このＸ線撮像用シャッター装置は、Ｘ線源がシンクロトロン放射光装置のような場合にも有用であり、被検体を通過したＸ線を、直接または蛍光板装置を介してテレビジョン撮像し得るＸ線撮像装置のために好ましい装置となる。また、当該シャッター装置を設けて開口時間を短くすると、Ｘ線撮像装置の高感度化が要求されるが、本発明においてＸ線撮像装置の感度をサチコン管の８倍以上の感度と限定した効果がここにも顕著に生かされるのである。
【００６９】
本発明のシステムには、図１に示すように、Ｘ線撮影装置によって得られた画像や、後述の画像データ処理装置によって処理された画像を、リアルタイムに、および／または、録画と再生を経て、表示する画像表示装置４が設けられる。ここでいう画像の表示は、Ｘ線撮影装置によって得られた画像を表示するテレビジョン装置（ハイビジョン対応のＣＲＴディスプレイ等）であってもよいし、画像を紙や樹脂フィルム上にプリントアウトし得る装置であってもよい。いずれの態様であっても、当該システムのＸ線照射装置とＸ線撮影装置とで達成した感度と解像度とを生かすことができる表示能力を有するものを用いる。Ｘ線撮影装置に対して、画像表示装置をどの部分に接続するかは限定されず、Ｘ線撮影装置の後段直後、後述の画像データ処理装置の後段直後など、必要な種類の装置を必要な数だけどのように専属的に設けてもよい。
【００７０】
本発明のシステムには、図１に示すように、種々の画像処理（図２ではＫ吸収端サブトラクション法など）を行うための画像データ処理装置３を設けることが好ましい。該画像データ処理装置としてはコンピュータが最適である。
また、Ｘ線撮影装置から出力される画像信号や、前記画像データ処理装置によって処理された画像データを、デジタルデータとしてまたはアナログデータとして記録（録画）・読み出し（再生）する手段は適宜設けてよい。記録は、磁気的な記録やＩＣメモリーへの記録であってよい。
【００７１】
データの授受や保存において、ノイズの混入やデータの劣化を防止する点などから、Ｘ線撮像装置によって得られる画像をデジタルデータとして扱うシステムとするのが好ましい。例えば、Ｘ線撮像装置の後段（該撮像装置内に一体的に設けられる場合を含む）に、Ｘ線撮像装置からの画像信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換装置を設け、それ以降に設けられる上記の画像データ処理装置や、上記の記録・読み出しする手段を、全てデジタルデータを扱う装置とする態様が挙げられる。画像信号のデジタルデータ化は、当該システムのＸ線照射装置とＸ線撮影装置とで獲得した画像の解像度を損なわない変換であればよい。
【００７２】
【実施例】
以下に、本発明によるＸ線診断システムの具体的な構成例を、ヨード造影剤の投与を前提としたシステムについて示す。システム全体の構成は、図１に概略的に示すとおり、Ｘ線照射装置１からＸ線Ｌを被検体Ｈに照射し、被検体を通過したＸ線をＸ線撮像装置２で撮像し、画像データ処理装置３によって必要な画像処理を施し、画像表示装置４で診断すべき画像を表示するという構成である。細部の仕様を以下に示す。
【００７３】
〔Ｘ線照射装置〕
プラズマＸ線装置をＸ線源とし、そこからのＸ線をＸ線コリメータを通して被検体に照射する構成である。
Ｘ線源：陽極にＣｅ（原子番号５８）を用いたプラズマＸ線装置。Ｘ線は、Ｘ線スペクトルにおいてエネルギー３４．６〔ｋｅＶ〕を中心とする単色Ｘ線（擬似単色）であって、照射線量はおよそ１マイクロ秒の照射で約２×１０^-5〔Ｃ／ｋｇ〕である。また、このＸ線をコリメータを通して被検体に対して照射したときの照射面積は、２５ｃｍ²である。
【００７４】
〔Ｘ線撮像装置〕
蛍光板装置２１で受けて波長変換し、該蛍光板上に現れた画像を、テレビジョンカメラ２２によって撮像する構成である。
▲１▼蛍光板装置：浜松ホトニクス社製ＦＯＳ（Ｘ線シンチレータ付きファイバオプティクプレート、型名Ｊ６１４４、シンチレータ種類Ｇｄ₂Ｏ₃Ｓ（Ｔｂ）、相対光出力１２０％、解像度１４〔ｌｍ／ｍｍ〕）。
▲２▼テレビジョンカメラ：超高感度ハイビジョンカメラ（ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰ、ＮＨＫ）。感度はサチコン管の６００倍（光源の色温度が２８５６〔ケルビン〕のときに２１０〔ｍＡ／ルーメン〕となる感度）であって、解像度は１３９〔ｌｐ／ｍｍ〕である。
上記ハイビジョンカメラから出力される映像信号は、下記画像データ処理装置で処理すると共に、処理前の映像信号を磁気記録装置（ＶＴＲ装置）によって磁気テープに記録する構成とする。
【００７５】
〔画像データ処理装置〕
上記ＮｅｗＳｕｐｅｒＨＡＲＰからの映像信号を、デジタルデータに変換し、撮像結果の画像にサブトラクション法に基づくデジタル画像処理を施す装置であって、基本構成は、アナログの映像信号を、６４０Ｍｂ（メガバイト）のフレームメモリー（内田計測技研）によりデジタルデータに変換し、ワークステーションであるコンピュータ（Ｓｕｎ、Ｓｔａｔｉｏｎ５、２Ｇｂ）による制御下で、デジタル画像処理を行い、ハードディスク（ＣｏｍｐｕｔｅｒＤｙｎａｍｉｃｓ、１０Ｇｂ）に記録する構成とする。
【００７６】
〔画像表示装置〕
ハイビジョン対応のＣＲＴディスプレイを、画像処理を施した画像の動画観察用モニターとした。上記画像データ処理装置には、静止画像をその解像度のままにアウトプットするために、上記画像データ処理装置にビデオプリンター（精巧舎、ＶＰ−４５００）を接続する構成とする。
以上の構成によって、微小血管の撮像および表示が可能な診断システムが得られる。
【００７７】
【発明の効果】
本発明のＸ線診断システムは、ヨード造影剤またはガドリニウム造影剤の使用に対して、Ｘ線照射装置の照射能力、Ｘ線撮像装置の撮像能力を、個々にまた互いを関連づけて最適化することによって、Ｘ線診断システム全体の撮像能力を向上させたものである。これによって、従来の一般医療施設が保有し得るＸ線撮像装置では撮像できなかった微小血管が撮像可能となる。また、この撮像能力の向上によって、従来よりも少ない造影剤投与量で従来と同等以上の解像度での血管造影が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線診断システムの一構成例を示す模式図である。
【図２】本発明のＸ線診断システムの他の構成例を示す模式図である。
【図３】プラズマＸ線源によるＸ線のコントラスト増強効果を説明するために行った実験（実験例１）において、インジウム粒子を収容した容器と、セリウム粒子を収容した容器を被写体として、セリウムを陽極に使用したプラズマＸ線を照射し撮影した結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図４】超高感度ハイビジョンカメラの有用性を明らかにするために行った実験（実験例２）において、ＭＴＦチャートを撮影した結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図５】実験例２において、イヌの小腸の小動脈を撮影した結果を静止画像（Ｘ線写真）である。
【図６】実験例２において、比較のために従来のＸ線撮像装置を用いて、イヌの小腸の小動脈を撮影した結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図７】実験例３の撮影結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図８】実験例３の撮影結果の静止画像（Ｘ線写真）である。図中の矢じり印とは、同図の欄外に示した三角印であって、図９、図１１においても同様である。
【図９】実験例３の撮影結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図１０】実験例３の撮影結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図１１】実験例４の撮影結果の静止画像（Ｘ線写真）である。
【図１２】本発明のシステムに用いられるＸ線撮像用シャッター装置の一構成例を示す模式図である。
【符号の説明】
１Ｘ線照射装置
２Ｘ線撮像装置
２１蛍光板装置
２２テレビジョンカメラ
３画像データ処理装置
４画像表示装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention belongs to the technical field of an X-ray imaging system using a contrast agent.
[0002]
[Prior art]
Angiography is an examination method in which a contrast medium is administered directly or indirectly into a blood vessel to perform X-ray imaging. In addition to lesions and hemodynamics of the circulatory system itself such as the heart, arteries, and veins, This is an examination method that can obtain information on the presence diagnosis and qualitative diagnosis of the lesions of each organ throughout the body.
[0003]
In the circulatory disorder of the heart, brain, and limbs, and malignant tumors, minute blood vessels exhibiting a morphology peculiar to these lesions are born (neovascular). Therefore, in the diagnosis and treatment of these lesions, observation and evaluation of microvessels including new blood vessels are important.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, conventionally, in an X-ray diagnostic apparatus possessed by a general medical facility such as a hospital, an artery has an inner diameter of 0. 0 in terms of the sensitivity and resolution limit of the X-ray imaging system itself and the limit of the contrast medium dose to the human body. A blood vessel larger than about 2 mm and a blood vessel larger than an inner diameter of about 1 mm in a vein are regarded as the limit of detection. When evaluating a vascular lesion, a blood vessel having a thickness three to four times that is a limit. It had been. Therefore, in general medical facilities, the microvessels having the inner diameter or less are not originally targeted for observation by X-ray diagnosis.
[0005]
On the other hand, it is known that microvascular imaging can be performed by using a synchrotron radiation apparatus (facility) and irradiating high-intensity X-rays that cannot be generated by a general X-ray diagnostic apparatus. However, the synchrotron radiation device used for clinical X-ray diagnosis is a long circular or elliptical structure with a circumference of about 40 m to 1 km or more, and the total construction cost is also huge. It cannot be owned by a general medical facility.
[0006]
An object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic system which can solve the above-described problems and can contrast microvessels, which has not been possible in conventional general medical facilities, while having a relatively low cost configuration. .
[0007]
[Means for Solving the Problems]
The inventors of the present invention focused on performing microvascular imaging using a relatively low-cost X-ray diagnostic apparatus and studied to improve the imaging limit of angiography. The wavelength of X-rays was used as a contrast agent. Optimized for detection of contained elements for X-ray absorption, and simultaneously improving the sensitivity and resolution of the X-ray imaging apparatus, it is a relatively low-cost X-ray diagnostic system, but with a finer blood vessel than before The present invention has been completed. The X-ray diagnostic system of the present invention has the following features.
[0008]
(1)(i) Constructed using X-ray tube or plasma X-ray sourceAn X-ray irradiation apparatus having an intensity peak in an energy region immediately above the K absorption edge of iodine in an X-ray spectrumSubstantially monochromaticX-rays at 7.7 x 10 per second^-FourIt can be irradiated at least with an irradiation dose of [C / kg] or more, or has an intensity peak in the X-ray spectrum immediately above the K absorption edge of gadolinium.Substantially monochromaticX-rays at 7.7 x 10 per second^-FiveAn X-ray irradiation apparatus capable of at least irradiation with an irradiation dose of [C / kg] or more;
  (ii)X-rays emitted from the X-ray irradiation device and passed through the subject are picked up as an image having a sensitivity of 8 times or more of a Sachicon tube and a resolution of 6 [lp / mm] or more directly or via a fluorescent screen device. An X-ray imaging device capable of
  (iii)An image display device capable of displaying an image captured by the X-ray imaging device at the resolution;
  An X-ray diagnostic system having at least one.
(2) The X-ray irradiation apparatus can irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region immediately above the K absorption edge of iodine in an X-ray spectrum, and the X-ray diagnostic system includes an iodine contrast agent. The X-ray diagnosis system according to (1), which is used for angiography performed using
(3) The X-ray diagnostic system according to (2), wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using a metal having an atomic number of 57 to 69 as an anode.
(4) The X-ray diagnostic system according to (2) above, wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using cerium as an anode.
(5) In addition to the X-ray, the X-ray irradiation apparatus can further irradiate an X-ray having an intensity peak in the energy region immediately below the K absorption edge of iodine. The X-ray diagnosis system according to any one of (2) to (4), wherein image processing by the K absorption edge subtraction method can be performed using these X-rays.
(6) The X-ray irradiation apparatus can irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region immediately above the K absorption edge of gadolinium in an X-ray spectrum, and the X-ray diagnostic system includes a gadolinium contrast agent. The X-ray diagnosis system according to (1), which is used for angiography performed using
(7) The X-ray diagnosis system according to (6), wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using a metal having an atomic number of 57 to 68 as an anode.
(8) In addition to the X-ray, the X-ray irradiation apparatus can irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region directly below the K absorption edge of gadolinium. The X-ray diagnostic system according to (6) or (7), wherein image processing by the K absorption edge subtraction method can be performed using these X-rays.
(9) The X-ray diagnostic system according to (1), wherein the X-ray imaging apparatus is a high-sensitivity and high-resolution television camera that images X-rays that have passed through a subject directly or via a fluorescent screen apparatus.
(10) The X-ray diagnosis system according to (9), wherein the sensitivity of the high-sensitivity / high-resolution television camera is 600 times that of a Sachicon tube.
(11) The X-ray diagnosis system according to (1), wherein an image obtained by the X-ray imaging apparatus is processed as digital data.
(12) X-ray imaging for intermittently irradiating X-rays traveling on the optical path or light converted in wavelength by the fluorescent screen device at any position on the optical path from the X-ray irradiation apparatus to the X-ray imaging apparatus The X-ray diagnostic system according to the above (1), wherein a shutter device is further provided.
(13) The X-ray diagnostic system according to (12), wherein the X-ray imaging shutter device performs an opening / closing operation in conjunction with an imaging operation of the X-ray imaging device.
(14) The above-mentioned angiography is intended for imaging an artery including a microvessel with an inner diameter of 0.2 mm to 0.05 mm or a vein including a microvessel with an inner diameter of 1 mm to 0.2 mm. Or the X-ray diagnostic system of (6) description.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
In this specification, when X-rays having different wavelengths are shown, X-ray energy is used instead of wavelengths. The X-ray energy E is a value determined according to the wavelength λ of the X-ray, and is expressed as E [eV] = hν = hc / λ as the X-ray frequency ν, Planck's constant h, and light velocity c. is there.
[Lp / mm] is a unit of resolution, which is an abbreviation of [line pair / mm], and includes one line (scanning line or one row of pixels) constituting an image and one side of the line. This indicates the number of pairs within a width of 1 mm, with a pair of gaps between adjacent lines.
Hereinafter, in the path from the X-ray irradiation apparatus through the subject to the X-ray imaging apparatus, the X-ray irradiation apparatus side is referred to as “front side” and the X-ray imaging apparatus side is referred to as “rear side”, and the positional relationship on the path Used to explain.
[0023]
As shown in FIG. 1, the X-ray diagnostic system according to the present invention includes at least an X-ray irradiation device 1, an X-ray imaging device 2, and an image display device 4. As will be described below, by optimizing the capabilities of each unit and each other, it is possible to image and observe microvessels that could not be imaged by conventional X-ray diagnostic systems. In addition, by improving the imaging capability of the X-ray diagnostic system in this way, angiography with a resolution equal to or higher than that of the conventional art can be performed with a contrast agent dose smaller than that of the prior art. These will be described next.
[0024]
The X-ray irradiation apparatus 1 shown in FIG. 1 is an apparatus that can irradiate at least one of the following X-rays (A) and (B).
X-ray of (A): X-ray having an intensity peak in the energy region immediately above the K absorption edge of iodine in the X-ray spectrum. This is an X-ray for angiography performed by administering an iodine contrast medium. The energy of the K absorption edge of iodine is 33.17 [keV]. The term “directly” as used herein means that the X-ray energy axis in the X-ray spectrum is higher in the vicinity of the K absorption edge of iodine than the K absorption edge, that is, higher than the K absorption edge energy. It means the range up to the upper limit that can secure the absorption coefficient. An X-ray having an intensity peak center in the energy range is the X-ray of (A). As a practically useful range, about 33.2 [keV] to 50.0 [keV] can be mentioned, and in particular, 33.2 [keV] to 40.0 [keV] can be mentioned as a more preferable range.
[0025]
The X-ray of (A) may have an intensity peak within the range of the energy range, but is substantially monochromatic with a sharp distribution (that is, a spectrum with a broader spread around the peak). Monochromatic or pseudo-monochromatic) X-rays are preferred. The term “substantially monochromatic” as used herein means a material having an intensity distribution in a narrow energy range within a half-value width of about 15 [keV] in the X-ray spectrum. Hereinafter, substantially monochromatic X-rays including monochromatic or pseudo-monochromatic X-rays are also referred to as “monochromatic X-rays”. X-ray monochromization can be performed by using, for example, a monochromator that generates Bragg diffraction using a crystal such as silicon, a reflector, or an X-ray absorber (filter). Plasma is particularly preferable as an X-ray source. An X-ray source is mentioned.
When obtaining the X-ray of (A) above, the plasma X-ray source preferably uses a heavy element in the range from La (atomic number 57) to Tm (atomic number 69) for the anode. A pseudo-monochromatic X-ray having a peak between 33.2 [keV] and 50.0 [keV] can be obtained.
[0026]
By using monochromatic X-rays, beam hardening has been a problem with the use of X-rays with a wide spectrum (because the high-energy side components are difficult to attenuate, so that they are biased toward the high-energy side components after passing through the subject. And an increase in background noise can be avoided, and a sharp contrast effect can be obtained with a small irradiation dose.
[0027]
X-ray of (B): X-ray having an intensity peak in the energy region immediately above the K absorption edge of gadolinium in the X-ray spectrum. This is an X-ray for angiography performed by administering a gadolinium contrast agent. The energy of the K absorption edge of gadolinium is 50.23 [keV]. The meaning of “directly above” and the preference for monochromatic X-rays are the same as those for the X-ray in (A) above. The practically useful range just above the K absorption edge of gadolinium is about 50.3 [keV] to 67.0 [keV], and it is sufficient if the peak of the X-ray intensity is within this range. In this case, the metal used for the anode of the plasma X-ray source is suitably in the range from Tm (atomic number 69) to Au (atomic number 79).
[0028]
The irradiation dose is 7.7 × 10 5 per second when the X-ray of (A) is used.^-Four[C / kg] or more, particularly 1.3 × 10 2 per second for clear imaging of fine blood vessels reaching 0.05 mm^-3[C / kg] or more is preferable. Further, when the X-ray of (B) is used, 7.7 × 10 6 per second.^-Five[C / kg] or more, especially 1.3 × 10 / sec^-Four[C / kg] or more is preferable.
[0029]
The X-ray irradiation apparatus used in the present invention may be any apparatus that can irradiate at least the X-ray of (A) or (B) with the above-mentioned irradiation dose depending on the contrast agent to be used. As the X-ray source capable of generating such X-rays, the above-mentioned plasma X-ray source can be mentioned as a preferable one, and an X-ray tube may be used as long as it can meet the above limitation in terms of ability. Examples of such an X-ray tube include MRS-200 manufactured by Phillips and 6.5 M HUCCT manufactured by Varian. The synchrotron radiation apparatus is excluded because a low-cost configuration cannot be achieved as described above.
[0030]
(Experimental example 1)
Here, experiments (including comparative experiments) conducted to clarify the contrast enhancement effect of monochromatic X-rays (pseudo-monochromatic X-rays) by a plasma X-ray source are shown. In this experiment, indium (In, atomic number 49, K absorption edge energy 27.9 [keV]) particles are put in one of two containers of the same specification, and cerium (Ce, atomic number 58, K absorption edge energy) is put in the other. 40.4 [keV]) particles were put, and these were photographed by irradiating with plasma X-rays (X-ray intensity peak 34.6 [keV]) using cerium as an anode. As the X-ray imaging apparatus, a combination of a high-intensity phosphor (FOS, Hamamatsu Photonics) and an ultra-high sensitivity high-vision camera (New Super HARP) (both described later) was used. FIG. 3 shows the result of photographing as a still image. The left side of FIG. 3 is a container containing cerium, and the right side is a container containing indium.
[0031]
As can be seen from the image in the figure, indium having a K absorption edge of 27.9 [keV] appears whiter than cerium particles having a K absorption edge of 40.4 [keV]. That is, the X-ray absorption (contrast effect) is remarkable. This indicates that the spectrum of the main plasma X-ray used does not have a distribution across the K absorption edges of both In and Ce, that is, functions as pseudo-monochromatic X-rays. From this, it was suggested that the X-ray used in this experiment also shows a high contrast enhancement effect in the detection of an iodine contrast agent having an energy at the K absorption edge of 33.17 [keV]. The above is Experiment Example 1.
[0032]
If an optical system is required between the X-ray source and the subject in addition to the X-ray source, the optical system may be further included in the X-ray irradiation apparatus. Examples of such an optical system include an X-ray filter and an X-ray collimator.
[0033]
The system of the present invention can be applied to the time-dependent subtraction method (Ratib and Rutishauser, Int. J. Cardiac Imaging 1:29) and the K absorption edge subtraction method (Rubenstein ER et al., Proc. Natl. Acad. Sci. USA 83: 9724, K. Ueda and Umetani et al., Rev. Sci. Instrum 60: 2272 (1989)). These methods are effective in reducing the background caused by other tissues that may interfere with interpretation. Necessary devices and the like may be freely added in order to implement a known method for obtaining a clearer image with higher resolution such as these subtraction methods.
[0034]
In the K absorption edge subtraction method, X-rays in the energy region immediately above and below the K absorption edge are irradiated and photographed to perform differential processing. These two types of X-ray irradiation may be simultaneous or time-lapse, but since the simultaneous irradiation is not subject to image disturbance caused by movement of the imaging target due to time lag, it is clearer. An image is obtained.
[0035]
In order to perform the subtraction method of the K absorption edge of iodine using the system of the present invention, the X-ray irradiation apparatus has an energy region immediately below the K absorption edge of iodine in addition to the X-ray of (A) above. An X-ray having an intensity peak (hereinafter also referred to as “(a) X-ray”) can be irradiated. "Directly below" means the vicinity of the lower energy side of the K absorption edge of iodine on the X-ray energy axis of the X-ray spectrum, that is, the lower limit than the K absorption edge energy and the range up to the lower limit that can ensure effective differential processing. Means. The practically useful range is about 16.0 [keV] to 33.0 [keV], and it is sufficient that the X-ray intensity peak is within this range. The irradiation dose and monochromatic X-ray are preferable as in (A) above. In this case, the metal used for the anode of the plasma X-ray source is suitably in the range from Zr (atomic number 40) to Ba (atomic number 56).
[0036]
Further, in order to perform the subtraction method of the K absorption edge of gadolinium, in addition to the X-ray of (B) above, the X-ray irradiation apparatus further has an intensity peak in the energy region immediately below the K absorption edge of gadolinium. It is set as the structure which can irradiate a line | wire. The meaning of “directly” with respect to the K absorption edge of gadolinium means a range up to a lower limit that is lower than the K absorption edge energy and can ensure effective differential processing, as in the case of the X-ray in (a) above. The monochromatic X-ray is preferable and the irradiation dose is the same as the X-ray in (A) above. The practically useful range immediately below the K absorption edge of gadolinium is about 33.0 [keV] to 50.0 [keV], and it is sufficient that the peak of the X-ray intensity is within this range. In this case, La (atomic number 57) to Er (atomic number 68) are appropriate as the metal used for the anode of the plasma X-ray source.
[0037]
The X-ray irradiation apparatus used in the present invention means not only a single apparatus that irradiates one type (one peak) of X-rays, but also one configured to be able to irradiate a plurality of types of X-rays. Even if it is an apparatus, the one apparatus which irradiates X-rays of one kind of energy may be a plurality of apparatuses collected by the number of kinds necessary for irradiation, and the mode is not limited. The example of FIG. 2 is a configuration example for performing the subtraction method at the K absorption edge, and X-ray irradiation apparatuses 1a and 1b are provided so that X-rays immediately above and immediately below the K absorption edge can be simultaneously irradiated. . Further, X-ray imaging devices 2a and 2b for imaging the X-rays L1 and L2 irradiated from the X-ray irradiation devices 1a and 1b, respectively, are provided.
[0038]
In addition, as proposed by Umeya et al., Even with a method / system configuration in which X-rays emitted from a single X-ray irradiation device are distributed directly above and immediately below the K absorption edge through an iodine or gadolinium filter. Good. Briefly using an example of iodine, an iodine filter is placed between the X-ray irradiation apparatus and the subject, and when performing irradiation with monochromatic X-rays (central peak energy 33.2 [keV]), the first frame (normally In 33 msec), the X-ray does not pass through the iodine filter, and in the second frame (usually 33 msec), the filter is quickly moved so that the X-ray passes through the iodine filter. An image taken by irradiating X-rays (monochromatic X-rays having energy higher than the K absorption edge of iodine) obtained when not passing through the iodine filter, and X-rays (iodine obtained by passing through the iodine filter immediately thereafter) The image obtained by irradiating the monochromatic X-rays having energy lower than the K absorption edge of the image is subjected to digital image processing to perform difference processing between the two images. As a result, a blood vessel image with higher image quality can be obtained.
[0039]
Although the use of the system according to the present invention is not limited, as mentioned in the prior art, fine arteries with an inner diameter of 0.2 mm or less and fine veins with an inner diameter of 1 mm or less are considered difficult to contrast in general medical facilities. ing. Therefore, not only thick blood vessels that can be contrasted in the past but also fine blood vessels that have been excluded from the target due to difficulty in contrast in existing general systems are used for quantitative or semi-quantitative evaluation. The usefulness of the invention is particularly significant. In the system of the present invention, a fine artery having an inner diameter of about 0.2 mm can be clarified by intravenous administration and imaging of a contrast medium. In addition, by selectively administering a contrast medium into the artery upstream of the target microartery, it is possible to clearly contrast and observe the microartery reaching 0.05 mm. Similarly, when observing a micro vein, a contrast medium is selectively administered into an artery upstream of the target micro vein, thereby clearly imaging a micro vein having an inner diameter of 1 mm or less, particularly 0.2 mm. And can be observed.
[0040]
When angiography is performed using the system of the present invention, if the X-ray to be irradiated is the X-ray of (A) above, an iodine contrast agent is used. The iodine contrast agent that can be used in the present invention is not particularly limited, and any known one may be used as long as it has iodine as a substance for X-ray absorption. Among the known iodinated contrast agents, preferred are iodinated contrast agents containing a compound containing at least one iodine-substituted aromatic hydrocarbon. Among these, those in which the iodine-substituted aromatic hydrocarbon is a triiodine-substituted aromatic hydrocarbon are particularly preferable because they exhibit a high X-ray absorption even at a small dose.
[0041]
As the iodine contrast agent that can be used in the present invention, various iodine contrast agents that are usually used for X-ray contrast, for example, a water-soluble iodine contrast agent are used, and a nonionic or ionic contrast agent, a monomer type or a dimer type is used. Things. Preferably, iopamidol (trade name: Iopamilon (Nihon Schering)), iohexol (trade name: Omnipark (Daiichi Pharmaceutical)) which is a known (commercially available) nonionic monomer type as a contrast agent for urinary tract blood vessels And ioversol (trade name: Optirei (Yamanouchi Pharmaceutical)) and iomeprol (trade name: Iomelon (Eisai)), ionic dimer type isoxaglic acid (trade name: Hexabrix 320 (Eiken Chemical-Tanabe)), and the like.
[0042]
Further, when the X-ray to be irradiated is the X-ray of (B) above, a gadolinium contrast agent is used. The gadolinium contrast agent is not limited, and any known gadolinium may be used as long as it has gadolinium as a substance for X-ray absorption, and it may be newly developed and used in conventional nuclear magnetic resonance imaging (MRI). Gd-DTPA, Gd-HP-DO3A, Gd-DTPA-BMA, Gd-DOTA, etc. are mentioned. More specifically, a magnevist of Nippon Schering Co., Ltd. is used.
[0043]
The type of iodinated contrast medium or gadolinium contrast medium used for angiography using the system of the present invention, the administration route, the injection volume, the injection speed, etc. are the site to be contrasted, the age of the target to which the contrast medium is administered The amount of iodine can be appropriately increased or decreased depending on the size of the body or the like. Usually, when an iodine contrast medium is intravenously administered to an adult (IV-DSA), the contrast medium contains 30 to 40 mg of iodine per 1 ml of the contrast medium. Are injected at 0.2 to 1.0 ml per kg body weight. On the other hand, in the case of selective administration into an artery, a contrast agent containing the same concentration of iodine is injected within a few seconds at 0.1 to 1.0 ml per kg of body weight.
[0044]
When a gadolinium contrast agent is intravenously administered to an adult, a contrast agent having a gadolinium content of 0.5 to 1.0 M is injected at a dose of 0.1 to 0.5 ml per kg of body weight. On the other hand, in the case of selective administration into an artery, a contrast medium having a gadolinium content of 0.5 to 1.0 M is rapidly injected within a few seconds at 0.1 to 0.5 ml per kg of body weight.
[0045]
In general, a blood vessel to be contrasted is relatively thick, and in the case of DSA (digital subtraction angiography) imaging by intravenous contrast medium administration, the dose of the contrast medium can be obtained by using the X-ray diagnostic system of the present invention. Can be further reduced.
[0046]
When performing angiography using the system of the present invention, the temporal relationship between administration of a contrast agent and X-ray irradiation / imaging can be appropriately changed depending on the administration target, administration route, etc. When the contrast medium is selectively administered into the artery, X-ray irradiation and imaging are performed immediately after the above-described contrast medium is administered into the artery. In the case of DSA by intravenous administration, the circulation time from the vein at the administration site to the target artery is calculated, and the time lag between the contrast agent injection and the start of imaging is determined.
[0047]
The X-ray imaging apparatus used in the present invention directly captures X-rays that have passed through a subject, or receives the X-rays once by the fluorescent screen device and converts the wavelength to capture an image on the fluorescent screen device. It is a device to do. That is, when imaging is performed via the fluorescent screen device, the X-ray imaging device includes the fluorescent screen device and the imaging device. In any aspect, it is only necessary that the image can be captured as a sensitivity that is 8 times or more that of the Sachicon tube and can be captured as an image having a resolution of 6 [lp / mm] or more.
Here, the sensitivity of the Sachicon tube is a sensitivity of 350 [μA / lumen] when the color temperature of the light source is 2856 [Kelvin].
[0048]
The imaging method of the X-ray imaging apparatus is not limited to the television imaging method, and may be an imaging of only a still image such as imaging with a still camera. However, by performing television imaging, it becomes possible to observe the micro blood vessel not only as a still image but also as a moving image. This makes it possible to dynamically grasp the blood vessel and recognize the lesion in more detail. In the configuration example shown in FIG. 1, the X-ray L that has passed through the subject H is received by the fluorescent screen device 21 and converted in wavelength, and an image by fluorescence appears on the fluorescent screen, and this is captured by the television camera 22. ing. As described above, the X-ray imaging apparatus includes not only the television camera 22 but also a fluorescent screen device and an optical system provided as necessary in the preceding stage so that X-rays can be imaged on the television.
[0049]
As described with reference to FIG. 2, the X-ray imaging apparatus may be provided with a plurality of systems as necessary, such as when receiving two types of X-rays irradiated at the same time in the K absorption edge subtraction method or the like.
[0050]
When the X-ray imaging device is an aspect including a fluorescent screen device and an imaging device, the fluorescent screen device is greatly involved in the sensitivity and resolution. The fluorescent plate device converts X-rays that have passed through a subject into fluorescence (usually visible light) having a wavelength that can be imaged and presents it as an image. The fluorescent plate device only needs to have an ability (for example, an X-ray / visible light conversion ability, resolution, etc.) that does not impair the sensitivity and resolution of the system. In terms of the ability to convert X-rays / visible light, for example, in terms of how much light can be supplied with respect to the ability of the imaging device described later, the X-ray irradiation dose and subject Although depending on the value of the dose after transmission, light emission is such that the illuminance of light emitted from the phosphor screen on the imaging device side of both surfaces of the phosphor plate device is 0.005 lux or more at a distance of 8 mm from the phosphor screen. It only needs to be able to secure the ability. The higher the light emission capability, the better. However, when using an ultra-sensitive high-definition camera described later as an imaging device, even if the value is as low as about 0.3 lux, the imaging is sufficiently preferable for actual diagnosis. Is possible. Further, in terms of the resolution of the fluorescent screen device, a high resolution one of 6 [lp / mm] or more, preferably 10 [lp / mm] or more is appropriate.
As a fluorescent screen apparatus as described above, for example, for a fluorescent screen, HR mammo Fine (resolution: 16 to 20 [lp / mm]) manufactured by Fujifilm Corporation can be used. Most of the X-ray fluorescence intensifiers have a low resolution, but any X-ray fluorescence intensifier may be used as long as it satisfies the above conditions. In addition, X-ray phosphors manufactured by Hamamatsu Photonics, CsI (TI), Gd₂O_ThreeS, FOS (Fiber Optic Plate with X-ray scintillator).
[0051]
As a television camera for imaging the television, (1) sensitivity is 8 times or more that of a Sachicon tube, and (2) resolution is 6 [lp / mm] or more, preferably 10 [lp / mm]. That is, a camera with high sensitivity can be used among imaging cameras using the high resolution television system. Specifically, among the television cameras used in the high-definition television system known as “Hi-vision, high definition television”, more than eight times the Sachicon tube, that is, An ultra-sensitive high-definition camera (NewSuper HARP, Japan Broadcasting Corporation (NHK)) is a preferable example that can be subjected to optimization in the present invention. The ultra-high-sensitivity high-vision camera has the most excellent performance, and the sensitivity reaches about 600 times that of the Sachicon tube and the resolution reaches 139 [lp / mm], but it is used for broadcasting. It is not used as a general X-ray diagnostic system.
[0052]
For the high-resolution of the high-definition camera, see the Japan Science and Technology Foundation, Science Museum “Japanese Science and Technology” October-December 1988 merger (vol.29, No.252), or Japan Broadcasting Publishing Association “ “Hi-Vision”, 1987, edited by Japan Broadcasting Corporation, p. 125 and the like. Also, the main mechanism for achieving high sensitivity of the high-vision camera is that an amplification mechanism called an avalanche phenomenon operates under high voltage in the amorphous selenium layer of the imaging tube.
The action of the ultra-high sensitivity high vision camera “New Super HARP” is also described in detail in Japanese Patent Publication No. 6-87404.
The aspect ratio of the high vision system is 16: 9 for broadcasting, but in the present invention, the aspect ratio may be freely changed as preferable for X-ray diagnosis.
[0053]
Here, experiments (Experimental Examples 2 to 4) conducted to clarify the usefulness of the ultra-sensitive high-vision camera are shown. Each experiment includes an experiment for comparison with the prior art.
(Experimental example 2)
In this experiment, an MTF chart and a small artery of the small intestine of a dog were photographed with a monochromatic X-ray of 33.3 [keV] and compared with a conventional imaging apparatus.
The configuration of the system used for this experiment (referred to as “experimental system 1”) is as follows.
(1) X-ray irradiation apparatus: 33.3 [keV] monochromatic X-rays at 1.3 × 10 2 per second^-3A synchrotron radiation apparatus capable of irradiation with an irradiation dose of [C / kg].
(2) X-ray imaging device: a combination of a high-intensity phosphor (FOS, Hamamatsu Photonics) and an ultra-high sensitivity high-vision camera (New Super HARP).
(3) Image display device: A high-definition CRT display used as a monitor.
[0054]
FIG. 4 shows the result of photographing the MTF chart in this experiment as a still image. The MTF chart is a striped pattern composed of five lead wires, and the fine density of the striped pattern is changed for each set. As can be seen from the image in the figure, This is a stepwise change from sparse to dense as it goes from the first set to the upper seventh set. In the photographing result, the striped pattern is projected as a white shadow.
[0055]
As is apparent from the photographing result shown in FIG. 4, the five lines of the seventh set of striped patterns on the uppermost side can be identified as lines separated from each other. The specifications of the seventh set of striped patterns are a width of the lead wire of 25 μm and a width of the gap between the wires of 25 μm, which is 20 [lp / mm]. From this, it was shown that the X-ray imaging apparatus of the experimental system 1 has at least a resolution of 20 [lp / mm].
[0056]
FIG. 5 shows the result of photographing the small artery of the small intestine of the dog under the same photographing conditions using the experimental system 1 as a still image. As shown by changing the size of the arrow in the figure, a clear image is obtained in which the blood vessel diameter decreases each time a small blood vessel on the small intestine wall branches.
[0057]
In order to compare the capability of the X-ray imaging apparatus of the experimental system 1 with that of the conventional system, only the X-ray imaging apparatus of the system 1 is replaced with an existing imaging apparatus (imaging apparatus including an image intensifier tube and a television camera: The system 1 for comparison was configured by changing the resolution to 3 [lp / mm]. Using this comparative system 1, the same small intestine of a dog as described above was photographed as a subject. FIG. 6 shows the result of imaging as a still image. As is clear from the image in FIG. 6, the decrease in blood vessel diameter accompanying the branching of blood vessels is unclear. Also from this result, the usefulness of the ultra-sensitive high-definition camera for X-ray diagnosis is clarified. The above is Experiment Example 2.
[0058]
(Experimental example 3)
In this experiment, the above-described experimental system 1 was used to photograph new blood vessels of mouse cancer, and the usefulness of the ultra-sensitive high-definition camera was demonstrated. When cancer cells were transplanted subcutaneously under the right arm of the mouse and grown to a diameter of 2 cm, angiography was performed by ascending aortic injection of iodine contrast medium. As the iodine contrast agent, Iopamiron 370, 0.1 ml was used. 7 to 10 show the results of shooting as still images.
[0059]
FIG. 7 is an image showing the imaging results one week after transplantation. As can be seen from the figure, the tumor was small and almost no skin bulge was observed, but an abnormal form of neovascularization was observed although it was small as indicated by the arrows.
FIG. 8 is an image showing the imaging results at 4 weeks after transplantation. The arrows indicate that blood vessels (nutrient blood vessels) that nourish cancer up to the fourth branch can be observed. In the figure, two adjacent arrows indicate a form unique to cancer neovascularization (form that meanders without branching). The arrowhead marks indicate abnormal stains (tumor stains) and are characteristic of cancer.
[0060]
FIG. 9 is an image of a nutritional blood vessel derived from the pulmonary artery. In the figure, an arrowhead indicates the right ventricle, and a blood vessel image with a low contrast and a large blood vessel diameter penetrating the tumor is confirmed behind the right ventricle.
FIG. 10 is an image of a state in which the development of new blood vessels is suppressed by an angiogenesis inhibitor (VEGF neutralizing antibody). This image confirms that the development of the vascular network is poor compared to the growth of the tumor.
[0061]
When the same subject was imaged using an existing angiography apparatus (comparison system 2 combining an existing X-ray source and an existing imaging apparatus), even the primary branch could not be observed.
From these experimental results, it was confirmed that the system using an ultra-sensitive high-vision camera is useful for observing the dynamics of neovascularization. The above is Experiment Example 3.
[0062]
(Example 4)
In this experiment, the experimental system 1 was used to image the development of microvessels of ischemic myocardium in dogs by intracoronary injection of iodine contrast media. FIG. 11 is an image showing the photographing result. FIG. 11B is an image showing a result of imaging one month after applying laser stimulation for the purpose of promoting the formation of microcoronary blood vessels. As shown in the figure, it can be determined from the image that the increase (arrowhead mark) of microvessels in the myocardium is remarkable in the portion to which laser stimulation has been applied. On the other hand, FIG. 11A shows the result of imaging the target area where no laser stimulation was applied, and it was determined from the image that the blood vessel density was clearly low. The above is Experiment Example 4.
[0063]
If the part to be imaged is an object that moves rapidly, such as the heart or an organ blood vessel in the vicinity of the heart, the captured image may be blurred (blurred) or may not be interpreted in the case of a microvessel. is there. In particular, when a television camera such as the above-described ultra-sensitive high-definition camera is used as the X-ray imaging apparatus, one field time for television imaging is about 16.7 ms (1/60 seconds), so Is a moving object such as a heart, the blur of the imaging target in an image, particularly a still image, becomes significant. In order to solve this problem, the present invention proposes to add an X-ray imaging shutter device described below.
[0064]
Since X-rays emitted from the X-ray source may be wavelength-converted by the fluorescent plate apparatus, here, for the sake of explanation, the X-ray and the light beam wavelength-converted by the fluorescent plate apparatus are referred to as “irradiation rays”. Collectively. The X-ray imaging shutter device is disposed at any position on the optical path (path along which the irradiation line travels) from the X-ray irradiation apparatus to the X-ray imaging apparatus, and is opened and closed so as to allow the irradiation line to pass through for a short time. It has a shutter function to perform. As a result, as described below, the irradiation lines forming the image are projected on the surface of the image sensor in the X-ray imaging apparatus only once or repeatedly for a short time, and blur of the imaging target is suppressed.
[0065]
The arrangement position of the shutter device for X-ray imaging may be a position where the shutter function can be shown in the optical path from the X-ray irradiation device to the X-ray imaging device through the subject, either on the front side or the rear side of the subject. There may be. Further, even in the case of the rear side of the subject, it may be arranged on either the front side or the rear side of the fluorescent plate device as long as the fluorescent plate device is used. However, since the shutter function for improving the image quality also has the effect of reducing the exposure amount of the subject by arranging it on the front side of the subject, it can be placed on the front side of the subject from this viewpoint. preferable.
[0066]
The shutter operation of the X-ray imaging shutter device, that is, the opening / closing operation, may be a single opening / closing operation or a continuous opening / closing operation corresponding to a moving image of television photography. Good. The opening / closing operation may be any operation that allows the irradiation beam to pass through and does not pass through it, and “opening / closing” does not limit the type of operation. Elements that determine the opening / closing operation, such as the timing to start opening, the opening time, and the intermittent period in the case of continuous repeated opening / closing, may be appropriately determined according to the X-ray imaging apparatus used. For example, in the case of a television camera, the intermittent period is set to a period synchronized with the field period or the frame period, and the opening time is set to a fraction of 1 to several tenths of one field time (about 16.7 ms). Therefore, it can be understood as a clear video without blurring or blurring. The opening / closing operation of the shutter device is preferably interlocked (synchronized) with the imaging operation of the X-ray imaging device as described above, but the object is to obtain a clear image without necessarily interlocking (synchronizing). Can be achieved.
[0067]
One embodiment of the X-ray imaging shutter device is shown in FIG. In the example of the figure, a lead disk P capable of shielding X-rays is rotatably held in the circumferential direction, and one or a plurality of the disk P is provided on the disk surface along the circumferential direction. A transmission window (two in the figure for explanation) W is provided. If this device is arranged on the optical path of the X-ray L, the X-ray is blocked by the disk P (closed state), and the disk P is rotated, the transmission window W becomes the optical path as shown in the figure. Only when crossing the line, the X-ray L can pass through the transmission window (open state), and the opening / closing operation is achieved. The opening time of the shutter device may be set by the opening angle θ of the transmission window and the rotation speed of the disk P, and the intermittent period is determined by the number of transmission windows on the circumference and the disk P. What is necessary is just to set with rotation speed. The opening shape of the transmission window is not limited.
[0068]
By providing the X-ray imaging shutter device as described above, even when imaging a fast moving micro blood vessel such as around the heart, it is possible to clearly capture the instantaneous image, and the system of the present invention. Can be greatly improved.
This X-ray imaging shutter device is also useful when the X-ray source is a synchrotron radiation device, and can capture X-rays that have passed through the subject directly or via a fluorescent screen device. It is the preferred device for line imaging devices. Further, if the shutter device is provided and the opening time is shortened, high sensitivity of the X-ray imaging apparatus is required. However, in the present invention, the sensitivity of the X-ray imaging apparatus is limited to 8 times or more the sensitivity of the Sachicon tube. However, it is also made use of here.
[0069]
In the system of the present invention, as shown in FIG. 1, an image obtained by an X-ray imaging apparatus and an image processed by an image data processing apparatus described later are recorded in real time and / or through recording and reproduction. An image display device 4 for displaying is provided. The image display here may be a television device (such as a high-definition CRT display) that displays an image obtained by an X-ray imaging apparatus, or the image may be printed out on paper or a resin film. It may be a device. In any aspect, a system having a display capability capable of taking advantage of the sensitivity and resolution achieved by the X-ray irradiation apparatus and the X-ray imaging apparatus of the system is used. The part to which the image display apparatus is connected to the X-ray imaging apparatus is not limited, and a necessary type of apparatus such as a subsequent stage of the X-ray imaging apparatus or a subsequent stage of the later-described image data processing apparatus is required. Any number may be provided exclusively.
[0070]
As shown in FIG. 1, the system of the present invention is preferably provided with an image data processing device 3 for performing various image processing (such as the K absorption edge subtraction method in FIG. 2). A computer is most suitable as the image data processing apparatus.
Also, means for recording (recording) and reading (reproducing) image signals output from the X-ray imaging apparatus and image data processed by the image data processing apparatus as digital data or analog data may be provided as appropriate. . The recording may be magnetic recording or recording in an IC memory.
[0071]
It is preferable to use a system that handles an image obtained by an X-ray imaging apparatus as digital data from the viewpoint of preventing noise mixing and data deterioration in data transfer and storage. For example, an A / D conversion device that converts an image signal from the X-ray imaging device into digital data is provided at a subsequent stage of the X-ray imaging device (including a case in which the X-ray imaging device is integrally provided in the imaging device). The image data processing apparatus provided and the recording / reading means may be all apparatuses that handle digital data. Digital conversion of the image signal may be any conversion that does not impair the resolution of the image acquired by the X-ray irradiation apparatus and the X-ray imaging apparatus of the system.
[0072]
【Example】
Hereinafter, a specific configuration example of the X-ray diagnostic system according to the present invention will be described for a system premised on administration of an iodine contrast medium. As schematically shown in FIG. 1, the entire system is configured by irradiating a subject H with X-rays L from the X-ray irradiation device 1, and imaging the X-rays that have passed through the subject with the X-ray imaging device 2. The image processing apparatus 3 performs necessary image processing, and the image display apparatus 4 displays an image to be diagnosed. Detailed specifications are shown below.
[0073]
[X-ray irradiation equipment]
A plasma X-ray apparatus is used as an X-ray source, and the subject is irradiated with X-rays therefrom through an X-ray collimator.
X-ray source: A plasma X-ray apparatus using Ce (atomic number 58) as an anode. X-rays are monochromatic X-rays (pseudo-monochromatic) centered at an energy of 34.6 [keV] in the X-ray spectrum, and the irradiation dose is about 2 × 10 with irradiation of about 1 microsecond.^-Five[C / kg]. The irradiation area when the X-ray is irradiated to the subject through the collimator is 25 cm.²It is.
[0074]
[X-ray imaging device]
The configuration is such that the television screen 22 captures an image that is received by the fluorescent screen device 21 and wavelength-converted and appears on the fluorescent screen.
(1) Fluorescent plate device: FOS (Hamamatsu Photonics Fiber Optic Plate with X-ray Scintillator, model name J6144, scintillator type Gd₂O_ThreeS (Tb), relative light output 120%, resolution 14 [lm / mm]).
(2) Television camera: High-sensitivity high-definition camera (New Super HARP, NHK). Sensitivity is 600 times that of the Sachicon tube (sensitivity of 210 [mA / lumen] when the color temperature of the light source is 2856 [Kelvin]), and the resolution is 139 [lp / mm].
The video signal output from the high-definition camera is processed by the following image data processing device, and the video signal before processing is recorded on a magnetic tape by a magnetic recording device (VTR device).
[0075]
[Image data processing device]
The video signal from the New Super HARP is converted into digital data, and digital image processing based on the subtraction method is performed on the image of the imaging result. The basic configuration is to convert the analog video signal to 640 Mb (megabytes). It is converted into digital data by a frame memory (Uchida Measurement Giken), and is subjected to digital image processing under the control of a computer (Sun, Station 5, 2 Gb) as a workstation and recorded on a hard disk (Computer Dynamics, 10 Gb). .
[0076]
(Image display device)
A high-definition CRT display was used as a monitor for observing a moving image of an image subjected to image processing. The image data processing apparatus is configured to connect a video printer (Seniorsha, VP-4500) to the image data processing apparatus in order to output a still image with its resolution.
With the above configuration, a diagnostic system capable of imaging and displaying microvessels is obtained.
[0077]
【The invention's effect】
The X-ray diagnostic system of the present invention optimizes the irradiation capability of the X-ray irradiation apparatus and the imaging capability of the X-ray imaging apparatus individually and in association with each other for the use of an iodinated contrast medium or a gadolinium contrast medium. Thus, the imaging capability of the entire X-ray diagnostic system is improved. As a result, it is possible to image microvessels that could not be captured by an X-ray imaging apparatus that can be held by a conventional general medical facility. In addition, this improvement in imaging capability makes it possible to perform angiography at a resolution equal to or higher than that of a conventional method with a smaller contrast agent dose.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration example of an X-ray diagnostic system of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram showing another configuration example of the X-ray diagnostic system of the present invention.
FIG. 3 shows an experiment (Experimental Example 1) conducted to explain the effect of enhancing X-ray contrast by a plasma X-ray source, using a container containing indium particles and a container containing cerium particles as subjects. It is the still image (X-ray photograph) of the result of having image | photographed and image | photographed the plasma X-ray used for the anode.
FIG. 4 is a still image (X-ray photograph) obtained as a result of photographing an MTF chart in an experiment (Experimental Example 2) conducted to clarify the usefulness of an ultra-sensitive high-vision camera.
FIG. 5 is a still image (X-ray photograph) showing a result of photographing a small artery of a small intestine of a dog in Experimental Example 2.
FIG. 6 is a still image (X-ray photograph) as a result of imaging a small artery of a small intestine of a dog using a conventional X-ray imaging apparatus for comparison in Experimental Example 2.
7 is a still image (X-ray photograph) as a result of imaging in Experimental Example 3. FIG.
8 is a still image (X-ray photograph) as a result of imaging in Experimental Example 3. FIG. The arrowhead mark in the figure is a triangle mark shown outside the figure in the figure, and the same applies to FIGS.
FIG. 9 is a still image (X-ray photograph) of the imaging result of Experimental Example 3.
10 is a still image (X-ray photograph) as a result of imaging in Experimental Example 3. FIG.
11 is a still image (X-ray photograph) as a result of imaging in Experimental Example 4. FIG.
FIG. 12 is a schematic diagram showing a configuration example of an X-ray imaging shutter device used in the system of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 X-ray irradiation equipment
2 X-ray imaging device
21 Fluorescent screen device
22 Television camera
3 Image data processing device
4 Image display device

Claims

(i) Ｘ線管球またはプラズマＸ線源を用いて構成されたＸ線照射装置であって、Ｘ線スペクトルにおいてヨウ素のＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有する実質的に単色のＸ線を、毎秒７．７×１０^-4〔Ｃ／ｋｇ〕以上の照射線量にて少なくとも照射し得るものであるか、または、Ｘ線スペクトルにおいてガドリニウムのＫ吸収端直上に強度のピークを有する実質的に単色のＸ線を、毎秒７．７×１０^-5〔Ｃ／ｋｇ〕以上の照射線量にて少なくとも照射し得るものである、Ｘ線照射装置と、
(ii)前記Ｘ線照射装置から発せられ被検体を通過したＸ線を、直接または蛍光板装置を介して、サチコン管の８倍以上の感度を有しかつ６〔ｌｐ／ｍｍ〕以上の解像度の画像として撮像し得るＸ線撮像装置と、
(iii)前記Ｘ線撮像装置によって撮像された画像を、前記解像度にて表示し得る画像表示装置とを、
少なくとも有するものであるＸ線診断システム。 (i) An X-ray irradiation apparatus configured using an X-ray tube or a plasma X-ray source , wherein the X-ray spectrum is substantially monochromatic with an intensity peak in the energy region immediately above the K absorption edge of iodine in the X-ray spectrum. X-rays can be irradiated at an irradiation dose of 7.7 × 10 ⁻⁴ [C / kg] or more per second, or have an intensity peak immediately above the K absorption edge of gadolinium in the X-ray spectrum. An X-ray irradiation apparatus capable of irradiating substantially monochromatic X-rays at an irradiation dose of 7.7 × 10 ⁻⁵ [C / kg] or more per second;
(ii) X-rays emitted from the X-ray irradiation apparatus and passing through the subject have a sensitivity of 8 times or more that of a Sachicon tube directly or via a fluorescent screen device and have a resolution of 6 [lp / mm] or more. An X-ray imaging device capable of imaging as an image;
(iii) an image display device capable of displaying an image captured by the X-ray imaging device at the resolution;
An X-ray diagnostic system having at least one.

上記Ｘ線照射装置が、Ｘ線スペクトルにおいてヨウ素のＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであって、当該Ｘ線診断システムが、ヨード造影剤を用いて行なう血管造影に用いられるものである請求項１記載のＸ線診断システム。 The X-ray irradiation apparatus can irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region immediately above the K absorption edge of iodine in an X-ray spectrum, and the X-ray diagnostic system uses an iodine contrast agent. The X-ray diagnostic system according to claim 1, which is used for angiography to be performed.

上記Ｘ線照射装置が、原子番号５７〜６９の金属を陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、請求項２記載のＸ線診断システム。The X-ray diagnostic system according to claim 2, wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using a metal having an atomic number of 57 to 69 as an anode.

上記Ｘ線照射装置が、セリウムを陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、請求項２記載のＸ線診断システム。The X-ray diagnostic system according to claim 2, wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using cerium as an anode.

上記Ｘ線照射装置が、上記Ｘ線に加えてさらに、ヨウ素のＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであり、当該Ｘ線診断システムが、これらＸ線を用いてＫ吸収端サブトラクション法による画像処理を行い得るものである請求項２〜４のいずれかに記載のＸ線診断システム。In addition to the X-ray, the X-ray irradiation apparatus can further irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region immediately below the K absorption edge of iodine. The X-ray diagnostic system according to any one of claims 2 to 4, wherein image processing by the K absorption edge subtraction method can be performed by using a laser.

上記Ｘ線照射装置が、Ｘ線スペクトルにおいてガドリニウムのＫ吸収端直上のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであって、当該Ｘ線診断システムが、ガドリニウム造影剤を用いて行なう血管造影に用いられるものである請求項１記載のＸ線診断システム。 The X-ray irradiation apparatus can irradiate an X-ray having an intensity peak in the energy region immediately above the K absorption edge of gadolinium in the X-ray spectrum, and the X-ray diagnostic system uses a gadolinium contrast agent. The X-ray diagnostic system according to claim 1, which is used for angiography to be performed.

上記Ｘ線照射装置が、原子番号６９〜７９の金属を陽極に使用したプラズマＸ線源を用いて構成されたものである、請求項６記載のＸ線診断システム。The X-ray diagnostic system according to claim 6, wherein the X-ray irradiation apparatus is configured using a plasma X-ray source using a metal having an atomic number of 69 to 79 as an anode.

上記Ｘ線照射装置が、上記Ｘ線に加えてさらに、ガドリニウムのＫ吸収端直下のエネルギー域に強度のピークを有するＸ線を照射し得るものであり、当該Ｘ線診断システムが、これらＸ線を用いてＫ吸収端サブトラクション法による画像処理を行い得るものである請求項６または７記載のＸ線診断システム。In addition to the X-ray, the X-ray irradiation apparatus can further irradiate an X-ray having an intensity peak in an energy region immediately below the K absorption edge of gadolinium. The X-ray diagnostic system according to claim 6 or 7 , wherein image processing by the K absorption edge subtraction method can be performed by using a laser.

上記Ｘ線撮像装置が、被検体を通過したＸ線を直接または蛍光板装置を介して撮像する、高感度・高解像度テレビジョンカメラである請求項１記載のＸ線診断システム。 The X-ray diagnostic system according to claim 1, wherein the X-ray imaging apparatus is a high-sensitivity and high-resolution television camera that images X-rays that have passed through a subject directly or via a fluorescent screen apparatus.

上記高感度・高解像度テレビジョンカメラの感度が、サチコン管の６００倍である請求項９記載のＸ線診断システム。10. The X-ray diagnosis system according to claim 9, wherein the sensitivity of the high sensitivity / high resolution television camera is 600 times that of a Sachicon tube.

上記Ｘ線撮像装置によって得られた画像がデジタルデータとして処理されるものである請求項１記載のＸ線診断システム。 The X-ray diagnostic system according to claim 1, wherein an image obtained by the X-ray imaging apparatus is processed as digital data.

上記Ｘ線照射装置から上記Ｘ線撮像装置に至る光路上のいずれかの位置に、該光路上を進むＸ線または蛍光板装置にて波長変換された光線を、間欠化するＸ線撮像用シャッター装置がさらに設けられたものである請求項１記載のＸ線診断システム。 X-ray imaging shutter device for intermittently irradiating X-rays traveling on the optical path or rays converted in wavelength by a fluorescent screen device at any position on the optical path from the X-ray irradiation device to the X-ray imaging device The X-ray diagnostic system according to claim 1, further comprising:

上記Ｘ線撮像用シャッター装置が、上記Ｘ線撮像装置の撮像動作と連動して開閉動作を行うものである請求項１２記載のＸ線診断システム。The X-ray diagnostic system according to claim 12, wherein the X-ray imaging shutter device performs an opening / closing operation in conjunction with an imaging operation of the X-ray imaging device.

上記血管造影が、内径０．２ｍｍ〜０．０５ｍｍの微小血管を含む動脈、または内径１ｍｍ〜０．２ｍｍの微小血管を含む静脈を、造影の対象とするものである請求項２または６記載のＸ線診断システム。The angiogram, the vein including microvascular arterial or inner 1Mm～0.2Mm, including microvascular inner diameter 0.2Mm～0.05Mm, according to claim 2 or 6 in which the target contrast X-ray diagnostic system.