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トピックス

高分解能動画像検出器を使った微小血管造影梅谷啓二

高輝度光科学研究センター

Microangiographic Imaging Using High-Resolution and Real-Time Image Detectors
Keiji UMETANIJapan Synchrotron Radiation Research Institute

Digital microangiography with spatial resolutions of 8 and 11 μm has been carried out at SPring-8 forthe depiction of newly formed blood vessels in an animal model of cancer using two types of detectors. An
X-ray indirect conversion type detector is a ‰uorescent-screen optical-lens coupling system using a high-sensitivity pickup-tube camera. An X-ray direct conversion type detector incorporates an X-ray direct-sensing
pickup tube with a beryllium faceplate for X-ray incidence to the photoconductive layer. Small tumor bloodvessels with diameters of around 20 mm in an immature vascular network produced by angiogenesis (thedevelopment of new blood vessels) were visualized after contrast material injection to the artery. The
microangiography system will be a useful tool for evaluating the microangioarchitecture of malignant
tumors.

.

はじめに略を立てる上で重要である。このためには，造影剤を血管

放射光を使った医学利用の研究は 1970 年代後半から始に注入し，直径 20 ～ 30 mm 程度の血管を画像化する必要

まり1,2) ，その目的は欧米で病気による死亡原因の 1 位をがある。しかし，従来の X 線管球を使った血管造影装置

占める心臓疾患の診断であった。心臓病の診断にはカテー

では200 mm 以上の血管しか画像化できていない。

テルと呼ばれる細いチューブを，心臓自身に血液を供給す

従来の医用 X 線撮影装置では X 線管球から発生する連る冠状動脈に挿入し，造影剤を注入する侵襲性が高い方法

続 X 線を用いるが，撮影画像の濃度分解能や空間分解能しかなかった。このため，比較的侵襲性が低い末梢の静脈の向上に関して限界があった。濃度分解能に関して，連続から造影剤を注入して冠状動脈を診断する装置の開発が研

X 線は画像コントラストにあまり寄与しないエネルギー究の目的であった36) 。また，末梢の静脈から造影剤を注

成分を含み，濃度分解能の向上を制限していた。放射光利入する方式に比べれば侵襲性は増すが，高画質な画像が得用では，分光器で単色化した単色 X 線を用いるため，画られる大動脈起始部に造影剤を注入する方式なども研究の像コントラストに直接に寄与するエネルギーの X 線を使対象となった7)。

える。空間分解能について従来は， X 線管球の焦点サイ

日本では病気による死亡原因の 1 位が癌であり，2 位がズが 300 ～ 600 mm であり，この大きさが X 線像の半影と心臓病，3 位が脳血管疾患となっている。このため放射光なり空間分解能を制限していた。放射光の特長である平行利用研究において日本で発達した分野として，微小血管造性の高さを利用すると，このような制限がなく非常に高分

影8,9) による癌の診断法や治療法の開発を目的とした研究

解能な画像撮影が可能になる。

がある10) 。癌が増殖のために栄養を供給する血管網を回SPring-8 では，限界空間分解能が 8 および 11 mm でありに作り上げること（血管新生1113) ）と，腫瘍の発育とる X 線に対する間接変換型と直接変換型の 2 種類の高分の関連を観察することは，早期診断や新しい癌治療法の戦解能動画像検出器を開発した14,15)。マウス背部皮膚やウサ

財 高輝度光科学研究センター放射光研究所利用研究促進部門 〒679
5198 兵庫県佐用郡三日月町光都 1
1
1

58
0833 FAX: 0791
58
2512 E-mail: umetani＠spring8.or.jp
TEL: 0791

――(C) 2001 The Japanese Society for Synchrotron Radiation Research

放射光第巻第号()

ギ耳介に腫瘍細胞を移植し，腫瘍が移植部位で成長した段階で， SPring-8 のビームライン BL20B2 医学イメージ
ングで高分解能の血管造影を行った。腫瘍の成長に伴い腫瘍を取り囲むように新たに形成された血管網（新生血管）が観察でき，最も細い血管としては20 mm 程度まで画像化できた。この結果，腫瘍増殖とこれに伴う新生血管の構築を，血管中の造影剤の流れにより動的に捉えることが可能
となった。

.

高分解能動画像検出器

X 線に対する間接変換型と直接変換型の 2 種類の動画像検出器に共通するのは，撮像デバイスとして撮像管を使っていることである。一般的な撮像管は全て，性能および小型化に関して優れる CCD に1990年代前半に置き換わった。しかし， CCD よりも高感度なハーピコン撮像管や，X 線を直 接電荷信号に 変換する X 線サチコ ン撮像管など，特殊管と呼ばれる撮像管は現在でも高度な画像計測に

Figure 1. A view of an X-ray indirect conversion type detector.
The detector consists of a beryllium window, a ‰uorescent screen, an
optical mirror, a high numerical aperture lens system and an avalanche multiplication type HARPICON camera. X-rays are converted
into a visible image by the screen, and the mirror de‰ects the luminescent light 90°to the lens system that focuses it on the video
camera.

使われている。特に，高感度高解像度で高速撮影を行う用途に用いられている。
撮像管は直径 26 mm で長さ 160 mm の円筒形の真空管であり，円筒の片端のガラス窓内側に形成された光電変換膜（厚さ 4 mm ）と，電子銃および電子ビーム走査部分から構成される。光電変換膜に可視光像が結像すると，可視
光像は膜内で電荷分布像に変換され，この電荷分布を走査型電子顕微鏡と同じ原理で，電子ビームにより二次元的に走査し電気信号として読み出す。なお， X 線直接変換型
撮像管の場合は，透明ガラス窓の代わりに X 線吸収が小さいベリリウム窓を使い， X 線を電荷信号に直接変換する光電変換膜の厚さは25 mm である。
. 間接変換型画像検出器
蛍光板で X 線像を可視光像に変換し，この可視光像を光学レンズでビデオカメラに結像して検出する方式を用いるのが Fig. 1 に示す間接変換型画像検出器である。 X 線
はベリリウム窓を透過し，その背面にある蛍光板で吸収され可視光像となる。蛍光板の背部にはミラーがあり光軸は曲げられ，可視光像はレンズ系を介して高感度撮像管
90 °Figure 2. A photograph of a spatial resolution chart taken by theindirect-conversion detector. The photograph is a digital zoomed
image of the central portion of the resolution chart. An equivalentpixel size projected onto the ‰uorescent screen area was 7.3 mm. The
numerical values in the image show the widths of the stripes. The
stripes of 8.8 mm in width appear in the image.

カメラに結像する。
蛍光板は Gd2O2S  Tb3＋ 蛍光体から成り，蛍光体層の厚さは10 mm である。光学レンズ系は対物レンズとカメラるため蛍光体層の厚さは 10 mm であり，高エネルギー X

レンズから成るタンデムレンズ系である。対物レンズの焦線に対する検出効率が低いため，間接変換型では低エネル

点距離が50 mm で，カメラレンズが65 mm であり，1.3倍

ギー X 線での利用に有効である。チャートの写真でパの拡大光学系となっている。撮像管の撮像範囲が 9.5 mm

ターンの下の数値は，細長い縞の幅（隙間の幅も同じ）を

× 9.5 mm であるため，蛍光板上での X 線視野は 7.3 mm表している。Figure 2 では8.8 mm 幅のパターンが画像化

×7.3 mm である。1024×1024画素のデジタル画像としてされた。 8.8 mm 幅のパターンでもまだ十分に白黒パター

撮影した場合は，1 画素の大きさが7.3 mm となる。

ンが識別可能であるため，識別限界である検出器としての厚さ23 mm の金薄膜でパターンを形成した分解能測定チ

限界分解能は8.0 mm 辺りであろう。

ャートの撮影画像を Fig. 2 に示す。ここでは， 9.0 keV

光学レンズを使った間接変換型では蛍光板で発生した可のエネルギーの単色 X 線を撮影に使った。分解能を上げ

視光の内で，数程度しか撮像デバイスに達しない16) 。

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このため，撮像デバイスには微弱光画像の検出を要求され，ここでは高感度撮像管ハーピコン17,18)を組み込んだ撮像管カメラを使った。ハーピコンは，可視光を電荷信号に変換するアモルファスセレンを主成分とする光電変換膜
内で，安定したアバランシェ増倍作用により電荷信号を増倍する。撮影に用いたハーピコンは， 64 倍の増倍率を有する撮像管である。電荷信号はカメラ内のアナログデジ
タル変換器で 10 ビットデジタル信号に変換され，専用の画像メモリに記録される。 1024 × 1024 画素× 10 ビット画
像として記録する場合は，最大で30 images/s の速度での撮影が可能である。
. 直接変換型画像検出器
可視光用のハーピコンでは，可視光を電荷信号に変換する光電変換膜の厚さが 4 mm であるが，この厚さを 25 mmにしてアモルファスセレンを主成分とする光電変換膜でFigure 3. A view of an X-ray direct conversion type detector. The
camera head incorporates an X-ray direct-sensing pickup tube
SATICON. Absorbed X-rays in the photoconductive layer of the
tube are directly converted into electron-hole pairs, and signal
charges are read out by electron beam scanning.

直接に X 線を電荷信号に変換して検出するのが， Fig. 3に示す X 線サチコン撮像管を組み込んだ直接変換型画像検出器である。ただし，このサチコンの場合はハーピコンのように信号電荷の増倍作用はない。しかし，間接変換型のように可視光に変換する過程がなく， X 線が電荷信号へ直接に変換されるため，直接変換型では X 線に対する変換効率が高い。このため，直接変換型は間接変換型よりも高感度である。 X 線直接変換型撮像管カメラは，当初
は材料科学分野で実時間トポグラフィのために開発され，1960 年代から使われていた19) 。その後は，ハイビジョン
技術の導入などでの高分解能化が進み現在に至っている。

X 線直接変換型撮像管カメラの場合は，撮像管の撮像範囲である 9.5 mm × 9.5 mm が，そのまま X 線撮影での視野となる。そして， 1024 × 1024 画素のデジタル画像として撮影した場合は， 1 画素の大きさが 9.5 mm となる。

Figure 2 と同じ分解能測定チャートを，直接変換型カメラで撮影した結果を Fig. 4 に示す。ここでは， 33.2 keVのエネルギーの単色 X 線を撮影に使った。この場合は，1画素の大きさ 9.5 mm よりも広い 11.8 mm 幅のパターンから画像化されている。11.8 mm 幅のパターンでもまだコン

Figure 4. A photograph of a spatial resolution chart taken by the
direct-conversion detector. The image was obtained at an input ˆeld
size of 9.5 mm×9.5 mm. A pixel size was 9.5 mm. The stripes of
11.8 mm in width appear in the image.

トラストが十分高いため，識別限界である検出器としての.

限界分解能は11.0 mm 辺りであろう。

動物実験用撮影装置

間接変換型検出器は，感度は低いがレンズ系の倍率の調医学利用実験や新たなイメージング技術の開発を主な目

整で撮影視野サイズが，自由に変更可能であるという特長的として建設された SPring-8 のビームライン BL20B2 医を持つ。直接変換型検出器は，逆に X 線撮影での視野が学  イ メ ー ジ ン グ  で の 装 置 構 成 を Fig. 5 に 示 す 。

固定されているが高感度な撮像デバイスである。直接変換

BL20B2 は偏向電磁石ビームラインであり，二結晶分光器型の場合も間接変換型と同じく，電荷信号はカメラ内でで単色化した X 線を利用する。 BL20B2 は全長が 215 m

10 ビットデジタル信号に変換され，専用の画像メモリにあり SPring-8 では中尺ビームラインと呼ばれており，蓄記録される。 1024 × 1024 画素× 10 ビット画像は， 30 im-

積リング棟から別棟の医学利用実験施設まで延びている。

ages / s の速度で撮影可能である。これら 2 種類の検出器

二結晶分光器には〈311〉面のシリコン結晶が用いられての特長を生かし，被写体に応じて使い分けながら撮影実験

おり，9～70 keV の範囲の単色 X 線が利用可能である。
医学利用実験が可能な実験ハッチは 2 個あり，蓄積リを行った。

ング棟内で光源から42 m の位置に一つと，医学利用実験
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Figure 5. A schematic illustration of the experimental arrangement for microangiographic imaging. The monochromator
produces a ˆxed-exit monochromatic beam, tunable in the range 9
keV to 70 keV. X-ray images of animals transplanted with carcinomas were detected by the indirect- and direct-conversion detectors
after iodine contrast material injection to the artery.

施設内で光源から206 m の位置に一つある。蓄積リング棟のハッチでは，高さ約 5 mm で幅が約 75 mm のビームが利用できる。単色 X 線は25 keV 辺りに強度の最大値があり，蓄積リングのビーム電流が最大の100 mA のとき強度

Figure 6. An image of blood vessels in the transparent chamber inthe skin ‰ap taken by a conventional light microscope. Through thetransparent window, we can observe the backside of living skin, into
which a rodent tumor was transplanted. In the image, `A' shows arteries and `V' shows veins.

は 1×109 photons /s/mm2 である。医学利用実験施設のハッチでは光源からの距離に比例して拡大したビームが利用できるが，逆に強度はビーム断面積の拡大に反比例して減観察窓周りの黒い枠が，背中の皮膚を摘み上げた状態にす

少し，光源から 206 m の位置で 4 ×107 photons /s/mm2 とる固定具の一部である。写真の中で，A は動脈系を示し，なる。

V は静脈系を示している。血管系は一般に動脈と静脈が撮影装置の構成は単純であり，上下左右に動く移動機構

平行して並んでいる。写真のように静脈径は動脈径の数倍に被写体を乗せ撮影部位を調整し，インジェクターで造影の大きさがあり，比較的大きな血管について両者の識別は剤を血管に注入しながら動態画像を撮影する。 X 線での容易である。

撮影視野は蓄積リング棟内のハッチでは，高さ方向が X

ただし，透明観察窓の欠点は，腫瘍の増殖が進むと腫瘍線ビームのサイズである 5 mm に制約されている。 X 線

組織が大きくなり，この結果として不透明化し内部の観察

ビームの横方向幅は 75 mm で十分広く，撮影視野の横幅ができなくなることである。このため，透明観察窓を使う

は検出器の視野サイズで決まる。医学利用実験施設内では，

方法では，腫瘍増殖の初期過程での観察が中心となる。京X 線ビームのサイズが縦20 mm×横300 mm まで広がって

都大学大学院医学研究科腫瘍放射線科学の平岡真寛教授のおり，X 線での撮影視野は検出器の視野サイズで決まる。

グループは，大きくなり不透明化した腫瘍組織を観察するために X 線による微小血管造影を適用した。 Figure 1 に.

マウス腫瘍での撮影実験

示す間接変換型画像検出器を使い9.0 keV のエネルギーのマウスには各種のマウス固有の腫瘍があり，無菌に近い

単色 X 線で Fig. 6 と同じ体重が約25 g のマウスを撮影し状態で飼育したマウスに腫瘍を移植し，腫瘍増殖過程の観た結果を Fig. 7 に示す。撮影では非常に細いカテーテル

察や治療による腫瘍萎縮過程の観察が行われている。マウ（プラスチックチューブ）を頸動脈に挿入し，造影剤を逆スに移植した腫瘍を生きた状態で観察する方法としては，

行性に大動脈まで注入し背部皮膚血管を造影した。

専用の固定具をマウスの背中に付け，背中の皮膚を摘み上

撮影部分は，厚さ約 0.5 mm の皮膚，厚さ約 0.5 mm のげた状態にする。摘み上げられた皮膚は，二枚の皮膚が重腫瘍組織，厚さ約0.2 mm のガラス窓から成り，X 線撮影なった状態となっている。ここで片方の皮膚を円形状に切の被写体としては非常に薄いため，造影剤に対して高コン

り取り，この切り取った跡を塞ぐようにガラス窓を固定す

トラストな画像が得られる9.0 keV という低エネルギーのれば，透明窓を通して残りの皮膚の裏側を観察できる。こ

単色 X 線を使った。透明観察窓の直径は約 6 mm でありの透明観察窓から見た向こう側の皮膚の裏側を，光学顕微

小さく，撮影実験は高さ約 5 mm で幅が約 75 mm のビー鏡で撮影した画像を Fig. 6 に示す。

ムが利用できる蓄積リング棟の光源から 42 m の位置ある

観察窓の存在は生体の生存に全く影響しないため，窓の実験ハッチで行った。撮影での X 線に対する視野は縦 5

中に腫瘍細胞を移植すれば，マウスが常に生きた状態を維mm ×横7.3 mm であった。写真は1024×1024画素×10ビ

持しながら腫瘍増殖過程を観察できる。なお，写真の中でットのデジタル画像で，1 画素の大きさが7.3 mm である。

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カメラを使った間接変換型検出器がたくさん開発されており20)，Fig. 1 の検出器の光学系は，元々は CCD カメラ用に開発された光学系を流用したものである。今後は，倍率が高いレンズを使い，さらに X 線強度が高いビームライ
ンで，血管造影での高分解能化を進める予定である。

.

ウサギ腫瘍での撮影実験

ウサギには VX2 と呼ばれるウサギ固有の腫瘍がある。
体重が約 25 g のマウスに比べて，ウサギの体重は成長す
ると 3 kg 程度になり体が大きく，腫瘍増殖過程などがよりヒトに近い条件で観察できる21) 。しかし，ウサギを使った従来の研究では，ヒトの胃健診に使うバリウム造影剤を血管に注入した後に，ホルマリン固定した標本を作製する。この標本を分解能30 mm 程度であるヒトの乳癌診断用の X 線フィルムで撮影し22) ，静止画像として観察する方
Figure 7. A microangiographic image of the mouse dorsal skin.
Real-time images were obtained by the X-ray indirect-conversion detector after iodine contrast material injection to the artery. In theimage, `A' shows arteries, `V' shows veins and `T' shows an immature vascular network derived by the solid rodent tumor.

法が用いられていた21)。
ウサギの耳介に VX2 を移植し，移植後 7 日目に固定標本を作製して撮影した従来法での撮影画像を Fig. 8 に示す。写真において中心部で血管が密集している部分が，腫瘍の増殖に伴い腫瘍の周りに形成された新生血管である。
ここで，ヒトの診断に使われる血管造影装置は空間分解能

写真は撮影した動画像の中の一枚であり， A で示す動が 200 mm 程度であり，分解能30 mm を必要とする Fig. 8

脈相が濃いが V で示す静脈相が薄く，造影剤が主に動脈のような画像は撮影できない。このため，ウサギを使った相に存在するタイミングでの画像である。 T は腫瘍組織

研究では固定標本を使い，生体での血管造影による観察はを示している。腫瘍増殖に伴う新生血管は血管壁が未熟で従来不可能であった。

あるため，血管壁から造影剤が血管外へ染み出し腫瘍組織

川崎医科大学放射線診断学教室の梶原康正教授および今が染まっている。なお，写真の画像は，時間サブトラクシ

井茂樹助教授のグループは，生体での血管造影による観察ョン法と呼ばれる画像処理を行っている。これは造影剤をを目的として，高分解能な動態画像撮影が可能な放射光で注入した後の画像から，注入前に撮影した画像を引算するの微小血管造影を実施した。 Figure 3 に示す直接変換型処理である。この結果，処理後の画像では造影剤（血管）検出器を使い 33.2 keV のエネルギーの単色 X 線で，体重のみの画像が得られ，これ以外の生体組織による画像成分

が約 3 kg のウサギの耳介において，腫瘍移植後 3 日目にや X 線の強度分布などの画像ノイズ成分は消去され，血撮影した結果を Fig. 9 に示す。撮影では細いカテーテル

管像だけが高感度で画像化できる。

を耳介動脈（ Fig. 8 で中心部を上下方向に向かう腫瘍の解像度チャート画像のパターン幅と比較すると，動脈に横の血管）に挿入して造影剤を注入した。

ついては最小で直径 15 ～ 20 mm の血管まで画像化されて造影剤 には X 線吸収物質 としてヨウ 素が含まれ ておいた。光学顕微鏡像である Fig. 6 と，造影像である Fig.

り，ヨウ素の K 吸収端エネルギーである 33.17 keV より

7 を比較すると，動脈系については同等に画像化されていわずかに高いエネルギーである33.2 keV の単色 X 線は，る。分解能自体は光学顕微鏡像が優るが，腫瘍組織の厚さ

高コントラストな血管造影像を作り出す。マウスに比べウは約0.5 mm あり，この厚さでは顕微鏡の焦点面近くの血サギは大きくよりヒトに近く，将来的なヒトによる臨床研

管は鮮明であるが，焦点面外では造影像よりも不鮮明とな究も考慮して 33.2 keV のエネルギーを選んだ。移植後 7っている。これに対して， X 線透過像である血管造影像

日目の Fig. 8 の腫瘍の大きさは 1 cm 程度である。このたは，当然ながら鮮明さは一様である。また，光学顕微鏡像

め，撮影は大きなビームサイズが得られる医学利用実験施では血管以外の組織や汚れが現れ血管と重なっているが，設の実験ハッチ（光源から206 m の位置）を使った。しか血管造影像では時間サブトラクション法により血管だけがし，この位置では X 線強度が低いため，高感度な直接変選択的に画像化されている。

換型検出器を使った。撮影での X 線に対する視野は検出

間接変換型検出器の特徴は，光学レンズの組み合わせで器の視野と同じで，縦9.5 mm×横9.5 mm であった。写真

倍率を任意に設定できることである。このため，光学顕微は 1024 × 1024 画素× 10 ビットのデジタル画像で， 1 画素

鏡と同じ光学系を使えば，原理的には光学顕微鏡と同じ分の大きさが9.5 mm である。

解能での造影像が撮影可能となる。 SPring-8 では， CCD――

Figure 9 は撮影した動画像の中の一枚であり，動脈相放射光第巻第号()

組織が染まっている。なお， Fig. 9 も Fig. 7 と同様に，画像処理として時間サブトラクション法を適用しており血管像だけが高感度で描出されている。解像度チャート画像のパターン幅と比較すると，動脈については最小で直径20～30 mm の血管まで画像化されていた。
正常組織の血管は， Fig. 8 の腫瘍部分以外のように，滑らかな曲線を描くように形成され，太い血管から細い血管に向かうにつれて順番に枝分かれして行く。しかし，Fig. 9 に画像化された腫瘍血管はいびつな形状であり，太い部分から細い部分に向かうにつれて順番に枝分かれして行くという規則も破られている。分解能 30 mm の Fig.

8 の画像では，このような血管形状のいびつさは明瞭でな
Figure 8. A radiographic image of a rabbit auricle specimen transplanted with the VX2 carcinoma was taken by a conventional X-ray
tube and ˆlm /screen system. At seven days after transplantation, theauricle specimen was ˆxed in formalin after barium contrast material injection to the artery. An immature vascular network is shown inthe central portion of the photograph.

いが，分解能 11 mm の Fig. 9 の画像ならば正常血管との違いが明確である。
ウサギ腫瘍での研究では，腫瘍移植後 1 日目，3 日目，

7 日目のウサギを撮影し，腫瘍の増殖過程の観察を行っており，将来的には正確な癌診断法の開発に役立つであろう。また，抗癌剤注入後の腫瘍血管の時間的な変化を観察することで，各種の抗癌剤による治療効果を評価することができる。また，抗癌剤とは別に，腫瘍増殖に伴う血管新生自体を抑制する血管新生阻害剤の研究が，近年盛んに行われている。血管新生を抑制し腫瘍への栄養分や酸素の供給を抑え，これにより腫瘍自身の増殖を抑制するという方法である。本研究での微小血管造影は，このような新たな治療薬の薬効評価にも役立つであろう。

.

おわりに

平成10年度における国民医療費総額は29.8兆円であり，一般会計予算における歳出額である約 80 兆円と比較すると医療費の過大さは明らかである。さらに高齢人口比率の増加に伴い，この医療費は毎年増加傾向にある。癌，心疾患，脳血管疾患などの三大疾患による死亡率の低減と，国家財政を圧迫する国民医療費の低減は国家的な重要課題であり，三大疾患の早期における発見と早期における治療
Figure 9. A microangiographic image of the rabbit auricle obtained after iodine contrast material injection to the auricular artery.
Using the X-ray direct-conversion detector, real-time images weretaken at three days after transplantation of the VX2 carcinoma.
Black arrowheads show a vascular network derived by the solid
tumor.

が，現代における医学研究の主な目的となっている。
微小血管造影を手段とした悪性腫瘍に伴う新生血管の観察について述べてきたが，三大疾患の残りの心疾患や脳血管疾患はいずれも血管性疾患であり，微小血管造影による研究対象となっている。医学研究における新たなモダリテ
ィの一つとして，従来の血管造影よりも空間分解能が一桁および静脈相の両方が十分造影されたタイミングでの画像以上高い放射光微小血管造影を，三大疾患の早期におけるで，画像の中心部に丸い塊のように矢じりで示す新生血管発見と早期における治療のための研究に役立てて行きたい。

が現れている。この腫瘍は移植後 3 日目で，大きさは 5～6 mm である。画像左側の上下方向に向かう血管が耳介動

謝辞脈であり， Fig. 8 では中心部を上下方向に向かう血管に本研究において，マウス腫瘍の実験を実施された京都大対応している。この比較からも，静止画像で空間分解能

学大学院医学研究科腫瘍放射線科学の平岡真寛教授，板坂

30 mm の Fig. 8 に対し，動画像で分解能 11 mm の画像の聡氏，小倉昌和氏，兵庫県立尼崎病院の木村弘之医長に感画質の高さは明らかである。マウス腫瘍に比べれば少ない謝致します。また，ウサギ腫瘍の実験を実施された川崎医が，この場合も血管壁から造影剤が血管外へ染み出し腫瘍

科大学放射線診断学教室の梶原康正教授，今井茂樹助教

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放射光

授，山下武則氏，前原信直氏に感謝の意を表します。撮影
装置については，撮像管 X 線サチコンおよびハーピコンの開発に関して，浜松ホトニクス株式会社の平井忠明氏，

9)

河合敏昭氏，鈴木克彦氏に感謝の意を表します。また，高精細カメラの開発において，日立電子テクノシステム株式会社の高橋定男氏に感謝致します。

参考文献
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第巻第号

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