医学診断用検出器
1. はじめにトラスト向上を目的として増感紙と組み合わせる方式が一般的に用いられてきた。また、血管造影検査のような動画像情報を得るために、1950 年
代には、Ｘ線を可視光に変換するイメージ・イン

医学における画像診断の歴史は、1895 年のレンテンシファイア（Image Intensifier: II）とシトゲンによるＸ線の発見直後から始まったとい

ネフィルムやテレビカメラとを組み合わせた撮える。血管系に造影剤（水銀など）を注入して血像システムが用いられてきた。1970 年代には、Ｘ管系のＸ線投影像を得る試みも翌年には開始さ

線ＣＴの開発や新しい血管造影検査法の開発、大れている。Ｘ線を用いることで、それまで医学の強度のＸ線源開発、計算機科学の発展などによ歴史の中で長く続いてきた疾患に関する患者へり、Ｘ線画像のデジタル化が進められ、目的とすの視診、触診、聴診が主だった時代から、疾患にる画像情報を描出するために、多種類のデジタル関する体内不可視情報を画像情報として得るこ

画像システム、画像処理法の開発が行われるようとができる新しい時代の到来となった。日常臨床になった。現在は、イメージングプレートでの医用画像診断は、各種疾患、外傷等の機序解（ Imaging Plate: IP ）、 フ ラ ッ ト パ ネ ル 検 出 器

明、病態や外傷の診断、治療方法の検討、治療効（Flat Panel Detector: FPD）などの検出器が多果の評価など幅広い目的で用いられている。画像用されている。

診断の情報媒体も、Ｘ線、超音波、磁気共鳴現象、現在までに、多くの医療機器メーカーにより、マイクロ波、放射性同位元素などが利用され、例様々な種類の医学診断用検出器が開発されて実えば、デジタル画像処理技術の発展に支えられた用化されているとともに、日進月歩で新しい医学最新のＣＴ装置で得られる三次元画像では、診断診断用検出器が市場に提供されている。それぞれに必要な様々な医療情報を人間工学的にも最適の疾患の画像診断に適した特性を持つ検出器がな表示方法で高精度に描出できるようになった。

必要であり、医学診断に用いられている検出器の医用画像診断分野の発展は、医学そのものの概念種類は多岐にわたっている[1-3]。本テキストでを変えるとともに、人類の福祉に多大な貢献をしは、ＫＥＫで放射光単色Ｘ線を用いた医学診断てきたといえよう。

（血管造影検査）に用いられてきた検出器を例と臨床におけるＸ線画像診断では、Ｘ線発生装置で電子ビームを金属標的（タングステンなど）に照射して得られる様々なエネルギーのＸ線が混在している白色Ｘ線が一般的に用いられている。

して[4]、医学診断に必要な検出器の特性等について考察する。

2. 医学診断用検出器の特性

医用画像診断の歴史の中で、多くの医学研究者

医学診断に利用される検出器においても他分が、画像の空間分解能、濃度分解能が向上するこ野での利用と同じように、以下のような物理的特となど単色Ｘ線の有用性を早期から提唱してき性をそれぞれの診断目的に対応して最適化する

たが、十分なＸ線強度や照射面積を持つ単色Ｘ線必要がある。また、臨床診断では患者の被ばく線が得られないために単色Ｘ線を用いた医用画像量も重要な考慮すべき要素となる。

診断は日常臨床の中で一般化するまでに至らな

•

空間分解能

かった。現在、加速器科学、放射光科学の発展に•

濃度分解能（ダイナミックレンジ）

より、臨床応用可能な強度を持つ放射光単色Ｘ線•時間分解能の利用が可能となり、単色Ｘ線による医用画像診••

S/N
検出量子効率（Detective Quantum断の実用的評価が可能な時代となった。
Ｘ線画像を得るための検出器として、Ｘ線フィルムを、患者への被ばく線量の低減や画像のコンEfficiency: DQE）

DQE は、入力信号の S/N 比の二乗に対する出力信号の S/N 比の二乗の割合であり、理想的な検出器では１.0 となる。市販の医学診断用検出器
FPD では 0.5-0.8 程度となっている。
ここで、空間分解能の評価に関係する振幅伝達関数（Modulation Transfer Function: MTF）について述べる。図１の例に示すように、黒白で表（a）低周波成分の画像示される領域の変化の状況により画像の空間周波数として、低周波の画像（a）、高周波の画像（b）と定義されている。

（b）高周波成分の画像
図2

システムからの出力画像の例.
Cout(𝑣) = MTF(𝑣)×Cin(𝑣)（a）低周波成分の画像（2-2）

理想的なイメージングシステムの場合には、MTFは 1.0 となる。Ｘ線画像では、一方はＸ線不透過（鉛）部位、もう一方は同じ線幅のＸ線透過部位のペアで構成される MTF チャートを撮影して、振幅伝達関数を求める方法が多用されている。例
えば１mm あたり５ペアがある場合は、5.0 lp（line pairs）/mm と表記される。20 lp/mm まで（b）高周波成分の画像
図1の MTF チャートが市販されている。

空間周波数の異なる画像の例.

次に、Ｘ線画像において空間分解能に影響を与える半陰影について述べる。Ｘ線の発光点は有画像のコントラスト C(𝑣) は、黒と白の画像上の濃度値、IB、IW を用いて、（2-1）式のように定義される。ここで、𝑣 は空間周波数である。
C(𝑣) = (IW-IB)/(IW+IB)

限の大きさがあり、そのため検出器上にボケを生じることになる。図３に概念図を示す。

(2-1)

ここで、あるシステムへの入力画像（図 1）と出力画像（図２）を比較した時、振幅伝達関数（MTF）は、入力画像のコントラスト Cin(𝑣)、出力画像のコントラスト Cout(𝑣)を用いて（2-2）式で定義される。

図3

Ｘ線イ メ ー ジ ン グ に お け る 半 陰 影 .

発光点の大きさを S、発光点と試料間の距離をL1、試料と検出器の距離を L2 とすると、半陰影
B は、式（2-3）で表現される。一般の診断用 X 線発生装置の場合では、S は 1mm、L1 は 1.5 m、L2

は 0.5 m 程度である。放射光の場合、S はμm のオーダーであり、L1 は 20-100 m 程度であり、Bの大きさは小さいが、高空間分解能の画像を得る場合は考慮する必要がある。
B = S×L2/L1

3.2. 冠 動 脈 系 の 診 断冠動脈は、図４に示すように血液を体全体に供給する大動脈の起始部から二本分岐している。本システム開発の目的は、心臓自身に血液を供給し（2-3）

3. 放射光単色Ｘ線の医学利用ている冠動脈系（特に生命に直接関わる太い血管径（3-5 mm）の領域）を血管造影剤の静脈注入により安全で簡便に診断することである。

3.1. 放 射 光 の 特 性
放射光は、よく知られているように以下に示す
優れた特性を持ち、医学診断の観点からも着目されてきた。
１） 平行性が良く、画像の空間分解能の向上が期待される。
２） 幅広い範囲のエネルギースペクトルを持つ放射光Ｘ線が得られ、任意のエネルギーの単色Ｘ線（のみ）を利用することで、画像の濃度分解能の向上、被ばく線量の低減が期待される。
３） 生体（ヒト、動物）の撮影に必要な強度の単色Ｘ線を利用できる。
４） 偏光している。
５） パルス光である。
放射光の医用画像診断への応用、特に心臓自身に血液を供給している冠動脈診断への応用は、1980 年代にスタンフォ−ド大学医学部の研究者[5]らによって提唱され、加速器から得られる平行性の高い単色Ｘ線を用いた画像診断により、画像の空間分解能、濃度分解能の大幅な向上が期待された。
そして現在、被写体でのＸ線の吸収を用いた画像診断法（吸収コントラストイメージング）だけでなく、Ｘ線の被写体内での屈折や位相変化などを利用した画像診断法（位相コントラストイメージング）の開発と応用研究も実施されていて、従来の方法では得られなかった新しい医療情報を得ることができるようになっている[6-7]。

図 4 冠動脈系の模型. 冠動脈は心臓自身に
血 液 を 供 給 し て い る .ヒ ト の 心 臓 の 場 合 、図 の縦 方 向 の 大 き さ は 約 12cm 程 度 で あ る .図 の 右側の動脈が左冠動脈.
一般に血管系は、周囲の軟部組織との間でＸ線吸収の差が少なくそのままＸ線撮影を行っても識別することが難しい。そのため、血管の中に軟部組織よりもＸ線吸収の割合の大きな物質を注入して血管系を描出する血管造影法が発達してきた。そのために用いられる薬品は血管造影剤と呼ばれ、現在、Ｘ線画像に用いられる血管造影剤はヨウ素が主成分であり、血管内のヨウ素によるＸ線の吸収により血管系を画像上で識別できることになる（吸収コントラストイメージング）。
冠動脈系の狭窄や閉塞が原因である狭心症や心筋梗塞などの虚血性心疾患は、動脈硬化の進行や加齢とともに起こるために、私たちの生活の中で一般的にありふれた疾患となっていて、一生の間に冠動脈系の何カ所もの狭窄や閉塞、あるいは再狭窄や再閉塞を起こす場合もある。動脈系のＸ線画像診断では動脈にカテーテルと呼ばれる管を挿入して（血管系の治療を兼ねる場合もある）血管造影剤を注入することが多いが、静脈から血管ンする時間がかかるため、上下方向に時相が異な造影剤を注入する場合は、より安全で簡便に検査った血管系の画像が得られることになる。

を実施できる。しかしながら、血管造影剤を静脈ＫＥＫでは、図５に示すように、ブラッグ回折から注入する場合、血管造影剤が冠動脈に至るまにより単色Ｘ線を得るために用いる分光素子（シでに肺循環などでヨウ素の重量濃度が注入時のリコン結晶）の非対称反射[11]を用いて、二次元36％から数％程度までに希釈され、そのまま通常の照射面を得て二次元検出器を利用して動画像のＸ線撮影を行なっても冠動脈系の識別はほとを得るシステムの開発、そして加速器系を含むＫんど不可能である。血管造影剤（ヨウ素）のＸ線ＥＫ全体のサポートのもとで、臨床応用（筑波大吸収が特異的に大きいヨウ素のＫ吸収端（33.17学との共同プロジェクト）が実施された[12-14]。

keV）上側のエネルギーの単色Ｘ線を用いて撮影すれば、希釈された血管造影剤で満たされた冠動脈系の識別が可能になると期待され、放射光単色Ｘ線の利用が提唱された[5]。このとき、Ｋ吸収=/00=

端のほんの少し上側、ほんの少し下側のＸ線エネ
ルギーで撮像された２枚の画像の差分を行うこ/とで、それらの画像間では骨や軟部組織のＸ線吸収係数がほとんど変化しないことから、血管造影剤で満たされた血管系のみを描出できる 1950 年
代に提唱されたＫ吸収端差分法の実用化も期待

図 5 分 光 結 晶 の 非 対 称 反 射 .入 射 放 射 光 ビ ー
ム幅を拡大することができる.

された。
3.3. 冠 動 脈 診 断 シ ス テ ム
放射光自身は幅の狭いビームであり、ヒトの冠動脈系全体を撮像するには何らかの工夫が必要

非対称反射は、分光結晶（シリコン）の表面とＸ線回折面を角度 α だけ傾けることで、ビーム幅L０の白色Ｘ線からビーム幅 L の単色Ｘ線を取りとなる。冠動脈診断システムを開発した諸外国の出すことができる方法である。（3-1）式には、その関係を示す。ここで、𝛳 はＸ線回折面に対する放射光施設（SSRL、NSLS、HASYLAB、ESRF）では、ブラッグ角である。

患者を上下方向に移動しながら一次元検出器で撮像を行うスキャン撮影法の開発、臨床応用が実

L＝L0×sin(𝛳+𝛼)/sin(𝛳-𝛼)(3-1)

施された[8-10]。一枚あたりの画像作成時間は一

これにより二次元の単色Ｘ線照射面を作るこ秒程度であり、一回の血管造影剤の注入で数枚程とができ、二次元検出器と組み合わせることで、度の二次元画像を得ることができた。Ｋ吸収端上二次元動画像を得ることができる。たとえばシリ側、下側のＸ線エネルギーで撮影した画像を同時コンの 311 面を回折面として利用する場合、33に得るためにベントさせたラウエ結晶を用いて、keV のＸ線を得るためのブラッグ角は 6.5 度であ上下に分離した二本の放射光単色Ｘ線ビーム（一り、結晶表面と回折面のなす角を 5.5 度に設定す方はＫ吸収端上側のエネルギー、もう一方はＫ吸ると結晶への入射角は 1.0 度、放射光ビーム幅の収端下側のエネルギーのビームで、心臓部分で交拡大率は約 12 倍となる。結晶の長さが十分に長差）を作成し、二個の一次元検出器（シリコン検ければ、たとえば、幅 8 mm の放射光ビームを幅出器など）で撮像する方法が開発された。一次元96 mm に拡げることができる。この方法の利点は、スキャン法の利点は、被写体からの散乱Ｘ線が少実時間で動画像を得ることができること、撮影中なくコントラストの良い画像が得られることでに患者の上下方向の移動（少なくとも心臓の大きある。ただ、一枚の画像の作成には患者をスキャさのの範囲）が無いことなどである。冠動脈系の形態評価（狭窄や閉塞の状態など）とともに、心機能評価（心臓壁の動き、駆出率：一回の心拍出量の心室拡張末期容積に対する割合の推定など）も可能である。
図６には、KEK PF-AR（6.5 GeV 放射光加速器）
マルチ・ポール・ウイグラー放射光ビームライン
NE1 に設置した冠動脈診断システムの概念図を示す。

3.3.2

分光結晶

放射光白色Ｘ線は、長さ 650 mm のシリコン結晶（311 面）により単色化されるとともに非対称反射により縦方向の放射光ビーム幅が拡大され、縦約 100 mm、横約 90 mm の照射面を形成する。
Ｘ線エネルギーは、患者への被ばく線量の低減を考慮して、目的とする血管系の画像上でのコントラストが十分に得られるＸ線エネルギー範囲内で 35 keV のエネルギーのＸ線を利用した。臨床応用システム構築までの予備実験により、K 吸収端差分法を用いなくても二次元動画像中で冠動53

脈系の識別が可能であることが確認され、実際の臨床応用では、血管造影剤（ヨウ素）の K 吸収端上側のエネルギーのＸ線のみを利用した。このことは患者の被ばく線量低減にも繋がった。得られる単色Ｘ線は、ブラッグ角の二倍の約 13 度上方に出射される。
また結晶表面は、SiC の塗粒で研磨して、通常のメカノケミカル研磨の結晶に比較して積分反射強度を約 8 倍程度向上させた（エネルギー分解

図６ 二次元動画像用冠動脈診断システム.
撮影室には、右側から被ばく線量計、患者位
置 調 整 装 置 、二 次 元 動 画 像 検 出 器 を 設 置 し た .

能 ΔE/E: 5×10-3）。この時、目的とする血管系

このシステムは、画像一枚あたりの単色Ｘ線照度を向上させることは、加速器の蓄積電流値を向射時間を短くするための高速Ｘ線シャッター、分の識別に影響がない範囲（画像上で空間分可能の劣化がない範囲）で研磨を実施した。積分反射強上させることに対応している。

光結晶、Ｘ線強度調整用フィルター、被ばく線量

また、利用した分光結晶（Si(311)面）からは計、患者位置調整装置、二次元Ｘ線検出器、臨床結晶の特性により三倍高調波も回折されている。

用インターロックシステムなどから構成される。

このエネルギーのＸ線は人体でのＸ線吸収が少ないことから撮像系に達したところで 35 keV の3.3.1

高速Ｘ線シャッター

心臓の動きによる画像上のいわゆるボケを少なくするためと患者への被ばく線量を下げるた
めに、画像１枚当たり 4 から 6 ミリ秒間だけＸ線を照射することができる高速Ｘ線シャッターを分光結晶の前に設置した。このシャッターは図６中の写真にも示すように、厚さ 5 mm の鉛と銅でエネルギーのＸ線に比較して相対的に光子密度が大きくなり画像全体のコントラストを下げることになる。そのため、分光結晶からの三倍高調波が含まれる割合を少なくするために、加速器は通常の放射光利用時の加速エネルギー 6.5 GeV を下げて 5.0 GeV で運転された。
3.3.3

Ｘ線強度調整用フィルター構成された回転式円盤スリットを２枚組み合わせたもので、スリットの幅や円盤の回転数を変え人体胸部中央（縦隔）は、骨、大血管系、食道、ることで、必要に応じて照射時間を 0 秒から 33気管などがありＸ線の吸収が大変大きい。一方

ミリ秒まで、照射回数を 3 枚／秒から 18 枚／秒で、肺野はＸ線の吸収は小さく、縦隔と肺野を透まで変えることが可能である。

過したＸ線強度が検出器上で大きく異なることになる。検出器のダイナミックレンジが限られている中で、このことは大きな問題となる。冠動脈系のＸ線撮影では、長いＸ線診断の歴史の中でそれぞれの冠動脈に対して最適な撮影方向（右前斜位、左前斜位など）が設定されており、それぞれの患者に対して、それぞれの撮影方向に対して、強度減弱フィルターとして任意の肺野箇所に厚さ 3 mm、5 mm、7 mm のアルミニウム板を、撮影中に遠隔操作により設置できるＸ線強度調整用フィルターを導入した。
また、加速器の電子ビームサイズを調整することで、得られる単色Ｘ線強度分布を最適化できることも判明し、実際の臨床応用にも適応した。図７には、肺野の状況、人体胸部ファントムを示す。
このファントムは、人体と同等のＸ線吸収がある模型であり、肋骨や脊柱とともに心臓ファントムが設置されている。心臓ファントムには、静脈から造影剤を注入した状況を模擬して重量濃度 5％のヨウ素が左心室、大動脈、冠動脈に封入されている。図８には、このファントムを電子ビームの縦方向の大きさを変えて撮影した結果を示す。図８(a) は 180μm、図８(b) は 230μm でのファントムの撮影結果と単色Ｘ線強度分布である。撮像
は 、 3.3.5 に 記 述 す る II-TV 系 で 行 っ た 。 縦100mm、横 90mm の照射面となっている。

(a) 180μm
図 8(b) 230μm

電子ビームの大きさを変えた場合の人体 胸 部 フ ァ ン ト ム の 撮 影 結 果（ 一 部 の 画 像 は 、PF Activity Report よ り 引 用 ） と そ の 時 の
単 色 Ｘ 線 強 度 分 布 . (b) の 場 合 に 冠 動 脈 系 の識別能が高いことがわかる.
3.3.4

被ばく線量計、患者位置調整装置

被ばく線量計は、校正された透過型電離箱を設置し、患者の被ばく線量を検査中に常時監視できるようにした。放射光は、加速器の特性により被写体への入射方向や入射位置が一般的に固定されている。そのため、目的とする血管系を撮影するために患者の位置を放射光照射中に調整する必要がある。遠隔操作により縦、横、回転方向の位置調整が可能である装置を設置した。
3.3.5

二次元Ｘ線検出器

臨床応用当初は、II-TV 系（TOSHIBA RTP9211G）を導入したが、その後の FPD の発展に伴い、より高 画 質 の 画 像 を 得 る た め に 間 接 変 換 型 FPD（Varian PaxScan 2520）を導入した。II-TV 系に比較して、ダイナミックレンジが広いこと（12bit以上）、デジタルデータを直接的に取得でき、高図 7
ム.

人体胸部の模式図と人体胸部ファント
縦隔部位は X 線の吸収が大きい.

精度の画像処理を行うことができることなどが利点である。II-TV 系、FPD の空間分解能は、それぞれ 170μm、130μm 程度であった。FPD に関し

ては、単色Ｘ線での撮像に関して最適化を行っの診断システムでは、3.3.章に記述した診断シスた。FPD は、入射Ｘ線を電荷に変換する方式の違テムと異なり、空間分解能の高いＸ線検出器が必いによって、間接変換型と直接変換型とに大別さ要となり、これまでにＸ線 CCD 検出器、HARP 検出れる。間接変換型では、Ｘ線は蛍光体（CsI など）器等を用いてきた。表１にはびっ小血管系の撮影とフォトダイオードによって電気信号に変換さ条件の例、図１０にはＸ線 CCD 検出器で撮像されれ、画素ごとに読み出される。直接変換型では、たラットの冠動脈造影結果の一例を示す。通常のＸ線は半導体素子（a-Se 膜や CdTe など）によりＸ線発生装置では識別できない左右の冠動脈系直接電気信号に変換される。

が明瞭に識別できている。
表１3.4. 臨 床 応 用 の 例
図９には、FPD で撮影された造影結果の一例を示す。この画像は、局所領域に作用するデジタル画像フィルターを用いて、目的とする血管系の識別能を向上させている。II-TV 系に比較して、ダイナミックレンジが広いことから、他臓器に重なった部位でもよく識別できている。１枚の画像を得るためのＸ線照射時間は 4 msec、照射間隔は10 images／sec であった。

図 9

冠動脈造影結果の一例（筑波大学循環微小血管系の撮像条件.

加速エネルギー
加速器蓄積電流値
Ｘ線エネルギー
照射面積
照射時間
照射間隔
空間分解能
検出器
蛍光体

図 106.5 GeV60 mA
33.3 keV
25 mm（横）×25 mm（縦）30-150 msec/image
3-30 images/sec
12-24 ㎛
Ｘ線 CCD、Ｘ線 HARP
CsI（厚さ 40 ㎛ ）ラットの冠動脈造影結果の一例（筑器内科グループ提供）. 右冠動脈が識別でき

波大学循環器外科グループ提供）.

る.

図１１には、MTF チャート（Type14）をＸ線 CCD

3.5. 微 小 血 管 系 診 断 シ ス テ ム
冠動脈診断システム開発における知見を活かして、血管系そのものの機序解明、高血圧、がんなどの生活習慣病に関する知見の獲得などを目的として、小動物の直径 100 ㎛程度以下の血管系を描出するための微小血管系診断システムの開発とその応用研究も実施されてきた[15-16]。こ検出器で撮影した結果の一例を示す。図中の数値

は、lp（line pairs）/mm を示す。20 lp/mm まで識別可能であった。

Ｘ線 CCD 検出器に比較して、10 倍から 1000 倍程度感度が向上することが確認されている[18]。

図 11

M TF チ ャ ー ト （ Type 14） の 撮 影 .

図１２には、図１１から計測した空間周波数と相対的解像度（MTF）の関係を示す。

図 13

ラ ッ ト の 下 肢 動 脈 造 影 結 果 の 一 例（ 筑波大学循環器外科グループ提供）.

4. まとめ本テキストでは、放射光の医学応用の一例とし
図 12

M TF の 計 測 結 果 .

HARP（High-gain Avalanche Rushing amorphousPhotoconductor）検出器は、NHK グループが開発してきた高感度、高解像度の可視光用撮像管であるが[17]、撮像管の前にファイバーを経由して蛍光体（CsI など）を装着することで、高空間分解能（10μm 程度）のＸ線画像を 30 images/sec の時間間隔で取得することができる。図１３には、ラットの下肢動脈系の時系列画像を示す。画像間の時間間隔は約 100 msec である。また、HARP 検出器の特色は、アモルファスセレンのターゲットを 108 V/m の強電界で動作させた場合、アバランシェ増倍現象が安定に連続して生じ、画質が良好な状態で極めて高い感度が得られることであり、て放射光単色Ｘ線を用いた血管造影システムの開発とその応用について概説した。現在では、位相コントラストイメージング法を用いた各種医学診断システムも開発されていて、多くの種類のＸ線検出器が利用されている。Ｘ線イメージングの分野では、新しい特性を持つ検出器が出現することで、新しい研究分野、医学診断分野の創設がなされてきた。今後の更なるＸ線検出器の発展に期待したい。講義では、最新の研究成果を提示しながら、医学診断に必要な検出器の特性について考察する。

参 考 文 献[1]

Ｘ線イメージング、飯沼武、舘野之男 編著、（日本生体医工学会 編、コロナ社）[2]

診療放射線技術、山下一也、速水昭宗 編、（立入 弘、稻邑清也 監修、南江堂）[3]

医学診断用 X 線検出器メーカーの例
http://www.toshiba-medical.co.jp/tmd/index.html
http://www.hitachi.co.jp/products/healthcare/
http://www.med.shimadzu.co.jp/
http://www.konicaminolta.jp/
http://www3.gehealthcare.co.jp/
https://www.healthcare.siemens.co.jp/
http://www.philips.co.jp/healthcare[4]

放射光ユーザーのための検出器ガイドー原理と使い方、岸本俊二、田中義人 編（日本放射光学会 監修、講談社）[5]

E. Rubenstein, et al., SPIE 314, 42(1981).

[6]

PF Activity Report など各放射光施設のホームページから最新の研究成果を参照可能.
http://www2.kek.jp/imss/pf/science/publ/acrpubl.html[7]

W. Thomlinson, SR News 24, 2 (2011).

[8]

W. Thomlinson, et al. , Rev. Sci. Instrum. 63,625 (1992).

[9]W-R. Dix, et al., Nucl. Instrum. and Methods
A314, 307 (1992).

[10] H. Moulin, et al., Physica Medica 9, 2 (1993).
[11] Ｘ線回折技術、高良和武、菊田惺志 著（東京大学出版会）などを参照.
[12] S. Ohtsuka, et al., British J. of Radiology 72,
24 (1999).
[13] K. Hyodo, et al., J. of SR S5, 1123 (1998).
[14] S. Ohtsuka, et al., Nucl. Instrum. andMethods A548, 73 (2005).
[15] H. Mori, et al., Circulation 89, 863(1994).
[16] S. Matsushita, et al., Eur. J of Radiology 68S, S84(2008).
[17] K. Tanioka, et al., IEEE Electron Devices Lett.
EDL-8, 392(1987).
[18] T. Miyoshi, et al., J. of SR 15, 281 (2008).