CN102579063A - 放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统 - Google Patents

放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN102579063A
CN102579063A CN2011104468426A CN201110446842A CN102579063A CN 102579063 A CN102579063 A CN 102579063A CN 2011104468426 A CN2011104468426 A CN 2011104468426A CN 201110446842 A CN201110446842 A CN 201110446842A CN 102579063 A CN102579063 A CN 102579063A
Authority
CN
China
Prior art keywords
grating
radiation
radiation source
ray
big
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN2011104468426A
Other languages
English (en)
Inventor
桑原孝夫
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Publication of CN102579063A publication Critical patent/CN102579063A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/20—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials
    • G01N23/20075—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials by measuring interferences of X-rays, e.g. Borrmann effect
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging

Abstract

本发明提供了一种放射摄影成像装置，包括：辐射源，其照射通过反康普顿散射而产生的辐射；第一光栅，在该第一光栅处并排形成衍射或吸收辐射的第一构件，使得其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大，第一光栅利用第一构件衍射或者吸收从辐射源照射的辐射；第二光栅，其布置在一位置处，在所述位置处通过由第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot干涉，并且在所述位置处并排形成吸收辐射的第二构件，使得其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大；以及辐射检测器，其检测已经通过第二光栅的辐射。

Description

放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统
技术领域
本发明涉及一种放射摄影成像装置和放射摄影成像系统，并且特别地涉及一种放射摄影成像装置和放射摄影成像系统，其使用Talbot(塔尔博特)干涉来捕获放射摄影图像。
背景技术
X射线的特性是其根据构成材料的元素的原子序数以及材料的密度和厚度而衰减。因此，X射线用作用于观察成像对象的内部的探测器。使用X射线的成像广泛地应用于诸如医疗诊断、非破坏性检查等等的领域。
在通常的X射线成像系统中，将成像对象布置在辐射X射线的X射线源与检测X射线的X射线图像检测器之间。从X射线源朝向X射线图像检测器辐射的X射线根据到X射线检测器的路径上存在的材料的特性(例如，原子序数、密度以及厚度)的差异而衰减(吸收)，并且入射到X射线图像检测器的像素上。因此，成像对象的X射线吸收图像由X射线图像检测器检测并且被转换为图像。除了X射线感光纸和膜、光敏磷等等的组合之外，广泛地使用了采用半导体电路的平板检测器(FPD)作为X射线图像检测器。
然而，由于在由小原子序数的元素形成的材料中X射线吸收较低，因此，在作为生物软组织或者软材料等等的X射线吸收图像的图像中，没有获得足够的光和阴影(对比度)。例如，构成人体中的关节的软骨部分和软骨部分周围的滑液都几乎整体由水构成，因此，两者的X射线吸收量之间的差异很小。因此，难以获得其间的对比度。
因此，近年来，已经对基于由成像对象引起的X射线相位变化(角变化)而不是由成像对象引起的X射线强度变化来获得图像(以下称为相位对比图像)的X射线相位成像进行了研究。已知的是，通常，当X射线入射在物体上时，X射线相位与物体的相互作用比X射线强度与物体的相互作用更强。因此，即使在具有低X射线吸收的弱吸收物体的情况下，也能够利用使用相位差的X射线相位成像获得高对比度图像。作为该X射线相位成像的一种，近年来已经提出了X射线成像系统(例如，参见日本专利申请特开(JP-A)No.2008-14511和No.2008-200361)，其使用由两个透射衍射光栅(相位光栅和吸收光栅)以及X射线图像检测器构成的X射线Talbot干涉仪。
在用作辐射源的现有技术X射线管中，当施加的管电压改变并且产生X射线时，峰值能量改变并且产生了具有不同能量的X射线。X射线的能量和X射线的波长λ具有关系E＝hc/λ(h是普朗克常数并且c是光速)，并且对于不同的能量E，波长λ是不同的。即，在由现有技术的X射线管产生的X射线中包括具有多个不同波长的X射线。
因此，作为用于产生具有均匀波长特性的X射线的技术，已经提出了下述技术(JP-A No.2002-162371)，其中激光被使得与加速电子束碰撞，并且通过反康普顿散射产生X射线。
因为X射线Talbot干涉仪提供了基于由成像对象引起的X射线相位改变的相位对比图像，因此优选的是通过照射具有均匀波长特性的X射线来执行成像。
因此，正在考虑使用通过反康普顿散射产生X射线的辐射源。
然而，在激光和电子束之间的碰撞点处，通过反康普顿散射产生的X射线根据角度而变化，其中相对于电子束的行进的方向成较大角度的X射线具有较低的能量和较长的波长。
因此，如果通过反康普顿散射产生X射线的辐射源简单地用在X射线Talbot干涉仪中，那么由于通过Talbot干涉形成自图像的距离随着X射线的波长而变化，因此不会提供优异的相位对比图像。
发明内容
已经鉴于上述问题做出本发明，并且本发明的目的在于提供一种放射摄影成像装置和放射摄影成像系统，其能够当使用照射通过反康普顿散射得到的辐射的辐射源时提供优异的相位对比图像。
为了实现上述目的，本发明的第一方面提供一种放射摄影成像装置，包括：
辐射源，其照射通过反康普顿散射产生的辐射；
第一光栅，在该第一光栅处，并排形成衍射或吸收辐射的第一构件，从而其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大，第一光栅利用第一构件衍射或者吸收从辐射源照射的辐射；
第二光栅，其布置在一位置处，在所述位置处通过由第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot干涉，并且在所述位置处并排形成吸收辐射的第二构件，从而其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大；以及
辐射检测器，其检测已经通过第二光栅的辐射。
在本发明中，从辐射源照射通过反康普顿散射产生的辐射。从辐射源照射的辐射由在第一光栅处并排形成并且偏转或者吸收辐射的多个第一构件衍射，并且产生Talbot效应。由第一光栅衍射或者吸收的辐射由布置在通过由第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot干涉的位置处的第二光栅透射和吸收。通过第二光栅透射的辐射由辐射检测器检测。
在本发明中，第一光栅的第一构件和第二光栅的第二构件被形成为使得：在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方，则构件之间的间距越大。
因此，根据本发明的第一方面，由于第一光栅的第一构件和第二光栅的第二构件形成为使得：离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大，则构件之间的间隔越大，即使从诸如照射通过反康普顿散射产生的辐射的辐射源的辐射源照射的辐射根据角度而变化，通过由第一构件衍射的辐射产生Talbot干涉的位置也可以被保持在特定范围内。因此，即使使用了照射通过反康普顿散射产生的辐射的辐射源，也可以获得优异的相位对比图像。
本发明的第二方面提供了根据第一方面的放射摄影成像装置，其中第一构件形成为使得第一构件之间的间距与来自辐射源的、在第一光栅的相应位置处照射的辐射的波长λ的平方根成比例地变大。
本发明的第三方面提供了根据第一方面或者第二方面的放射摄影成像装置，其中用于形成第二构件的间距比第一光栅的第一构件的间距大从辐射源到第二光栅的距离与从辐射源到第一光栅的距离的比率。
本发明的第四方面提供了根据第一方面或第二方面的放射摄影成像装置，其中
辐射源能够分离地照射具有不同能量的辐射，并且
准备多个第一光栅和第二光栅，其中第一构件之间的间距以及第二构件之间的间距进行不同程度地改变，并且第一光栅和第二光栅是能够交换的。
本发明的第五方面提供了根据第四方面的放射摄影成像装置，其中辐射源根据待成像的部分的厚度和类型中的至少一个分离地照射具有不同能量的辐射。
本发明的第六方面提供了根据第一方面或第二方面的放射摄影成像装置，其中第一光栅的第一构件和第二光栅的第二构件形成为使得其厚度在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方越薄。
本发明的第七方面提供了一种放射摄影成像系统，其包括：
辐射源，其照射通过反康普度散射产生的辐射；
第一光栅，在该第一光栅处，并排形成衍射或吸收辐射的第一构件，使得其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大，第一光栅利用第一构件衍射或者吸收从辐射源照射的辐射；
第二光栅，其布置在一位置处，在所述位置处通过由第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot干涉，并且在所述位置处并排形成吸收辐射的第二构件，使得其间距在离从辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大；以及
辐射检测器，其检测已经通过第二光栅的辐射。
因此，根据本发明，通过与根据第一方面相同的操作，即使在使用照射通过反康普顿散射产生的辐射的辐射源时，也可以提供优异的相位对比图像。
根据本发明，提供了有利效果，其中，即使在使用照射通过反康普顿散射产生的辐射的辐射源时，也可以获得优异的相位对比图像。
附图说明
将基于下面的附图详细地描述本发明的示例性实施例，其中：
图1是示出与示例性实施例相关的X射线成像装置的示意性结构的示意图；
图2是示出与示例性实施例相关的辐射源的结构的结构图；
图3是如下的视图，其示出从辐射源照射的X射线的能量的变化为从中心开始在能量上成比例减小；
图4是示出与示例性实施例相关的第一光栅的结构的剖面图；
图5是示出与示例性实施例相关的第一光栅的结构的平面图；
图6是示出与示例性实施例相关的第二光栅的结构的剖面图；
图7是示出与示例性实施例相关的第二光栅的结构的平面图；以及
图8是示出与示例性实施例相关的X射线装置的示意性结构的透视图。
具体实施方式
图1示出了图示与本示例性实施例相关的X射线装置10的示意性结构的示意图。
作为主要结构，与本示例性实施例相关的X射线装置10设置有辐射源12、衍射光栅14(第一光栅)、吸收光栅16(第二光栅)以及包括诸如FPD等等的X射线图像检测器18的成像部19。
与本示例性实施例相关的辐射源12是如下的辐射源，其使激光与电子束碰撞并且通过反康普顿散射产生X射线。通过辐射源12产生的X射线经由衍射光栅14和吸收光栅16照射在成像部19的X射线图像检测器18处。
衍射光栅14对入射的X射线进行衍射。吸收光栅16以通过Talbot干涉效应形成通过衍射光栅14衍射的X射线的自图像的预定Talbot干涉距离而布置在下游。吸收光栅16通过衍射光栅14的自图像与吸收光栅16的重叠产生摩尔条纹。通过未示出的移动机构，可以使得吸收光栅16基本上平行于衍射光栅14的面而移动。
图2示出了图示与本示例性实施例相关的辐射源12的结构的结构图。
辐射源12设置有电子束产生装置20和激光产生装置40。使得电子束E和激光L碰撞，并且产生X射线以用作通过反康普顿散射所得的辐射。
电子束产生装置20设置有电子枪22、线性加速管24、第一偏转磁体26、第二偏转磁体28、真空室30和电子束积存器(dump)32。
线性加速管24利用从没有示出的高频电源以预定频率(例如11.424GHz)提供的微波来加速入射的电子束。
电子枪22是产生电子束的装置。电子枪22产生与提供到线性加速管24的微波的频率同步的脉冲式的电子束。通过电子枪22产生的电子束入射在线性加速管24上，并且在线性加速管24内部加速。
已经通过线性加速管24的电子束E入射在第一偏转磁体26处。第一偏转磁体26利用磁场来弯曲入射的电子束E的路径，并且使电子束E在真空室30中沿着预定的直线路径34行进。已经在真空室30中沿着直线路径34行进的电子束E入射在第二偏转磁体28处。第二偏转磁体28利用磁场来弯曲入射的电子束E的路径，并且将电子束E引导到电子束积存器32。
电子束积存器32捕获已经沿着直线路径34行进的电子束E，并且防止电子束E的泄漏。
激光产生装置40设置有激光装置42和激光反射镜44和46。
激光装置42产生脉冲式的激光L。通过激光装置42产生的激光L依序由激光反射镜44和46反射，并且被引导为在真空室30中与前述直线路径34交叉。
在直线路径34与激光L的交叉点48处，电子束E和激光L碰撞，发生反康普顿散射，并且产生X射线。
X射线逸出窗30A形成在真空室30中与直线路径34成一直线。X射线逸出窗30A由具有对于X射线的高透射率的材料构成，例如由具有高X射线透射率的金属(诸如铍)、塑料、玻璃等等形成。在交叉点48处产生的X射线通过X射线逸出窗30A发射到外部，并且照射在图1中所示的衍射光栅14处。
现在，通过反康普顿散射产生的X射线根据角度而改变，并且对于其相对于电子束E和激光L碰撞处的电子束的行进方向成较大角的X射线来说，该X射线的能量较低并且波长较大。
图3示出根据离中心的距离的X射线能量的变化，所述变化为从中心开始在能量上成比例减小，其中，所述中心与电子束E和激光L碰撞处的电子束的行进方向成一直线。
如图3中所示，在电子束E和激光L碰撞处的能量束的行进方向用作中心的情况下，通过反康普顿散射产生的X射线能量以同心圆扩散，其中，中心处的能量较高并且能量朝着边缘减小。换言之，X射线相对于电子束E和激光L碰撞处的能量束的行进方向所成的角度越大，则波长越长并且能量越低。
通过反康普顿散射产生的X射线的能量与电子束E的能量的平方成比例，并且与激光L的波长成反比。
辐射源12能够改变电子束E的能量。因此，通过反康普顿散射产生的X射线的能量可以改变。
在本示例性实施例中，具有恒定波长的激光L与电子束E碰撞，并且产生的X射线的能量的角分布保持恒定。辐射源12和衍射光栅14之间的距离被设置为特定的位置关系。衍射光栅14与从电子束E与激光L碰撞的点在电子束E与激光L碰撞处电子束的行进方向中延伸的直线交叉的位置用作中心位置，并且离该中心位置的距离越大，X射线的波长越长。因为辐射源12和衍射光栅14之间的距离被设置为特定的关系，因此根据衍射光栅14处它们的位置来设置照射的X射线的波长。
图4示出了图示与本示例性实施例相关的衍射光栅14的结构的剖面图，并且图5示出了图示与本示例性实施例相关的衍射光栅14的结构的平面图。
如图4中所示，衍射光栅14设置有基板60和光栅构件62(第一构件)，其安装在基板60处。基板60是具有X射线的高透射率的材料就已经是足够的；例如，可以使用玻璃。优选的是，如果光栅构件62是具有X射线的低透射率的构件；例如，则可以使用金属。光栅构件62为照射的X射线提供了从大约80°到100°(理想地90°)的相位调制，这构成了已知的相位衍射光栅。当衍射光栅14是利用光栅构件62衍射辐射的相位衍射光栅时，优选的是，如果光栅构件62的厚度变为匹配X射线的波长变化，则优选为至少1μm并且至多10μm。
接下来，描述发生Talbot干涉的条件。
当衍射光栅14是相位衍射光栅时，根据下面的表达式(1)找到通过Talbot干涉效应而形成衍射光栅14的自图像的Talbot干涉距离Z1。
Z1＝(m+1/2)×(d1×d2)/λ        (1)
在该表达式中，m是整数，d1是衍射光栅14的光栅构件62的间距，d2是吸收光栅16的光栅构件72的间距，并且λ是X射线的波长。
吸收光栅16的间距d2被建立为满足关于衍射光栅14的间距d1的下面的表达式。
d2＝(Z0+Z1)×d1/Z0        (2)
这里Z0是从辐射源12到衍射光栅14的距离。
例如，如果m＝0，则根据表达式(1)和(2)，Talbot干涉距离Z1如下。
Z1＝(d1 2/2λ)×(Z0×Z1)/Z0            (3)
因此，
Z1＝Z0d1 2/(2λZ0-d1 2)         (4)
现在，如上所述，通过辐射源12产生的X射线根据角度改变，并且对于其相对于电子束E和激光L碰撞处的电子束的行进方向成较大角的X射线，X射线的波长λ较大。因此，例如，如果衍射光栅14的光栅构件62的间距d1是固定值，那么Talbot干涉距离Z1将随着X射线的波长λ而变化。
因此，为了在本实施例中使Talbot干涉距离Z1恒定，如图5中所示，基板60上的光栅构件62形成为弯曲，从而光栅构件62的间距在离中心位置C的距离较大的地方较大，该中心位置C是与从电子束E和激光L之间的碰撞点在碰撞处电子束行进的方向上延伸的线交叉的位置。具体地，根据上面的表达式(3)，衍射光栅14的相应位置处的光栅构件62的间距d1发生变化，使得相对于在那些位置处照射的X射线的波长λ，d1＝(2λZ0Z1/(Z0+Z1))1/2。
在吸收光栅16处，如图6中所示，多个光栅构件72(第二构件)形成为安装在基板70上，该基板70由具有X射线的高透射率的构件形成，与衍射光栅14类似。如图7中所示，吸收光栅16形成为满足上面的表达式(2)。即，吸收光栅16的光栅构件72的间距d2比衍射光栅14的光栅构件62的间距d1大吸收光栅16离辐射源12的距离(Z0+Z1)与衍射光栅14离辐射源12的距离Z0的比率。
接下来，将会描述本示例性实施例的操作。
在X射线装置10中，当将对相位对比图像成像时，如图8中所示，在待成像的部分B位于设置了辐射源12的衍射光栅14的一侧的状态下，从辐射源12照射X射线。
通过辐射源12产生的X射线通过待成像的部分B，并且经由衍射光栅14和吸收光栅16照射在成像部19的X射线图像检测器18处。
从辐射源12照射的X射线根据角度而变化。X射线相对于电子束E和激光L碰撞处电子束的行进方向所成的角度越大，X射线的能量越低，并且X射线的波长越长。
然而，在本示例性实施例中，因为衍射光栅14的光栅构件62的间距形成为使得在相应位置处，与照射在那些位置处的X射线的波长λ相关地，d1＝(2λZ0Z1/(Z0+Z1))1/2，可以在离衍射光栅14的Talbot干涉距离Z1＝d1d2/2λ处的位置处，通过Talbot干涉效应形成自图像。结果，在离衍射光栅14距离Z1的位置处布置的吸收光栅16上产生摩尔条纹。
因此，与现有技术类似，在与本示例性实施例相关的X射线装置10中，可以通过条纹扫描方法获得相位对比图像，在条纹扫描方法中，通过X射线图像检测器18成像多个图像，同时通过未示出的移动机构以预定间距的步长平移吸收光栅，并且根据通过X射线图像检测器18获得的相应像素值的变化，获取通过成像对象折射的X射线的角分布(相移的差分图像)。注意的是，当计算相位对比时，需要考虑不同位置处衍射光栅的间距的差异。
因此，根据本示例性实施例，因为衍射光栅14的光栅构件62和吸收光栅16的光栅构件72形成为使得光栅构件62和光栅构件72之间的间距在离从辐射源12照射的辐射的中心位置的距离较大的地方较大，因此，即使当使用照射通过反康普顿散射所得的辐射的辐射源时，也可以获得优异的相位对比图像。
以上，已经使用以上示例性实施例描述了本发明，但是本发明的技术范围不限于在以上示例性实施例中描述的范围。在不偏离本发明的精神的范围内，可以对以上示例性实施例应用大量修改和改进，并且本发明的技术范围将涵盖这些修改和/或改进应用的模式。
例如，在以上示例性实施例中，描述了衍射光栅14是相位衍射光栅的结构，但是本发明不限于此。例如，衍射光栅14可以构造为吸收光栅。如果衍射光栅14是利用光栅构件62吸收辐射的吸收光栅，则优选的是，在吸收光栅中，光栅构件62的厚度为10μm至100μm。当衍射光栅14是吸收光栅时，根据下面的表达式(5)获得在该处通过Talbot干涉效应形成自图像的Talbot干涉距离。
Z1＝m×d1d2/λ        (5)
这里d1和d2满足表达式(2)。当衍射光栅14是吸收光栅时，如果例如m＝1，则衍射光栅14的衍射构件62之间的间距形成为使得关于在相应位置处照射的X射线的波长λ，d1＝(λZ0Z1/(Z0+Z1))1/2。因此，可以在Talbot干涉距离Z1＝d1d2/λ的位置处通过Talbot干涉效应形成自图像。如图7中所示，与衍射光栅14类似地，吸收光栅16形成为使得，假设Z0是从辐射源12到衍射光栅14的距离，那么d2＝d1×(Z0+Z1)/Z0。因此，可以可靠地利用通过衍射光栅14衍射的X射线获得图像。
在以上示例性实施例中，描述了下述结构，其中，衍射光栅14的衍射构件62的厚度基本上相等。然而，由于衍射光栅14的衍射构件62的间距随着在相应位置处照射的X射线的波长λ而变化，因此，光栅构件62可以形成为使得在离中心位置C的距离较大的地方厚度较薄，中心位置C是与从电子束E和激光L之间的碰撞点在碰撞处的电子束的行进方向上延伸的线交叉的位置。因此，透射通过衍射光栅14的X射线的量的差异可以保持为很小。
在以上示例性实施例中，描述了下述情况，其中具有恒定波长的激光L和电子束E通过辐射源12碰撞，并且产生的X射线的能量的角分布保持恒定，但是本发明不限于此。例如，电子束E的能量可以根据待成像部的厚度和类型中的一者或两者而变化，并且可以从辐射源12分离地照射具有不同能量的辐射。在该情况下，可以准备光栅构件62和光栅构件72的间距不同程度变化的多个衍射光栅14和吸收光栅16，其中，光栅构件62和光栅构件72之间的间隔根据在成像期间根据待成像的部分的类型和厚度而将从辐射源12照射的X射线的能量的角分布而变化，并且用户可以交换衍射光栅14和吸收光栅16。
在以上示例性实施例中，描述了下述结构，其中X射线装置10具有辐射源12、衍射光栅14、吸收光栅16、和包括X射线图像检测器18的成像部19，但是本发明不限于此。例如，辐射源12、衍射光栅14、吸收光栅16、和成像部19可以分别是分离的装置并且构成放射摄影成像系统。
此外，在上述示例性实施例中描述的结构是示例性的。显然的是，在不偏离本发明的精神的范围内，可以移除不需要的部分，可以添加新的部分，并且可以改变连接状况等等。

Claims (7)

1.一种放射摄影成像装置，其包括：
辐射源，其照射通过反康普顿散射产生的辐射；
第一光栅，在所述第一光栅处并排形成衍射或吸收辐射的第一构件，使得其间距在离从所述辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大，所述第一光栅利用所述第一构件衍射或者吸收从所述辐射源照射的辐射；
布置在一位置处的第二光栅，在所述位置处通过由所述第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot(塔尔博特)干涉，并且在所述位置处并排形成吸收辐射的第二构件，使得其间距在离从所述辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大；以及
辐射检测器，其检测已经通过所述第二光栅的辐射。
2.根据权利要求1所述的放射摄影成像装置，其中，所述第一构件形成为使得所述第一构件之间的间距与来自所述辐射源的在所述第一光栅的相应位置处照射的辐射的波长λ的平方根成比例地变大。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的放射摄影成像装置，其中，所述第二构件形成有间距，所述第二构件的间距比所述第一光栅的所述第一构件的间距大从所述辐射源到所述第二光栅的距离与从所述辐射源到所述第一光栅的距离的比率。
4.根据权利要求1或权利要求2所述的放射摄影成像装置，其中，所述辐射源能够分离地照射具有不同能量的辐射，并且
准备多个第一光栅和第二光栅，其中，所述第一构件之间的间距以及所述第二构件之间的间距具有不同的变化程度，并且所述第一光栅和所述第二光栅是能够交换的。
5.根据权利要求4所述的放射摄影成像装置，其中，所述辐射源根据待成像的部分的厚度和类型中的至少一个而分离地照射具有不同能量的辐射。
6.根据权利要求1或权利要求2所述的放射摄影成像装置，其中，所述第一光栅的第一构件和所述第二光栅的第二构件形成为使得其厚度在离从所述辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越薄。
7.一种放射摄影成像系统，其包括：
辐射源，其照射通过反康普度散射产生的辐射；
第一光栅，在所述第一光栅处并排形成衍射或吸收辐射的第一构件，使得其间距在离从所述辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大，所述第一光栅利用所述第一构件衍射或者吸收从所述辐射源照射的辐射；
布置在一位置处的第二光栅，在所述位置处通过由所述第一光栅衍射或者吸收的辐射产生Talbot干涉，并且在所述位置处并排形成吸收辐射的第二构件，使得其间距在离从所述辐射源照射的辐射的中心位置的距离越大的地方则越大；以及
辐射检测器，其检测已经通过所述第二光栅的辐射。
CN2011104468426A 2011-01-12 2011-12-28 放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统 Pending CN102579063A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011004273A JP5208224B2 (ja) 2011-01-12 2011-01-12 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム
JP2011-004273 2011-01-12

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN102579063A true CN102579063A (zh) 2012-07-18

Family

ID=46455251

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2011104468426A Pending CN102579063A (zh) 2011-01-12 2011-12-28 放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20120177181A1 (zh)
JP (1) JP5208224B2 (zh)
CN (1) CN102579063A (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105142524A (zh) * 2014-02-10 2015-12-09 约翰斯·霍普金斯大学 处于高能量的x射线相衬成像和ct的大视场光栅干涉仪
CN106232008A (zh) * 2014-06-16 2016-12-14 皇家飞利浦有限公司 计算机断层摄影(ct)混合数据采集

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010027596B4 (de) * 2010-07-19 2015-04-23 Siemens Aktiengesellschaft Verwendung eines Gitters in einem Phasenkontrast-Röntgensystem und Phasenkontrast-Röntgensystem
EP3066670B1 (en) * 2013-11-05 2017-06-28 Koninklijke Philips N.V. X-ray imaging device with fast spatial modulation of photon flux
KR102098035B1 (ko) 2015-08-12 2020-04-08 에이에스엠엘 네델란즈 비.브이. 계측 방법, 방사선 소스, 계측 장치 및 디바이스 제조 방법

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005013572A (ja) * 2003-06-27 2005-01-20 Fuji Photo Film Co Ltd 画像情報処理方法及び装置、並びに、画像情報処理プログラム
DE102006015356B4 (de) * 2006-02-01 2016-09-22 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erzeugung projektiver und tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit einem Röntgen-System
JP2008200361A (ja) * 2007-02-21 2008-09-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム
JP5586986B2 (ja) * 2010-02-23 2014-09-10 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置
JP2012075798A (ja) * 2010-10-05 2012-04-19 Fujifilm Corp 放射線撮影装置、放射線撮影システム、画像処理装置及びプログラム
JP2012125423A (ja) * 2010-12-15 2012-07-05 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105142524A (zh) * 2014-02-10 2015-12-09 约翰斯·霍普金斯大学 处于高能量的x射线相衬成像和ct的大视场光栅干涉仪
CN106232008A (zh) * 2014-06-16 2016-12-14 皇家飞利浦有限公司 计算机断层摄影(ct)混合数据采集
CN106232008B (zh) * 2014-06-16 2018-01-16 皇家飞利浦有限公司 计算机断层摄影(ct)混合数据采集

Also Published As

Publication number Publication date
JP5208224B2 (ja) 2013-06-12
JP2012143405A (ja) 2012-08-02
US20120177181A1 (en) 2012-07-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5127249B2 (ja) Ｘ線装置の焦点‐検出器装置のｘ線光学透過格子
JP5158699B2 (ja) Ｘ線撮像装置、及び、これに用いるｘ線源
JP5583336B2 (ja) 干渉計デバイス及び干渉法
JP5601909B2 (ja) Ｘ線撮像装置及びこれを用いるｘ線撮像方法
WO2007125833A1 (ja) Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法
US9269469B2 (en) Arrangement and method for inverse X-ray phase contrast imaging
CN102579063A (zh) 放射摄影成像装置以及放射摄影成像系统
JP2012254294A (ja) 多焦点ｘ線位相コントラスト・イメージング・システム
RU2012101313A (ru) Наклонные дифракционные решетки и способ изготовления наклонных дифракционных решеток
US20160035450A1 (en) Talbot interferometer, talbot interference system, and fringe scanning method
Stutman et al. Talbot-Lau x-ray interferometry for high energy density plasma diagnostic
Monnin et al. Quantitative characterization of edge enhancement in phase contrast x‐ray imaging
EP3538879B1 (en) Grating-based phase contrast imaging
US20180192973A1 (en) Imaging with modulated x-ray radiation
CN100526979C (zh) 基于能量识别的x射线位相成像非相干散射消除装置
US20200011812A1 (en) Radiographic image generating device
JP7281829B2 (ja) 放射線画像生成装置
JP6641725B2 (ja) Ｘ線撮影装置
El-Ghazaly et al. X-ray phase contrast imaging at MAMI
WO2018111170A1 (en) X-ray absorbing gratings for phase contrast imaging
Huang et al. High-resolution and high-contrast bio-medical X-ray imaging by using synchrotron radiation in the PLS
Stutman et al. Towards high-sensitivity and low-dose medical imaging with laser x-ray sources
JP2020038153A (ja) 放射線画像生成装置
Ghazaly X-ray phase contrast imaging at the Mainz microtron MAMI

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20120718