CN108720857B - X射线相位差摄像系统 - Google Patents

X射线相位差摄像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN108720857B
CN108720857B CN201810365342.1A CN201810365342A CN108720857B CN 108720857 B CN108720857 B CN 108720857B CN 201810365342 A CN201810365342 A CN 201810365342A CN 108720857 B CN108720857 B CN 108720857B
Authority
CN
China
Prior art keywords
grating
image
fourier transform
peak
ray
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.)
Active
Application number
CN201810365342.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108720857A (zh
Inventor
森本直树
白井太郎
土岐贵弘
佐野哲
堀场日明
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.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu 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
Priority claimed from JP2018035646A external-priority patent/JP7031371B2/ja
Application filed by Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Publication of CN108720857A publication Critical patent/CN108720857A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108720857B publication Critical patent/CN108720857B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00Investigating 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
    • G01N23/02Investigating 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
    • G01N23/04Investigating 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
    • G01N23/041Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06Diaphragms
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291Apparatus 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
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48Diagnostic techniques
    • A61B6/484Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5264Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/547Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving tracking of position of the device or parts of the device
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58Testing, adjusting or calibrating apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/582Calibration
    • A61B6/583Calibration using calibration phantoms
    • A61B6/584Calibration using calibration phantoms determining position of components of the apparatus or device using images of the phantom
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00Investigating 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
    • G01N23/20Investigating 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
    • G01N23/20008Constructional details of analysers, e.g. characterised by X-ray source, detector or optical system; Accessories therefor; Preparing specimens therefor
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00Investigating 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
    • G01N23/20Investigating 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
    • G01N23/20075Investigating 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
    • GPHYSICS
    • G16INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16HHEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/20ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for computer-aided diagnosis, e.g. based on medical expert systems
    • GPHYSICS
    • G21NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21KTECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/06Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diffraction, refraction or reflection, e.g. monochromators
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/41Refractivity; Phase-affecting properties, e.g. optical path length
    • G01N2021/4173Phase distribution
    • G01N2021/4186Phase modulation imaging
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/05Investigating materials by wave or particle radiation by diffraction, scatter or reflection
    • G01N2223/064Investigating materials by wave or particle radiation by diffraction, scatter or reflection interference of radiation, e.g. Borrmann effect
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/30Accessories, mechanical or electrical features
    • G01N2223/302Accessories, mechanical or electrical features comparative arrangements
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/30Accessories, mechanical or electrical features
    • G01N2223/313Accessories, mechanical or electrical features filters, rotating filter disc
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01NINVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/30Accessories, mechanical or electrical features
    • G01N2223/32Accessories, mechanical or electrical features adjustments of elements during operation
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01TMEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914Measurement of spatial distribution of radiation
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20Special algorithmic details
    • G06T2207/20048Transform domain processing
    • G06T2207/20056Discrete and fast Fourier transform, [DFT, FFT]
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00Image analysis
    • G06T7/20Analysis of motion
    • G06T7/262Analysis of motion using transform domain methods, e.g. Fourier domain methods
    • GPHYSICS
    • G21NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21KTECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K2207/00Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Abstract

本发明提供一种X射线相位差摄像系统。X射线相位差摄像系统具备:X射线源;检测器;多个光栅,所述多个光栅包括第一光栅和第二光栅;以及光栅位置偏移获取部,其基于通过对由检测器检测到的干涉条纹图像进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换图像,来获取光栅的位置偏移。

Description

X射线相位差摄像系统
技术领域
本发明涉及一种X射线相位差摄像系统。
背景技术
以往,已知一种X射线相位差摄像系统。这种X射线相位差摄像系统例如在国际公开第2014/030115号中被公开。
在国际公开第2014/030115号中公开了如下一种X射线相位差摄像系统:通过检测使源极光栅平移而产生的莫尔条纹来拍摄相位对比度像。国际公开第2014/030115号中公开的X射线相位差摄像系统包括X射线相位差摄像装置,该X射线相位差摄像装置具备X射线源、源极光栅、相位光栅、吸收光栅以及检测器。该X射线相位差摄像装置是所谓的塔尔博特劳厄干涉仪。另外,国际公开第2014/030115号中公开的X射线相位差摄像系统构成为,计算使源极光栅以莫尔条纹为规定的周期进行平移的平移信号,基于计算出的平移信号使源极光栅平移,由此拍摄相位对比度像。
在此,在塔尔博特劳厄干涉仪中,通过了源极光栅的X射线被照射到相位光栅。被照射的X射线在通过相位光栅时发生衍射,在相距规定距离(塔尔博特距离)的位置处形成相位光栅的自身像。所形成的相位光栅的自身像的周期是通用的检测器所无法检测的程度的小的周期。因而,在塔尔博特劳厄干涉仪中,在形成相位光栅的自身像的位置处配置吸收光栅,来形成通用的检测器也能够检测的莫尔条纹。另外,在塔尔博特劳厄干涉仪中,一边使光栅中的任一个光栅沿着光栅的周期方向平移一边进行多次摄影(条纹扫描摄影),由此能够检测自身像的微小变化来获取相位对比度像。
然而,在国际公开第2014/030115号中记载的塔尔博特劳厄干涉仪中,在相位光栅与吸收光栅的相对位置偏离了设计位置的情况下,产生不期望的莫尔条纹。在该情况下存在以下缺陷:检测器检测到不期望的莫尔条纹,因此由于不期望的莫尔条纹而在摄像图像中产生伪影(虚像)。此外,“不期望的莫尔条纹”是在没有配置被摄体的状态下产生的、由相位光栅与吸收光栅的相对位置的偏移引起的莫尔条纹。另外,“伪影(虚像)”是由于不期望的莫尔条纹而产生的相位对比度图像的紊乱、相位对比度图像的图像质量的下降。
因而,在塔尔博特劳厄干涉仪中,在摄像前调整相位光栅与吸收光栅的相对位置。然而,关于光栅的位置偏移的调整,测定者必须通过视觉观察、根据复杂的莫尔条纹的形状来判断平移方向、旋转方向等多方向的位置偏移。因此,存在以下问题:要求测定者有知识、经验,并且光栅位置的调整花费时间。
本发明是为了解决上述问题而完成的,本发明的一个目的在于提供如下一种X射线相位差摄像系统:能够不依赖测定者的知识、经验地调整光栅的位置偏移,并且能够实现调整时间的缩短。
发明内容
为了实现上述目的,本发明的一个方面的X射线相位差摄像系统具备: X射线源;检测器,其检测从X射线源照射的X射线;多个光栅,所述多个光栅配置在X射线源与检测器之间,且包括第一光栅和第二光栅,其中,该第一光栅被照射来自X射线源的X射线,用于形成自身像,该第二光栅被照射通过了第一光栅的X射线,用于形成与第一光栅的自身像之间的干涉条纹;以及光栅位置偏移获取部,其基于通过对由检测器检测到的干涉条纹图像进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换图像,来获取光栅的位置偏移。
在此,当第一光栅与第二光栅的相对位置偏离了设计位置时,产生不期望的莫尔条纹。因而,在傅立叶变换图像中,除了产生由第一光栅的自身像引起的峰以外,还产生由不期望的莫尔条纹引起的峰。根据本发明,上述光栅位置偏移获取部基于傅立叶变换图像来获取光栅的位置偏移,因此能够基于所得到的光栅的位置偏移进行光栅的位置调整。因而,能够不依赖测定者的知识、经验地调整光栅的位置偏移,并且能够实现调整时间的缩短。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,还具备调整机构,该调整机构对第一光栅和第二光栅中的至少某一方的位置偏移进行调整,调整机构构成为,基于由光栅位置偏移获取部获取到的光栅的位置偏移,来校正光栅的位置偏移。如果像这样构成,则能够利用调整机构、基于由光栅位置偏移获取部获取到的光栅的位置偏移来自动校正光栅的位置偏移,因此能够不依赖测定者的知识、经验地更加容易地调整光栅的位置偏移。另外,由于能够利用调整机构自动校正光栅的位置偏移,因此能够进一步缩短调整时间。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于傅立叶变换图像的峰间的距离和峰的大小中的至少一方,来获取光栅的位置偏移。在此,傅立叶变换图像的峰间的距离是表示后述的光栅的在X射线的照射方向上的位置偏移或者光栅的在绕X射线的光轴方向的旋转方向上的位置偏移的量。另外,傅立叶变换图像的峰的大小不是所检测的频率成分的强度,而是傅立叶图像中的峰的大小。傅立叶变换图像的峰的大小是表示后述的光栅的在旋转方向上的位置偏移的量,该旋转方向是绕与X射线的光轴方向正交的垂直方向的中心轴线的旋转方向或者绕与X射线的光轴方向正交的水平方向的中心轴线的旋转方向。如果像这样构成,则通过对傅立叶变换图像进行图像处理,能够获取光栅的位置偏移。其结果,测定者不从视觉上确认莫尔条纹就能够自动获取光栅的位置偏移。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于傅立叶变换图像中的0次峰与1次峰之间的距离,来获取第一光栅或第二光栅的在X射线的光轴方向上的位置偏移、或者第一光栅或第二光栅的在绕X射线的光轴方向的旋转方向上的位置偏移。如果像这样构成,则能够将第一光栅或第二光栅的在X射线的光轴方向上的位置偏移替换为傅立叶变换图像的0次峰与1次峰之间的距离的大小来掌握。其结果,通过调整光栅的位置使得傅立叶变换图像的0次峰与1次峰之间的距离变小,能够容易地调整第一光栅或第二光栅的在X射线的光轴方向上的位置偏移。或者,能够将第一光栅或第二光栅的在绕X射线的光轴方向的旋转方向上的位置偏移替换为傅立叶变换图像的0次峰与1次峰之间的距离的大小来掌握。其结果,通过调整光栅的位置使得傅立叶变换图像的0次峰与1次峰之间的距离变小,能够容易地调整第一光栅或第二光栅的在绕X射线的光轴方向的旋转方向上的位置偏移。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于傅立叶变换图像中的0次峰与1次峰之间的距离,来获取光栅的位置偏移的大小。如果像这样构成,则能够获取光栅的位置偏移的大小。其结果,通过将获取到的位置偏移的大小作为校正量来调整光栅的位置,能够更加容易且高精度地调整第一光栅或第二光栅的位置偏移。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于傅立叶变换图像中的1次峰的大小,来获取第一光栅或第二光栅的在旋转方向上的位置偏移,该旋转方向是第一光栅或第二光栅的绕与X射线的光轴方向正交的垂直方向或水平方向的中心轴线的旋转方向。如果像这样构成,则能够将第一光栅或第二光栅的在旋转方向上的位置偏移替换为傅立叶变换图像的1次峰的大小来掌握,该旋转方向是第一光栅或第二光栅的绕与X射线的光轴方向正交的垂直方向的中心轴线的旋转方向。其结果,通过调整光栅使得傅立叶变换图像的1次峰的大小变小,能够容易地调整第一光栅或第二光栅的在旋转方向上的位置偏移,该旋转方向是第一光栅或第二光栅的绕与X射线的光轴方向正交的垂直方向的中心轴线的旋转方向。或者,能够将第一光栅或第二光栅的在旋转方向上的位置偏移替换为傅立叶变换图像的1次峰的大小来掌握,该旋转方向是第一光栅或第二光栅的绕与X射线的光轴方向正交的水平方向的中心轴线的旋转方向。其结果,通过调整光栅使得傅立叶变换图像的1次峰的大小变小,能够容易地调整第一光栅或第二光栅的在旋转方向上的位置偏移,该旋转方向是第一光栅或第二光栅的绕与X射线的光轴方向正交的水平方向的中心轴线的旋转方向。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于傅立叶变换图像中的1次峰的大小,来获取光栅有无位置偏移。如果像这样构成,则能够通过傅立叶变换图像的图像处理来自动判断第一光栅或第二光栅有无位置偏移。
在该情况下,优选的是,光栅位置偏移获取部构成为,基于使第一光栅或第二光栅中的某一方转动而拍摄到的多个傅立叶变换图像,获取使傅立叶变换图像中的1次峰的大小为最小值或接近最小值的转动量来作为位置偏移量。如果像这样构成,则能够基于多个傅立叶变换图像来获取使光栅的位置偏移尽可能小的光栅的相对位置。其结果,能够容易且高精度地调整第一光栅或第二光栅的位置偏移。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,还具备噪声去除处理部,该噪声去除处理部在进行傅立叶变换之前从由检测器检测到的图像中去除频率噪声。如果像这样构成,则能够在进行傅立叶变换之前去除由进行傅立叶变换时的有限空间的分析导致的伪影(虚像)、源自检测器的伪影 (虚像)。其结果,能够更高精度地检测由通过傅立叶变换而获得的光栅的位置偏移引起的峰。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,还具备图像处理部,该图像处理部利用傅立叶变换基准图像来去除在傅立叶变换图像中产生的噪声,该傅立叶变换基准图像是预先对干涉条纹图像进行傅立叶变换而得到的。如果像这样构成,则能够去除在傅立叶变换图像中产生的噪声,因此能够准确地获取1次峰的位置、大小等。其结果,能够更加高精度地检测由通过傅立叶变换而获得的光栅的位置偏移引起的峰,因此能够使调整光栅的位置偏移的精度提高。此外,在傅立叶变换图像中产生的噪声是由于检测器的像素缺失、根据X射线的照射方向不同而产生的灵敏度不均、以及光栅的缺失等而在傅立叶变换图像中产生的噪声。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,图像处理部构成为,通过从傅立叶变换图像减去傅立叶变换基准图像来去除噪声。如果像这样构成,则能够容易地去除与随机噪声不同的、不易随时间变化的傅立叶变换图像的噪声。
在上述第一方面的X射线相位差摄像系统中,优选的是,傅立叶变换基准图像是1次峰的位置与傅立叶变换图像的1次峰的位置不同的图像、或者删除傅立叶变换图像的1次峰而得到的图像。通过利用这种傅立叶变换基准图像,在去除傅立叶变换图像的噪声时,能够避免由于傅立叶变换基准图像的 1次峰而将傅立叶变换图像中的1次峰与噪声一起去除。其结果,无论傅立叶变换图像中的1次峰处于哪个位置,都能够去除傅立叶变换图像的噪声。
附图说明
图1是表示本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统的整体构造的图。
图2是表示本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统的结构的框图。
图3是用于说明本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统的光栅的位置偏移的立体图。
图4是用于说明本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统的调整机构的结构的图。
图5是对本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统的光栅的位置偏移进行调整时的流程图。
图6是表示光栅的位置偏移调整前的图像(A)和光栅的位置偏移调整后的图像(B)的图。
图7是第一光栅在Z方向上发生了位置偏移的情况下的放大图。
图8是第二光栅在Z方向上发生了位置偏移的情况下的放大图。
图9是用于说明在第一光栅在Z方向上发生了位置偏移的情况下产生的不期望的莫尔条纹和傅立叶变换图像的图。
图10是第一光栅发生了Z方向的位置偏移的情况下的傅立叶变换图像的放大图。
图11是用于说明在第一光栅发生了绕Z方向轴的旋转方向上的位置偏移的情况下产生的不期望的莫尔条纹和傅立叶变换图像的图。
图12是第一光栅发生了绕Z方向轴的旋转方向上的位置偏移的情况下的傅立叶变换图像的放大图。
图13是用于说明在第一光栅发生了绕X方向的中心轴线的旋转方向上的位置偏移的情况下产生的不期望的莫尔条纹和傅立叶变换图像的图。
图14是第一光栅发生了绕X方向的中心轴线的旋转方向上的位置偏移的情况下的傅立叶变换图像的放大图。
图15是用于说明在第一光栅发生了绕Y方向的中心轴线的旋转方向上的位置偏移的情况下产生的不期望的莫尔条纹和傅立叶变换图像的图。
图16是第一光栅发生了绕Y方向的中心轴线的旋转方向上的位置偏移的情况下的傅立叶变换图像的放大图。
图17是产生了噪声的干涉条纹图像的示意图。
图18是产生了噪声的傅立叶变换图像的示意图。
图19是傅立叶变换基准图像的示意图。
图20是去除了噪声的傅立叶变换图像的示意图。
图21是对本发明的第二实施方式的X射线相位差摄像系统的光栅的位置偏移进行调整时的流程图。
图22是第二实施方式的变形例的图像处理部10所生成的傅立叶变换基准图像的示意图。
具体实施方式
以下,基于附图来说明将本发明具体化的实施方式。
[第一实施方式]
参照图1~图16对本发明的第一实施方式的X射线相位差摄像系统100的结构进行说明。
(X射线相位差摄像系统的结构)
如图1所示,X射线相位差摄像系统100是利用通过了被摄体T的X射线的相位差将被摄体T的内部图像化的装置。另外,X射线相位差摄像系统100 是利用塔尔博特(Talbot)效应将被摄体T的内部图像化的装置。X射线相位差摄像系统100例如能够在无损检查用途中用于将作为物体的被摄体T的内部图像化。另外,X射线相位差摄像系统100例如能够在医疗用途中用于将作为生物体的被摄体T的内部图像化。
图1是从上方观察X射线相位差摄像系统100的图。如图1所示,X射线相位差摄像系统100具备X射线源1、第三光栅2、第一光栅3、第二光栅4、检测器5、光栅位置偏移获取部6、调整机构控制部7以及调整机构8。此外,在本说明书中,将从X射线源1朝向第三光栅2的方向设为Z方向。另外,将与Z方向正交的面内的左右方向设为X方向。另外,将与Z方向正交的面内的上下方向设为Y方向。此外,X方向是专利权利要求书的“与X射线的光轴方向正交的水平方向”的一例。另外,Y方向是专利权利要求书的“与X射线的光轴方向正交的垂直方向”的一例。另外,Z方向是专利权利要求书的“X射线的光轴方向”的一例。
X射线源1构成为,通过被施加高电压来产生X射线,并且朝向Z方向照射所产生的X射线。
第三光栅2具有沿X方向以规定的周期(间距)p0排列的多个X射线透过部 2a和X射线吸收部2b。各X射线透过部2a和X射线吸收部2b构成为沿Y方向延伸。
第三光栅2被设置在X射线源1与第一光栅3之间,被照射来自X射线源1 的X射线。第三光栅2构成为,使通过了各X射线透过部2a的X射线成为与各X射线透过部2a的位置对应的线光源。由此,第三光栅2能够提高从X射线源1照射的X射线的相干性。
第一光栅3具有沿X方向以规定的周期(间距)p1排列的多个狭缝3a和X射线相位变化部3b。各狭缝3a和X射线相位变化部3b分别形成为沿Y方向延伸。
第一光栅3被设置在第三光栅2与第二光栅4之间,被照射通过了第三光栅2的X射线。第一光栅3是为了通过塔尔博特效应形成自身像30而设置的。当具有相干性的X射线通过形成有狭缝的光栅时,在离光栅规定的距离(塔尔博特距离)的位置处形成光栅的像(自身像30)。将该情况称为塔尔博特效应。
第二光栅4具有沿X方向以规定的周期(间距)p2排列的多个X射线透过部 4a和X射线吸收部4b。第三光栅2、第一光栅3、第二光栅4是具有分别不同的作用的光栅,但X射线透过部2a、狭缝3a以及X射线透过部4a均使X射线透过。另外,X射线吸收部2b和X射线吸收部4b分别起到屏蔽X射线的作用, X射线相位变化部3b由于折射率与狭缝3a的折射率不同而使X射线的相位发生变化。
第二光栅4被配置在第一光栅3与检测器5之间,被照射通过了第一光栅3 的X射线。另外,第二光栅4被配置在与第一光栅3相距塔尔博特距离的位置。第二光栅4与第一光栅3的自身像30发生干涉,从而在检测器5的检测表面上形成莫尔条纹12(参照图6的(A))。
检测器5构成为,检测X射线并且将检测到的X射线转换为电信号,读出转换得到的电信号来作为图像信号。检测器5例如是FPD(Flat Panel Detector:平板检测器)。检测器5由多个转换元件(未图示)和配置在多个转换元件上的像素电极(未图示)构成。多个转换元件和像素电极以规定的周期(像素间距)沿X方向和Y方向阵列状地排列。另外,检测器5构成为,将获取到的图像信号输出到光栅位置偏移获取部6。
如图2所示,光栅位置偏移获取部6包括控制部9、图像处理部10以及噪声去除处理部11。控制部9构成为,对从检测器5输出的图像信号进行傅立叶变换来生成傅立叶变换图像14(参照图9)。另外,控制部9构成为,获取第一光栅3或第二光栅4的位置偏移,并输出到调整机构控制部7。
图像处理部10构成为,获取由控制部9生成的傅立叶变换图像14中的峰间的距离、峰的大小。此外,峰的大小是傅立叶变换图像14中的峰的大小,由傅立叶变换后的频率峰的分散程度决定。另外,峰的大小由从傅立叶变换后的频率峰的最大振幅起至规定的振幅为止的频率峰的横向宽度决定。在第一实施方式中,将规定的振幅为最大振幅的50%的频率峰的横向宽度(所谓的半值宽度)设为峰的大小。另外,噪声去除处理部11构成为,在进行傅立叶变换之前从由检测器5检测到的图像中去除频率噪声。具体地说,噪声去除处理部11构成为,利用窗函数进行滤波、暗校正、增益校正以及缺失校正中的任一方或者多方。在第一实施方式中,噪声去除处理部11构成为进行所有的滤波及校正。
此外,利用窗函数进行的滤波是对获取到的图像的实际数据作用特定的窗函数来消除边界的不连续性的处理。由此,能够从傅立叶变换后的图像中去除由于有限空间的分析而产生的伪影(虚像)。特定的窗函数例如是汉宁 (Hanning)函数、海明(hamming)函数。
另外,暗校正是从照射X射线而拍摄到的图像中减去在不照射X射线的状态下拍摄到的图像(暗图像)的处理。由此,能够从傅立叶变换后的图像去除源自检测器5的伪影(虚像)。
另外,增益校正是将放置光栅后拍摄到的图像除以不放置光栅就照射X 射线而拍摄到的图像(空气图像)的处理。由此,能够从傅立叶变换后的图像去除源自检测器5的伪影(虚像)。
另外,缺失校正是通过针对检测器5的灵敏度显著降低的缺失部位进行与周围的像素进行平均化的平均化处理等来校正该缺失部分的处理。由此,能够从傅立叶变换后的图像去除源自检测器5的伪影(虚像)。
控制部9和噪声去除处理部11例如分别包括CPU(Central Processing Unit:中央处理单元)。另外,图像处理部10例如包括GPU(Graphics Processing Unit:图形处理单元)。
调整机构控制部7构成为,向调整机构8输出基于从光栅位置偏移获取部 6输出的第一光栅3或第二光栅4的位置偏移来校正第一光栅3和第二光栅4的位置偏移的信号。调整机构控制部7例如包括CPU。
调整机构8构成为,基于从调整机构控制部7输出的校正位置偏移的信号,来校正第一光栅3或第二光栅4的位置偏移。
接着,参照图3和图4对调整机构8调整第一光栅3或第二光栅4的位置偏移的结构进行说明。在此,如图3所示,关于第一光栅3或第二光栅4的位置偏移,主要有Z方向的位置偏移、绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移、绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移以及绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移。
如图4所示,调整机构8包括基台部80、载置台支承部81、用于载置光栅的载置台82、第一驱动部83、第二驱动部84、第三驱动部85、第四驱动部86 以及第五驱动部87。第一驱动部~第五驱动部例如分别包括电动机等。另外,载置台82由连结部82a、绕Z方向轴转动部82b、绕X轴方向转动部82c构成。
第一驱动部83、第二驱动部84以及第三驱动部85分别设置于基台部80的上面。第一驱动部83构成为,使载置台支承部81沿Z方向进行往复移动。另外,第二驱动部84构成为,使载置台支承部81绕Y轴方向转动。另外,第三驱动部85构成为,使载置台支承部81沿X方向进行往复移动。载置台支承部 81与载置台82的连结部82a连接,载置台82随着载置台支承部81的移动也进行移动。
另外,第四驱动部86构成为,使绕Z方向轴转动部82b沿X方向进行往复移动。绕Z方向轴转动部82b的底面朝向连结部82a形成为凸曲面状,构成为通过沿X方向进行往复移动使载置台82绕Z方向的中心轴线转动。另外,第五驱动部87构成为,使绕X轴方向转动部82c沿Z方向进行往复移动。绕X轴方向转动部82c的底面朝向绕Z方向轴转动部82b形成为凸曲面状,构成为通过沿Z方向进行往复移动使载置台82绕X方向的中心轴线转动。
因而,调整机构8构成为,能够通过第一驱动部83将光栅在Z方向上进行调整。另外,调整机构8构成为,能够通过第二驱动部84将光栅在绕Y轴方向的旋转方向(Ry方向)上进行调整。另外,调整机构8构成为,能够通过第三驱动部85将光栅在X方向上进行调整。另外,调整机构8构成为,能够通过第四驱动部86将光栅在绕Z方向轴的旋转方向(Rz方向)上进行调整。另外,调整机构8构成为,能够通过第五驱动部87将光栅在绕X轴方向的旋转方向(Rx方向)上进行调整。各轴方向的往复移动例如分别是几mm。另外,绕X轴方向的旋转方向Rx、绕Y轴方向的旋转方向Ry以及绕Z方向轴的旋转方向Rz的可转动角度例如分别是几度。
(光栅位置偏移的调整方法)
接着,参照图5~图16对第一实施方式中的X射线相位差摄像系统100调整第一光栅3或第二光栅4的位置偏移的结构进行说明。
首先,参照图5和图6来说明第一实施方式的X射线相位差摄像系统100 调整光栅的方法的整体的流程。
在步骤S1中,检测器5获取第一光栅3的自身像30和第二光栅4的图像。在步骤S1中,不配置被摄体T来进行图像的获取。在此,在第一光栅3与第二光栅4的相对位置不同于所设计的位置的情况下,产生不期望的莫尔条纹 12(参照图6的(A))。
接着,在步骤S2中,噪声去除处理部11从在步骤S1中获取到的图像中去除频率成分噪声。即,噪声去除处理部11利用窗函数进行滤波、暗校正、增益校正以及缺失校正。
接着,在步骤S3中,控制部9对在步骤S2中进行了噪声去除处理的图像进行二维傅立叶变换,来生成傅立叶变换图像14(参照图10)。
接着,在步骤S4中,图像处理部10在傅立叶变换图像14中获取0次峰 15(参照图10)与1次峰16(参照图10)之间的距离以及1次峰16的大小。在此,0 次峰15是图像中的源自低频率成分的峰。另外,1次峰16是源自不期望的莫尔条纹12的频率成分的峰,该不期望的莫尔条纹12是由于第一光栅3的自身像30与第二光栅4的位置偏移而产生的。
接着,在步骤S5中,控制部9基于1次峰16的大小来获取光栅的位置偏移。在不存在光栅的位置偏移的情况下,进入步骤S6。在存在光栅的位置偏移的情况下,进入步骤S7。
在步骤S6中,控制部9基于0次峰15与1次峰16之间的距离来获取光栅的位置偏移。在不存在光栅的位置偏移的情况下,在此结束处理。在存在光栅的位置偏移的情况下,进入步骤S7。
在步骤S7中,控制部9向调整机构控制部7输出光栅的位置偏移。然后,调整机构控制部7基于用于校正光栅的位置偏移的信号、借助调整机构8来调整第一光栅3或第二光栅4的位置偏移。之后,进入步骤S1。
此外,在第一实施方式中,X射线相位差摄像系统100构成为,基于由光栅位置偏移获取部6获取到的光栅的位置偏移,来调整绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移和绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移。之后,构成为调整绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移和Z方向上的位置偏移。
在第一实施方式中,X射线相位差摄像系统100构成为,重复进行步骤 S1~步骤S7,直到第一光栅3或第二光栅4的位置偏移量(σx、σy以及dx、dy)为阈值(th1和th2)以下为止。
图6的(A)是表示存在光栅的位置偏移的情况下的图像的例子的图。另外,图6的(B)是表示调整光栅的位置偏移后的例子的图。在调整光栅的位置偏移之前,如图6的(A)所示,由于第一光栅3的自身像30和第二光栅4而在获取图像中产生了不期望的莫尔条纹12。在该情况下,通过调整光栅的位置偏移,如图6的(B)所示那样从获取图像去除不期望的莫尔条纹12。
(第一光栅或第二光栅的位置偏移的获取)
接着,参照图1、图3以及图7~图16对获取第一光栅3或第二光栅4的位置偏移的结构进行说明。
<Z方向的位置偏移的获取>
首先,参照图1以及图7~图10对第一实施方式的光栅位置偏移获取部6 获取第一光栅3或第二光栅4的在Z方向上的位置偏移的结构进行说明。
在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的0次峰15与1次峰16之间的距离来获取第一光栅3或第二光栅4的在Z 方向上的位置偏移。
在此,在如图1所示那样将第一光栅3和第二光栅4配置为Z方向上的第一光栅3与第二光栅4之间的距离为塔尔博特距离(ZT)的情况下,第一光栅3的自身像30的周期p3与第二光栅4的周期p2相等。因此,不会产生不期望的莫尔条纹。
但是,在如图7和图8所示那样Z方向上的第一光栅3与第二光栅4之间的距离偏离了塔尔博特距离(ZT)的情况下,第一光栅3的自身像30的周期p3发生变化。因此,基于第一光栅3的自身像30的周期p3与第二光栅4的周期p2的周期差,来观测莫尔条纹12a(参照图9)。
如图9所示,在第一光栅3无位置偏移(ΔZ1为0)的情况下,第一光栅3的自身像30a的周期p3与第二光栅4的周期p2相等,因此在获取图像中不形成莫尔条纹12a。另外,在第一光栅3无位置偏移(ΔZ1为0)的情况下,在傅立叶变换图像14a中仅检测到0次峰15a。另外,在莫尔条纹图像13a中,随着第一光栅 3远离正常位置(第一光栅3与第二光栅4之间的距离为塔尔博特距离ZT的位置)(ΔZ1的绝对值变大),莫尔条纹12a的周期变窄。另外,在傅立叶变换图像 14a中,随着第一光栅3远离正常位置(第一光栅3与第二光栅4之间的距离为塔尔博特距离ZT的位置)(ΔZ1的绝对值变大),0次峰15a与1次峰16a之间的距离 dx变大。此外,图9和图10中的第一光栅3的位置偏移量ΔZ1的单位是“mm(毫米)”。
图10是第一光栅3的在Z方向上的位置偏移量ΔZ1为0.50mm的情况下的傅立叶变换图像14a的放大图的例子。dx是X方向上的0次峰15a与1次峰16a之间的距离。在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于0次峰15a 与1次峰16a之间的距离dx来获取第一光栅3或第二光栅4的在Z方向上的位置偏移。以下,对光栅位置偏移获取部6获取第一光栅3或第二光栅4的位置偏移的详细结构进行说明。
如图6所示,在第一光栅3在Z方向仅偏移了ΔZ1的情况下,第一光栅3的自身像30a的周期p3由以下的式(1)表示。
Figure BDA0001635471950000151
此时,在检测器5的检测面上,基于自身像30a与第二光栅4的周期差,观测到沿X方向振动的莫尔条纹12a。该莫尔条纹12a的周期pmx由以下的式(2) 表示。
Figure BDA0001635471950000152
另一方面,当将对莫尔条纹图像13a进行了傅立叶变换时的1次峰16a的在X方向上的位置(与0次峰15a之间的距离)设为dx时,莫尔条纹12a的周期pmx存在以下的式(3)所示的关系。
Figure BDA0001635471950000153
在此,Nx是获取图像的X方向的像素数。另外,sx是检测器5的X方向的像素尺寸。
当从上述式(2)和式(3)消去pmx时,获得以下的式(4)。
Figure BDA0001635471950000154
在此,第二光栅4的周期p2与无位置偏移(ΔZ1=0)的情况下的自身像30a 的周期p3相等,因此由以下的式(5)表示。
Figure BDA0001635471950000155
当将上述式(1)和式(5)代入上述式(4)时,获得以下的式(6)。
Figure BDA0001635471950000156
当将上述式(6)进行变形时,获得以下的式(7)。
Figure BDA0001635471950000157
根据上述式(7)可知,能够通过测量dx来计算第一光栅3的在Z方向上的位置偏移量ΔZ1
另一方面,如图8所示,在第二光栅4在Z方向上仅偏移了ΔZ2的情况下,第一光栅3的自身像30a的周期p3由以下的式(8)表示。
Figure BDA0001635471950000161
第二光栅4的周期p2是上述式(5),因此通过将上述式(5)和式(8)代入上述式(4),获得以下的式(9)。
Figure BDA0001635471950000162
当将上述式(9)进行变形时,获得以下的式(10)。
Figure BDA0001635471950000163
根据上述式(10)可知,与第一光栅3的在Z方向上的位置偏移量ΔZ1同样地,也能够通过测量dx来计算第二光栅4的在Z方向上的位置偏移量ΔZ2。而且,控制部9将第一光栅3的在Z方向上的位置偏移量ΔZ1或者第二光栅4的在Z 方向上的位置偏移量ΔZ2作为用于校正位置偏移的信号输出到调整机构控制部7。
<绕Z方向轴的旋转方向上的位置偏移的获取>
接着,参照图3、图11以及图12对第一实施方式中的光栅位置偏移获取部6获取第一光栅3的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移的结构进行说明。此外,图11和图12的第一光栅3的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz1的单位是“度”。
在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14b来获取第一光栅3或第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移。此外,绕Z方向轴的旋转方向Rz是专利权利要求书的“绕X射线的光轴方向的旋转方向”的一例。
如图3所示,在第一光栅3和第二光栅4在绕Z方向轴的旋转方向Rz上无位置偏移的情况下,第一光栅3的自身像30的周期方向与第二光栅4的周期方向一致,因此观测不到不期望的莫尔条纹12。但是,在第一光栅3偏移了ΔRz1的情况下,如图11的例子所示,自身像30b也倾斜地形成,因此观测到的莫尔条纹12b沿Y方向形成。另外,随着ΔRz1的绝对值变大,莫尔条纹12b的周期变窄,所获得的傅立叶变换图像14b的0次峰15b与1次峰16b之间的、Y方向的距离dy变大。此外,图11是第一光栅3的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz1为1.2度的例子。另外,在图11中,1次峰16b之所以在X方向上发生了偏移,是由于构成为在对第一光栅3和第二光栅4的在Z方向上的位置偏移进行调整之前对第一光栅3和第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移进行调整。
在ΔRz1接近0的情况下,在第一光栅3在绕Z方向轴的旋转方向Rz上位置仅偏移了ΔRz1的情况下产生的莫尔条纹12b的周期pmy由以下的式(11)表示。
Figure BDA0001635471950000171
另一方面,傅立叶变换图像14b的1次峰16b的在Y方向上的位置(与0次峰 15b之间的距离)dy与莫尔条纹12b的周期pmy之间存在以下的式(12)所示的关系。
Figure BDA0001635471950000172
在此,Ny是获取图像的Y方向的像素。另外,sy是检测器5的Y方向的像素尺寸。
当从上述式(11)和式(12)消去pmy时,获得以下的式(13)。
Figure BDA0001635471950000173
当将上述式(13)进行变形时,获得以下的式(14)。
Figure BDA0001635471950000181
根据上述式(14)可知,第一光栅3的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz1与dy成比例。此外,ΔRz1的单位是弧度。
另外,第二光栅4在绕Z方向轴的旋转方向Rz上发生了位置偏移的情况下的位置偏移量ΔRz2是第一光栅3与第二光栅4之间的相对的旋转偏移,因此与ΔRz1相等,由以下的式(15)表示。此外,ΔRz2的单位是弧度。
Figure BDA0001635471950000182
根据上述式(15)可知,第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz2也与dy成比例。因而,能够通过测量dy来计算第一光栅3和第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移。然后,控制部9将第一光栅3 的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz1或者第二光栅4的在绕Z 方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz2作为用于校正位置偏移的信号输出到调整机构控制部7。
<绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移的获取>
接着,参照图3、图13以及图14对第一实施方式的光栅位置偏移获取部6 获取绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移的结构进行说明。此外,图13和图14中的第一光栅3的在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量ΔRx1的单位是“度”。
在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14c中的1次峰16c的大小来获取第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Rx上的位置偏移,该旋转方向Rx是第一光栅3或第二光栅4的在绕X方向的中心轴线的旋转方向。
如图3所示,在第一光栅3和第二光栅4在绕X方向的中心轴线的旋转方向 Rx上无位置偏移的情况下,检测面上的第一光栅3的自身像30的频率与第二光栅4的频率一致,因此观测不到不期望的莫尔条纹12。但是,在第一光栅3 在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上发生了位置偏移的情况下,第一光栅 3的放大率发生变化,在检测面的上下形成频率不同的自身像30c。此时,产生如图13的例子所示的莫尔条纹12c。随着第一光栅3的在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量ΔRx1变大,所产生的莫尔条纹12c的变形程度也变大。
在第一光栅3在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上发生了位置偏移的情况下,所观测到的莫尔条纹12c成为上下左右变形的形状,成为在X方向和 Y方向上包含多个频率成分的强度分布。因而,如图14的例子所示,傅立叶变换图像14c的1次峰16c沿X方向和Y方向扩展。另外,随着ΔRx1的绝对值变大,1次峰16c的在X方向和Y方向上的宽度变大。因而,第一光栅3的在绕X 方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量ΔRx1与1次峰16c的在X方向上的大小σx及1次峰16c的在Y方向上的大小σy之间存在相关关系。
这样,也可以将基于1次峰16的大小来获取位置偏移的情况改称为基于构成1次峰16的频率成分的方差的大小来获取光栅的位置偏移。
另外,第二光栅4在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上发生了位置偏移的情况也等同于第一光栅3与第二光栅4之间的相对的旋转偏移为第一光栅3发生了偏移的情况,因此与ΔRx1同样地,第二光栅4在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上发生了偏移的情况下的偏移量ΔRx2也与1次峰16c的X方向上的大小σx及1次峰16c的Y方向上的大小σy存在相关关系。此外,图14是第一光栅3的在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量ΔRx1为1.4 度的情况下的例子。另外,在图13中,1次峰16c之所以在X方向上发生偏移,是由于构成为在对第一光栅3和第二光栅4的在Z方向上的位置偏移进行调整之前对第一光栅3和第二光栅4的在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移进行调整。
<绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移的获取>
接着,参照图3、图15以及图16对第一实施方式中的光栅位置偏移获取部6获取绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移的结构进行说明。此外,在图15和图16中,第一光栅3的在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry 上的位置偏移量ΔRy1的单位是“度”。
在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14d中的1次峰16d的大小,来获取第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Ry 上的位置偏移,该旋转方向Ry是第一光栅3或第二光栅4的绕Y方向的中心轴线的旋转方向。
如图3所示,在第一光栅3和第二光栅4在绕Y方向的中心轴线的旋转方向 Ry上无位置偏移的情况下,检测面上的第一光栅3的自身像30的频率与第二光栅4的频率一致,因此观测不到不期望的莫尔条纹12。但是,在第一光栅3 在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上发生了位置偏移的情况下,第一光栅 3的放大率发生变化,在检测面的左右形成频率不同的自身像30d。由于该自身像30d与第二光栅4发生干涉而产生的莫尔条纹12d成为左右变形的形状,成为在X方向上包含多个频率成分的强度分布。因而,在第一光栅3在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上发生了位置偏移的情况下,如图16所示,傅立叶变换图像14d的1次峰16d在X方向上扩展。随着ΔRy1的绝对值变大,1次峰 16d的在X方向上的宽度变大。即,第一光栅3的在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移量ΔRy1与傅立叶变换图像14d的1次峰16d的在X方向上的大小σx存在相关关系。
另外,第二光栅4在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上存在位置偏移的情况也等同于第一光栅3与第二光栅4之间的相对的旋转偏移为第一光栅3 发生了偏移的情况,因此与ΔRy1同样地,第二光栅4在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上发生了偏移的情况下的偏移量ΔRy2也与1次峰16d的在X方向上的大小σx存在相关关系。此外,图16是第一光栅3的在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移量ΔRy1为1.0度的情况下的例子。另外,在图 15和图16中,1次峰16d之所以在X方向上偏移,是由于构成为在对第一光栅3 和第二光栅4的在Z方向上的位置偏移进行调整之前对第一光栅3和第二光栅 4的在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移进行调整。
可知上述的在Z方向上的位置偏移、在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移、在绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移以及在绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移与傅立叶变换图像14中的0次峰15与 1次峰16之间的距离(dx、dy)及傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy) 存在以下所示的式(16)~式(19)的关系。
ΔZ1,ΔZ2αdx…(16)
ΔRx1,ΔRx2ασx,σy…(17)
ΔRy1,ΔRy2ασx…(18)
ΔRz1,ΔRz2αdy…(19)
在第一实施方式中,如上述那样,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的0次峰15与1次峰16之间的距离(dx、dy)来获取光栅的位置偏移的大小。另外,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy)来获取光栅有无位置偏移。
在此,在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6能够基于傅立叶变换图像14的峰间的距离(dx、dy)来获取光栅的在Z方向上的位置偏移量ΔZ和在绕 Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz。但是,在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6不能直接计算绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量和绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移量。因此,在第一实施方式中,光栅位置偏移获取部6构成为,基于使第一光栅3和第二光栅 4中的某一方沿一个方向转动而拍摄到的多个傅立叶变换图像14,获取使傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy)为最小值或者接近最小值的转动量来作为位置偏移量。此外,使1次峰16的大小(σx、σy)接近最小值的转动量是使第一光栅3或第二光栅4中的某一方沿一个方向转动而多次拍摄到的傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy)为规定的阈值th1以下的范围的转动量。
光栅位置偏移获取部6将光栅的在Z方向上的位置偏移量ΔZ作为光栅的位置偏移量输出到调整机构控制部7。另外,光栅位置偏移获取部6将绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz作为光栅的位置偏移量输出到调整机构控制部7。另外,光栅位置偏移获取部6将使绕X方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量(傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy))为最小值或接近规定的阈值th1以下的最小值的、第一光栅3或第二光栅4的转动量作为光栅的位置偏移量输出到调整机构控制部7。另外,光栅位置偏移获取部6将使绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移量(傅立叶变换图像 14中的1次峰16的大小(σx))为最小值或者接近规定的阈值th1以下的最小值的、第一光栅3或第二光栅4的旋转量作为光栅的位置偏移量输出到调整机构控制部7。
在第一实施方式中,X射线相位差摄像系统100构成为,调整光栅的位置偏移,直到第一光栅3或第二光栅4的位置偏移为规定的阈值(th1、th2)以下为止。即,X射线相位差摄像系统100构成为,进行光栅的调整,直到绕X 方向的中心轴线的旋转方向Rx上的位置偏移量(傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy))为规定的阈值th1以下为止。另外,X射线相位差摄像系统100构成为,进行光栅的调整,直到绕Y方向的中心轴线的旋转方向Ry上的位置偏移量(傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx))为规定的阈值th1以下为止。另外,X射线相位差摄像系统100构成为,进行光栅的调整,使得光栅的在Z方向上的位置偏移量ΔZ为规定的阈值th2以下。另外,构成为:进行光栅的调整,使得绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz为规定的阈值th2以下。此外,在第一实施方式中,能够直接计算光栅的在Z方向上的位置偏移量ΔZ和绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移量ΔRz。因而,X射线相位差摄像系统100构成为,将光栅调整到规定的阈值th2大致为0的位置。
(第一实施方式的效果)
在第一实施方式中,能够获得如下效果。
在第一实施方式中,如上所述,X射线相位差摄像系统100具备:X射线源1;检测器5,其检测从X射线源1照射的X射线;多个光栅,所述多个光栅配置在X射线源1与检测器5之间,且包括第一光栅3和第二光栅4,其中,该第一光栅3被照射来自X射线源1的X射线,用于形成自身像30,该第二光栅4被照射通过了第一光栅3的X射线,用于形成与第一光栅3的自身像30之间的干涉条纹12;以及光栅位置偏移获取部6,其基于通过对由检测器5检测到的干涉条纹图像13进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换图像14,来获取光栅的位置偏移。在此,当第一光栅3与第二光栅4之间的相对位置偏离了设计位置时,产生不期望的莫尔条纹12。因而,在傅立叶变换图像14中,除了产生由第一光栅3的自身像30引起的峰(0次峰15)以外,还产生由不期望的莫尔条纹12引起的峰(1次峰16)。由此,光栅位置偏移获取部6基于傅立叶变换图像14来获取光栅的位置偏移,因此能够基于得到的光栅的位置偏移进行光栅的位置调整。因而,能够不依赖测定者的知识、经验地调整光栅的位置偏移,并且能够实现调整时间的缩短。
另外,在第一实施方式中,如上所述,X射线相位差摄像系统100还具备调整机构8,该调整机构8对第一光栅3和第二光栅4中的至少某一方的位置偏移进行调整,调整机构8构成为,基于由光栅位置偏移获取部6获取到的光栅的位置偏移来校正光栅的位置偏移。由此,能够利用调整机构8、基于由光栅位置偏移获取部6获取到的光栅的位置偏移来自动校正光栅的位置偏移,因此能够不依赖测定者的知识、经验地更加容易地调整光栅的位置偏移。另外,由于能够利用调整机构8自动校正光栅的位置偏移,因此能够进一步缩短调整时间。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14的峰间的距离(dx、dy)和峰的大小(σx、σy)中的至少一方,来获取光栅的位置偏移。由此,能够通过对傅立叶变换图像14进行图像处理来获取光栅的位置偏移。其结果,测定者不从视觉上确认莫尔条纹12就能够自动获取光栅的位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的0次峰15与1次峰16之间的距离(dx),来获取第一光栅3或第二光栅4的在Z方向上的位置偏移。由此,能够将第一光栅3或第二光栅4的在Z方向上的位置偏移替换为傅立叶变换图像14的0次峰15与1次峰 16之间的距离(dx)的大小来掌握。其结果,通过调整光栅的位置使得傅立叶变换图像14的0次峰15与1次峰16之间的距离(dx)变小,能够容易地调整第一光栅3或第二光栅4的在Z方向上的位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的0次峰15与1次峰16之间的距离(dy),来获取第一光栅3或第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移。由此,能够将第一光栅3或第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移替换为傅立叶变换图像14的0次峰15与1次峰16之间的距离(dy)的大小来掌握。其结果,通过调整光栅的位置使得傅立叶变换图像14的0次峰15与1次峰16之间的距离(dy)变小,能够容易地调整第一光栅3或第二光栅4的在绕Z方向轴的旋转方向Rz上的位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的0次峰15与1次峰16之间的距离(dx、dy),来获取光栅的位置偏移的大小。由此,能够获取光栅的位置偏移的大小。其结果,通过将获取到的位置偏移的大小作为校正量来调整光栅的位置,能够更加容易且更高精度地调整第一光栅3或第二光栅4的位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx),来获取第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Ry上的位置偏移,该旋转方向Ry是第一光栅3或第二光栅4 的绕Y方向的中心轴线的旋转方向。由此,能够将第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Ry上的位置偏移替换为傅立叶变换图像14的1次峰16的大小(σx) 来掌握,该旋转方向Ry是第一光栅3或第二光栅4的绕Y方向的中心轴线的旋转方向。其结果,通过调整光栅使得傅立叶变换图像14的1次峰16的大小(σx) 变小,能够容易地调整第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Ry上的位置偏移,该旋转方向Ry是第一光栅3或第二光栅4的绕Y方向的中心轴线的旋转方向。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy),来获取第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Rx上的位置偏移,该旋转方向Rx是第一光栅3或第二光栅4的绕X方向的中心轴线的旋转方向。由此,能够将第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向Rx上的位置偏移替换为傅立叶变换图像14的1次峰16的大小(σx、σy)来掌握,该旋转方向Rx是第一光栅3或第二光栅4的绕X方向的中心轴线的旋转方向。其结果,通过调整光栅使得傅立叶变换图像14的1次峰16 的大小(σx、σy)变小,能够容易地调整第一光栅3或第二光栅4的在旋转方向 Rx上的位置偏移,该旋转方向Rx是第一光栅3或第二光栅4的绕X方向的中心轴线的旋转方向。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy),来获取光栅有无位置偏移。由此,能够通过傅立叶变换图像14的图像处理来自动判断第一光栅3或第二光栅4有无位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,光栅位置偏移获取部6构成为,基于使第一光栅3或第二光栅4中的某一方转动而拍摄到的多个傅立叶变换图像14,获取使傅立叶变换图像14中的1次峰16的大小(σx、σy)为最小值或接近最小值的转动量来作为位置偏移量。由此,能够基于多个傅立叶变换图像 14来获取使光栅的位置偏移尽可能小的光栅的相对位置。其结果,能够容易且高精度地调整第一光栅3或第二光栅4的位置偏移。
另外,在第一实施方式中,如上所述,多个光栅还包括配置在X射线源 1与第一光栅3之间的第三光栅2。由此,能够利用第三光栅2来提高X射线源 1的相干性。其结果,能够利用焦点距离不微小的X射线源1进行X射线相位差摄像,因此能够提高X射线源1的选择自由度。
另外,在第一实施方式中,如上所述,X射线相位差摄像系统100还具备噪声去除处理部11,该噪声去除处理部11在进行傅立叶变换之前从由检测器5检测到的图像中去除频率噪声。由此,能够在进行傅立叶变换之前去除由于进行傅立叶变换时的有限空间的分析而产生的伪影(虚像)、源自检测器5 的伪影(虚像)。其结果,能够更加高精度地检测由通过傅立叶变换而获得的光栅的位置偏移引起的峰(1次峰16)。
[第二实施方式]
接着,参照图1、图2以及图17~图20对本发明的第二实施方式的X射线相位差摄像系统200(参照图1)进行说明。与在对干涉条纹图像13进行傅立叶变换之前去除频率噪声的第一实施方式不同,在第二实施方式中,图像处理部10(参照图2)利用预先通过对干涉条纹图像13进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换基准图像23(参照图19),来去除在傅立叶变换图像14中产生的噪声 22(参照图18)。此外,对与上述第一实施方式相同的结构标注相同的附图标记并省略说明。
在此,在检测器5中发生了像素缺失或者在第一光栅3和/或第二光栅4中发生了缺失的情况下,如图17所示,在干涉条纹图像13中观测到由检测器5 的像素缺失引起的噪声19、由光栅的缺失引起的噪声20等。另外,当由于X 射线相对于光栅沿倾斜方向入射而在检测器5中产生与入射角相应的灵敏度不均时,在干涉条纹图像13中观测到灵敏度不均21。在对如图17所示的干涉条纹图像13进行了傅立叶变换的情况下,如图18所示,在傅立叶变换图像14 中,产生作为噪声22的、除0次峰15和1次峰16以外的峰。在傅立叶变换图像 14中产生的噪声22是由于X射线源1的设置方向、多个光栅和检测器5自身的缺失而产生的。因而,与随机噪声不同的是,在傅立叶变换图像14和傅立叶变换基准图像23中产生噪声22的位置大致一致。
因此,在第二实施方式中,如图19所示,图像处理部10构成为,利用预先通过对干涉条纹图像13进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换基准图像23,来去除在傅立叶变换图像14中产生的噪声22。
具体地说,图像处理部10构成为,通过从傅立叶变换图像14中减去傅立叶变换基准图像23来去除噪声22。与随机噪声不同的是,噪声22在傅立叶变换图像14和傅立叶变换基准图像23中的位置大致不变。因而,能够通过从傅立叶变换图像14减去傅立叶变换基准图像23来去除噪声22。如图20所示,在去除噪声22后的傅立叶变换图像14中仅观测到1次峰16。
此外,在傅立叶变换图像14中的1次峰16的位置与傅立叶变换基准图像 23中的1次峰16的位置重叠的情况下,通过减法运算,1次峰16也与噪声22一起被去除,在傅立叶变换图像14中观测不到1次峰16。因此,如图19所示,傅立叶变换基准图像23是1次峰16的位置与傅立叶变换图像14中的1次峰16 的位置不同的图像。具体地说,在图19所示的例子中,傅立叶变换基准图像 23是1次峰16与0次峰15之间的距离dy比傅立叶变换图像14中的该距离dy大的图像的例子。
在傅立叶变换图像14和傅立叶变换基准图像23中观测到的1次峰16的位置基于莫尔条纹12的周期。因而,通过使多个光栅中的至少任一个光栅移动来改变莫尔条纹12的周期,能够改变在傅立叶变换图像14(傅立叶变换基准图像23)中观测到的1次峰16的位置。
另外,可以在进行光栅的位置调整之前的任意时间获取傅立叶变换基准图像23。例如,即可以将预先获取到的傅立叶变换基准图像23预先存储于存储部(未图示)等,在获取到傅立叶变换图像14时从存储部读出该傅立叶变换基准图像23来使用,也可以在每次进行光栅的位置调整时获取傅立叶变换基准图像23。但是,当从获取傅立叶变换基准图像23起经过了长的期间时,存在以下情况:检测器5的像素缺失、光栅的缺失等有可能增加,在傅立叶变换图像14中产生的噪声22与在傅立叶变换基准图像23中产生的噪声22不同。因而,优选的是,在每次进行光栅的位置调整时,在获取傅立叶变换图像14 之前获取傅立叶变换基准图像23。
接着,参照图21对第二实施方式中的X射线相位差摄像系统200调整光栅的方法的整体的流程进行说明。此外,步骤S1~步骤S7的处理是与上述第一实施方式相同的处理,因此省略详细的说明。
在步骤S1~步骤S3中,X射线相位差摄像系统200获取傅立叶变换图像 14。之后,在步骤S8中,图像处理部10通过从傅立叶变换图像14减去傅立叶变换基准图像23来进行在傅立叶变换图像14中产生的噪声22的去除。
之后,处理进入步骤S4~步骤S5。在光栅无位置偏移的情况下,处理进入步骤S6,结束处理。在光栅存在位置偏移的情况下,处理进入步骤S7,在控制部9进行光栅的位置调整之后,处理进入步骤S1。
此外,第二实施方式的其它结构与上述第一实施方式相同。
(第二实施方式的效果)
在第二实施方式中,能够获得如下效果。
在第二实施方式中,如上所述,还具备图像处理部10,该图像处理部10 利用预先通过对干涉条纹图像13进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换基准图像23,来去除在傅立叶变换图像14中产生的噪声22。由此,由于能够去除在傅立叶变换图像14中产生的噪声22,因此能够准确地获取1次峰16的位置、大小等。其结果,能够更高精度地检测由通过傅立叶变换获得的光栅的位置偏移引起的峰,能够使调整光栅的位置偏移的精度提高。
另外,在第二实施方式中,如上所述,图像处理部10构成为,通过从傅立叶变换图像14减去傅立叶变换基准图像23来去除噪声22。由此,与随机噪声不同,能够容易地去除不易随时间变化的傅立叶变换图像14的噪声22。
另外,在第二实施方式中,如上所述,傅立叶变换基准图像23是1次峰 16的位置与傅立叶变换图像14中的1次峰16的位置不同的图像。通过利用这种图像,能够在去除傅立叶变换图像14的噪声22时避免由于傅立叶变换基准图像23的1次峰16而将傅立叶变换图像14中的1次峰16与噪声22一起去除。其结果,无论傅立叶变换图像14中的1次峰16处于哪个位置,都能够去除傅立叶变换图像14的噪声22。
此外,第二实施方式的其它效果与上述第一实施方式相同。
(变形例)
此外,应该认为此次公开的实施方式在所有方面均为例示性的而非限制性的。本发明的范围由专利权利要求书示出,并非由上述实施方式的说明示出,还包含与专利权利要求书同等的含义和范围内的所有变更(变形例)。
例如,在上述第一实施方式和第二实施方式中,将相位光栅用作第一光栅3,但本发明并不限于此。例如,也可以将吸收光栅用作第一光栅3。其结果,在干涉仪和非干涉仪的任一个结构中都能够进行X射线相位差摄像,能够提高第一光栅3的选择自由度。
另外,在上述第一实施方式和第二实施方式中,示出了设置第三光栅2 的例子,但本发明并不限于此。例如,在X射线源1的相干性足够高的情况下,也可以不设置第三光栅2。
另外,在上述第一实施方式和第二实施方式中,示出了控制部9生成傅立叶变换图像14的例子,但本发明并不限于此。例如,图像处理部10也可以构成为生成傅立叶变换图像14。
另外,在上述第一实施方式和第二实施方式中,示出了0次峰15的大小和1次峰16的大小由傅立叶变换后的频率峰的半值宽度决定的例子,但本发明并不限于此。例如,也可以使用傅立叶变换后的频率峰的半值宽度以外的大小。作为半值宽度以外的大小,例如,也可以将傅立叶变换后的频率峰的从最大振幅起至变为40%的、频率峰的横向宽度的大小设为0次峰15和1次峰 16的大小。另外,还可以将傅立叶变换图像14的0次峰15和1次峰16各自的面积设为各自的峰的大小。
另外,在上述第二实施方式中,示出了利用在与傅立叶变换图像14中的 1次峰16的位置不同的位置处存在1次峰16的傅立叶变换基准图像23的例子,但本发明并不限于此。例如,即使在傅立叶变换图像14中的1次峰16的位置与傅立叶变换基准图像23中的1次峰16的位置重叠的情况下,图像处理部10 也可以如图22所示那样构成为利用通过删除傅立叶变换图像14的1次峰16而得到的傅立叶变换基准图像23来去除傅立叶变换图像14的噪声22。此外,在图22所示的例子中,为了方便,用虚线图示被删除的1次峰16。

Claims (12)

1.一种X射线相位差摄像系统,具备:
X射线源;
检测器,其检测从所述X射线源照射的X射线;
多个光栅,所述多个光栅配置在所述X射线源与所述检测器之间,且包括第一光栅和第二光栅,其中,该第一光栅被照射来自所述X射线源的所述X射线,用于形成自身像,该第二光栅被照射通过了所述第一光栅的所述X射线,用于形成与所述第一光栅的自身像之间的干涉条纹;以及
光栅位置偏移获取部,其基于通过对由所述检测器检测到的干涉条纹图像进行傅立叶变换而得到的傅立叶变换图像,来获取所述光栅的位置偏移,
其中,所述X射线相位差摄像系统被构成为在所述光栅位置偏移获取部获取到的所述光栅的位置偏移比阈值大的情况下,进行所述光栅的位置调整,所述光栅位置偏移获取部构成为基于所述傅立叶变换图像的峰间的距离来获取所述光栅的位置偏移。
2.根据权利要求1所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
还具备调整机构,该调整机构对所述第一光栅和所述第二光栅中的至少某一方的位置偏移进行调整,
所述调整机构构成为,基于由所述光栅位置偏移获取部获取到的所述光栅的位置偏移,来校正所述光栅的位置偏移。
3.根据权利要求1所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于所述傅立叶变换图像的峰间的距离和峰的大小,来获取所述光栅的位置偏移。
4.根据权利要求3所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于所述傅立叶变换图像中的0次峰与1次峰之间的距离,来获取所述第一光栅或所述第二光栅的在所述X射线的光轴方向上的位置偏移、或者所述第一光栅或所述第二光栅的在绕所述X射线的光轴方向的旋转方向上的位置偏移。
5.根据权利要求4所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于所述傅立叶变换图像中的0次峰与1次峰之间的距离,来获取所述光栅的位置偏移的大小。
6.根据权利要求3所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于所述傅立叶变换图像中的1次峰的大小,来获取所述第一光栅或所述第二光栅的在旋转方向上的位置偏移,该旋转方向是所述第一光栅或所述第二光栅的绕与所述X射线的光轴方向正交的垂直方向或水平方向的中心轴线的旋转方向。
7.根据权利要求6所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于所述傅立叶变换图像中的1次峰的大小,来获取所述光栅有无位置偏移。
8.根据权利要求7所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述光栅位置偏移获取部构成为,基于使所述第一光栅和所述第二光栅中的某一方转动而拍摄到的多个所述傅立叶变换图像,获取使所述傅立叶变换图像中的1次峰的大小为最小值或接近最小值的转动量来作为位置偏移量。
9.根据权利要求1所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
还具备噪声去除处理部,该噪声去除处理部在进行傅立叶变换之前从由所述检测器检测到的图像中去除频率噪声。
10.根据权利要求1所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
还具备图像处理部,该图像处理部利用傅立叶变换基准图像来去除在所述傅立叶变换图像中产生的噪声,该傅立叶变换基准图像是预先对干涉条纹图像进行傅立叶变换而得到的。
11.根据权利要求10所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述图像处理部构成为,通过从所述傅立叶变换图像减去所述傅立叶变换基准图像来去除所述噪声。
12.根据权利要求10所述的X射线相位差摄像系统,其特征在于,
所述傅立叶变换基准图像是1次峰的位置与所述傅立叶变换图像的1次峰的位置不同的图像、或者删除所述傅立叶变换图像的1次峰而得到的图像。
CN201810365342.1A 2017-04-20 2018-04-20 X射线相位差摄像系统 Active CN108720857B (zh)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017-084030 2017-04-20
JP2017084030 2017-04-20
JP2018035646A JP7031371B2 (ja) 2017-04-20 2018-02-28 X線位相差撮像システム
JP2018-035646 2018-02-28

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108720857A CN108720857A (zh) 2018-11-02
CN108720857B true CN108720857B (zh) 2022-03-15

Family

ID=62027764

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201810365342.1A Active CN108720857B (zh) 2017-04-20 2018-04-20 X射线相位差摄像系统

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10801971B2 (zh)
EP (1) EP3391821B1 (zh)
CN (1) CN108720857B (zh)

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20150117599A1 (en) 2013-10-31 2015-04-30 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
US10297359B2 (en) 2013-09-19 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray illumination system with multiple target microstructures
US10295485B2 (en) 2013-12-05 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray transmission spectrometer system
US10269528B2 (en) 2013-09-19 2019-04-23 Sigray, Inc. Diverging X-ray sources using linear accumulation
US10304580B2 (en) 2013-10-31 2019-05-28 Sigray, Inc. Talbot X-ray microscope
USRE48612E1 (en) 2013-10-31 2021-06-29 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
US10401309B2 (en) 2014-05-15 2019-09-03 Sigray, Inc. X-ray techniques using structured illumination
US10352880B2 (en) 2015-04-29 2019-07-16 Sigray, Inc. Method and apparatus for x-ray microscopy
US10295486B2 (en) 2015-08-18 2019-05-21 Sigray, Inc. Detector for X-rays with high spatial and high spectral resolution
US10247683B2 (en) 2016-12-03 2019-04-02 Sigray, Inc. Material measurement techniques using multiple X-ray micro-beams
WO2018175570A1 (en) 2017-03-22 2018-09-27 Sigray, Inc. Method of performing x-ray spectroscopy and x-ray absorption spectrometer system
US10578566B2 (en) 2018-04-03 2020-03-03 Sigray, Inc. X-ray emission spectrometer system
US10845491B2 (en) 2018-06-04 2020-11-24 Sigray, Inc. Energy-resolving x-ray detection system
GB2591630B (en) 2018-07-26 2023-05-24 Sigray Inc High brightness x-ray reflection source
US10656105B2 (en) 2018-08-06 2020-05-19 Sigray, Inc. Talbot-lau x-ray source and interferometric system
DE112019004433T5 (de) 2018-09-04 2021-05-20 Sigray, Inc. System und verfahren für röntgenstrahlfluoreszenz mit filterung
CN112823280A (zh) 2018-09-07 2021-05-18 斯格瑞公司 用于深度可选x射线分析的系统和方法
CN110095481B (zh) * 2019-05-24 2021-03-05 清华大学 X射线光栅成像系统与成像方法
WO2021046059A1 (en) 2019-09-03 2021-03-11 Sigray, Inc. System and method for computed laminography x-ray fluorescence imaging
CN111053977B (zh) * 2019-12-20 2022-08-16 上海联影医疗科技股份有限公司 多叶光栅和放射治疗装置
US11175243B1 (en) 2020-02-06 2021-11-16 Sigray, Inc. X-ray dark-field in-line inspection for semiconductor samples
JP7395775B2 (ja) 2020-05-18 2023-12-11 シグレイ、インコーポレイテッド 結晶解析装置及び複数の検出器素子を使用するx線吸収分光法のためのシステム及び方法
EP3922179A1 (en) * 2020-06-08 2021-12-15 Koninklijke Philips N.V. Stepping strategy for defect compensation in dax imaging
CN111839574B (zh) * 2020-09-08 2023-10-31 南京安科医疗科技有限公司 Ct超低剂量自动三维定位扫描方法及系统
JP2023542674A (ja) 2020-09-17 2023-10-11 シグレイ、インコーポレイテッド X線を用いた深さ分解計測および分析のためのシステムおよび方法
WO2022126071A1 (en) 2020-12-07 2022-06-16 Sigray, Inc. High throughput 3d x-ray imaging system using a transmission x-ray source
US11885755B2 (en) 2022-05-02 2024-01-30 Sigray, Inc. X-ray sequential array wavelength dispersive spectrometer
CN116879326B (zh) * 2023-09-07 2023-12-19 浙江大学杭州国际科创中心 基于多频条纹的x射线光学相衬成像系统及方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102525516A (zh) * 2010-12-27 2012-07-04 富士胶片株式会社 放射线图像取得方法和放射线摄影装置
CN102782482A (zh) * 2009-11-16 2012-11-14 鲁道夫科技公司 结合基板的红外线探测
US20140126690A1 (en) * 2012-11-06 2014-05-08 Canon Kabushiki Kaisha X-ray imaging apparatus and x-ray imaging system
CN105992557A (zh) * 2014-02-14 2016-10-05 佳能株式会社 X射线Talbot干涉仪和X射线Talbot干涉仪系统
CN106535769A (zh) * 2014-05-01 2017-03-22 斯格瑞公司 X射线干涉成像系统

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5204857B2 (ja) * 2011-01-14 2013-06-05 富士フイルム株式会社 放射線撮影システム及びその制御方法
JP5915645B2 (ja) * 2011-03-23 2016-05-11 コニカミノルタ株式会社 医用画像表示システム
EP2884899B1 (en) 2012-08-20 2017-04-26 Koninklijke Philips N.V. Aligning source-grating-to-phase-grating distance for multiple order phase tuning in differential phase contrast imaging
US9357975B2 (en) * 2013-12-30 2016-06-07 Carestream Health, Inc. Large FOV phase contrast imaging based on detuned configuration including acquisition and reconstruction techniques
US9719947B2 (en) * 2013-10-31 2017-08-01 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102782482A (zh) * 2009-11-16 2012-11-14 鲁道夫科技公司 结合基板的红外线探测
CN102525516A (zh) * 2010-12-27 2012-07-04 富士胶片株式会社 放射线图像取得方法和放射线摄影装置
US20140126690A1 (en) * 2012-11-06 2014-05-08 Canon Kabushiki Kaisha X-ray imaging apparatus and x-ray imaging system
CN105992557A (zh) * 2014-02-14 2016-10-05 佳能株式会社 X射线Talbot干涉仪和X射线Talbot干涉仪系统
CN106535769A (zh) * 2014-05-01 2017-03-22 斯格瑞公司 X射线干涉成像系统

Also Published As

Publication number Publication date
EP3391821B1 (en) 2024-05-08
CN108720857A (zh) 2018-11-02
EP3391821A2 (en) 2018-10-24
US10801971B2 (en) 2020-10-13
US20180306734A1 (en) 2018-10-25
EP3391821A3 (en) 2018-11-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108720857B (zh) X射线相位差摄像系统
EP3488783B1 (en) X-ray phase difference imaging apparatus
JP6448649B2 (ja) 収集及び再構築技術を含む離調構成に基づく大視野位相差撮影法
JP5777360B2 (ja) X線撮像装置
US20170035378A1 (en) Material differentiation with phase contrast imaging
JP2012090945A (ja) 放射線検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
US11175241B2 (en) X-ray phase image capturing system
CN110913764B (zh) X射线相位差摄影系统以及相位对比度图像修正方法
JP7031371B2 (ja) X線位相差撮像システム
US11013482B2 (en) Phase contrast X-ray imaging system
US10533957B2 (en) Radiographic image generating device
JP6631707B2 (ja) X線位相差撮像システム
JP6813107B2 (ja) X線位相差撮像システム
WO2019123758A1 (ja) X線位相差撮像システム
JP7111166B2 (ja) X線位相イメージング装置
WO2013051647A1 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
CN109561864B (zh) X射线相位差摄像装置
JP2013090921A (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant