JP2004140492A - Method and apparatus for radiation imaging, and radiation imaging program - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To enhance the estimation accuracy of a phase by suitably determining a wavelength to be used when a radiation image of an ecology of a human body, etc. is constituted by a phase contrasting method. <P>SOLUTION: A method for radiation imaging includes a step (a) of acquiring a plurality of detected data for representing a plurality of radiation image information, by detecting the intensities of each of a plurality of radioactive rays having different wavelengths on a detecting surface separated at a predetermined distance from a subject by using the plurality of the rays for satisfying a relation of σ<SB>2</SB>=((2(1+σ<SB>1</SB><SP>2</SP>))<SP>1/2</SP>+σ<SB>1</SB>-1)/(σ<SB>1</SB>+1)+Δ, wherein three adjacent wavelengths λ<SB>0</SB>, λ<SB>1</SB>, λ<SB>2</SB>have a relation of λ<SB>0</SB><λ<SB>1</SB><λ<SB>2</SB>, and when σ<SB>1</SB>=λ<SB>1</SB>/λ<SB>0</SB>, σ<SB>2</SB>=λ<SB>2</SB>/λ<SB>0</SB>, and -0.05≤Δ≤0.20 are set; a step (b) of obtaining phase data by restoring phase information of the rays transmitting through the subject based on a plurality of detected data; and a step (c) of generating image data based on the phase data. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００９】
次に、位相復元の原理について、図１１を用いて説明する。図１１に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から出射し、物体面１０１を透過し、物体面１０１から距離ｚだけ離れたスクリーン１０２に入射する。ここで、スクリーン１０２上の位置（ｘ，ｙ）におけるＸ線の強度をＩ（ｘ，ｙ）、位相をφ（ｘ，ｙ）とする。このとき、強度Ｉ（ｘ，ｙ）と位相φ（ｘ，ｙ）との間には、次式に示す関係が成り立つ。ここで、強度Ｉは、波の振幅の２乗である。
【数２】

式（２）においてκ＝２π／λとおき、（ｘ，ｙ）成分をベクトルｒに書き換えると、式（１）に示すＴＩＥが導かれる。
【００１０】
しかしながら、このようなＴＩＥを解くことは困難であるため、ＴＩＥは、主に近似して用いられていた。下記の非特許文献２には、硬Ｘ線撮像によって得られた画像情報に基づいて位相復元を行い、Ｘ線画像を構成することが述べられている。この文献においては、式（１）に示すＴＩＥを次のように近似している。まず、式（１）を展開する。なお、以下において、上記文献におけるベクトルｒは（ｘ，ｙ）成分に書き換えられている。
【数３】

【００１１】
式（３）の右辺第２項をゼロに近似すると、次式（４）に示す近似式が得られる。
【数４】

式（４）においては、有限要素法等の解法により、Ｉ（ｘ，ｙ）からφ（ｘ，ｙ）を求めることができる。
【００１２】
また、下記の非特許文献３には、異なる波長を有する３種類のＸ線を用いてＸ線撮像を行い、得られた画像情報に基づいて位相復元することが述べられている。この文献においては、Ｘ線が被写体を透過した直後のＸ線の位相及び強度と、被写体から所定の距離だけ離れた位置におけるＸ線の強度との関係に注目している。Ｘ撮像を行う際には、図１２に示すような構成が想定されている。即ち、図１２に示すように、波長λ_０、λ_１、λ_２をそれぞれ有する３種類のＸ線は、被写体１１０を透過し、物体面１０１から距離Ｒだけ離れた位置に配置されているスクリーン１０２に入射する。
【００１３】
この場合に、ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）とすると、波長λ_０で被写体１１０を透過した直後のＸ線の強度Ｉ（ｒ⊥，０，λ_０）及び位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）と、波長λ_ｍでスクリーン１０２において検出されたＸ線回折光の強度Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_ｍ）との間には、次のような関係が成り立つ。ただし、次式（５）において、Ｉ（ｒ⊥，０，λ_０）＝ｅｘｐ｛−Ｍ（ｒ⊥，０，λ_０）｝である。
【数５】

【００１４】
式（５）において、∇Ｍ・∇φ（ｒ⊥，Ｒ，λ_ｍ）が充分小さいときには、次のように近似することができる。
【数６】

【００１５】
さらに、式（６）より、被写体１１０を透過した直後のＸ線の強度及び位相は、次のように表される。
【数７】

但し、Δλ＝λ_１−λ_０で、σ≡σ_１＝λ_１／λ_０である。
式（８）における位相のラプラシアン∇^２φ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）について逆ラプラシアン演算を施すことにより、位相φ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）を求めることができる。さらに、この位相を画像における明度に換算することにより、被写体を表す可視画像を得ることができる。このように、式（８）を用いることにより、波長を変えて得られた少数の放射線画像に基づいて、位相復元のための演算を簡単に行うことができる。
【００１６】
しかしながら、波長の決め方には自由度があり、λ_０＜λ_２＜λ_１である３つの波長を用いて位相復元を行う場合において、λ_０及びλ_１が一定であっても、λ_２の決め方によっては位相の推定精度に違いが生じる問題があった。
【００１７】
【非特許文献１】
オールマン（Ｂ．　Ｅ．　Ａｌｌｍａｎ）等「軟Ｘ線非干渉量測定位相撮像法（Ｎｏｎｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ　ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　ｐｈａｓｅ　ｉｍａｇｉｎｇ　ｗｉｔｈ　ｓｏｆｔ　ｘ　ｒａｙｓ）」米国光学協会誌Ａ（Ｊ．　Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ａｍｅｒｉｃａ　Ａ），　Ｖｏｌ．　１７，　Ｎｏ．　１０　（Ｏｃｔｏｂｅｒ　２０００）、ｐ．１７３２−１７４３
【非特許文献２】
グレイエフ（Ｔ．　Ｅ．　Ｇｕｒｅｙｅｖ）等「硬Ｘ線量測定非干渉位相差撮像法（Ｈａｒｄ　Ｘ−ｒａｙ　ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　ｎｏｎ−ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ　ｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ　ｉｍａｇｉｎｇ）」光学写真法研究専門家誌（ＳＰＩＥ）　Ｖｏｌ．　３６５９　（１９９９）、ｐ．３５６−３６４
【非特許文献３】
グレイエフ（Ｔ．　Ｅ．　Ｇｕｒｅｙｅｖ）等「多重エネルギーＸ線量測定同直列位相差撮像法（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ　Ｉｎ−Ｌｉｎｅ　Ｐｈａｓｅ−Ｃｏｎｔｒａｓｔ　Ｉｍａｇｉｎｇ　ｗｉｔｈ　Ｍｕｌｔｉｅｎｅｒｇｙ　Ｘ　Ｒａｙｓ）」物理学報告誌（Ｐｈｙｓｉｃａｌ　Ｒｅｖｉｅｗ　Ｌｅｔｔｅｒ）　Ｖｏｌ．　８６，　Ｎｏ．　２５　（２００１）、ｐ．５８２７−５８３０
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、位相コントラスト法により人体等の生態の放射線画像を構成する際に、使用する波長を適切に定めることにより、位相の推定精度を高めることができる放射線撮像方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような放射線撮像方法を用いた放射線撮像装置、並びに、放射線撮像プログラムを提供することを目的とする。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明に係る放射線撮像方法は、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像方法であって、それぞれ異なる波長を有し、隣接する３つの波長λ_０、λ_１、λ_２がλ_０＜λ_２＜λ_１の関係にあり、σ_１＝λ_１／λ_０、σ_２＝λ_２／λ_０、−０．０５≦Δ≦０．２０とした場合に、σ_２＝（（２（１＋σ_１ ^２））^１／２＋σ_１−１）／（σ_１＋１）＋Δの関係を満たす複数の放射線を用い、被写体から所定の距離離れた検出面において、被写体を透過した複数の放射線の強度を検出し、検出面における複数の放射線画像情報を表す複数の検出データを得るステップ（ａ）と、複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより、位相データを求めるステップ（ｂ）と、ステップ（ｂ）において求められた位相データに基づいて画像データを生成するステップ（ｃ）とを具備する。
【００２０】
また、本発明に係る放射線撮像装置は、光源より放射線を発生し、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像装置であって、それぞれ異なる波長を有し、隣接する３つの波長λ_０、λ_１、λ_２がλ_０＜λ_２＜λ_１の関係にあり、σ_１＝λ_１／λ_０、σ_２＝λ_２／λ_０、−０．０５≦Δ≦０．２０とした場合に、σ_２＝（（２（１＋σ_１ ^２））^１／２＋σ_１−１）／（σ_１＋１）＋Δの関係を満たす複数の放射線を発生するように光源を制御する制御手段と、光源から発生され被写体を透過した放射線の強度を検出することにより、放射線画像情報を表す検出データを得る検出手段と、被写体を透過した異なる波長を有する複数の放射線の強度を検出することにより得られた複数の検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元することにより位相データを求め、それらの位相データに基づいて画像データを生成する画像構成手段とを具備する。
【００２１】
また、本発明に係る放射線撮像プログラムは、光源より放射線を発生し、被写体を透過した放射線の強度を検出することにより得られた検出データに基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する放射線撮像プログラムであって、それぞれ異なる波長を有し、隣接する３つの波長λ_０、λ_１、λ_２がλ_０＜λ_２＜λ_１の関係にあり、σ_１＝λ_１／λ_０、σ_２＝λ_２／λ_０、−０．０５≦Δ≦０．２０とした場合に、σ_２＝（（２（１＋σ_１ ^２））^１／２＋σ_１−１）／（σ_１＋１）＋Δの関係を満たす複数の放射線を発生するように光源を制御する手順（ａ）と、被写体を透過した異なる波長を有する放射線の強度を検出することにより得られた複数の検出データに基づいて、位相のラプラシアンを求める手順（ｂ）と、位相のラプラシアンに逆ラプラシアン演算を施すことにより位相を求める手順（ｃ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２２】
本発明によれば、位相コントラスト法により人体等の生態の放射線画像を構成する際に、使用する波長を適切に定めることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、図面に基づいて本発明の実施の形態について説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１に、本発明の一実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。図１に示すように、この放射線撮像装置は、被写体にＸ線を照射することにより、被写体に関する放射線画像情報を表す検出データを出力する撮像部１と、検出データに基づいて位相情報を復元することにより画像データを生成する画像構成部２と、画像データに基づいて可視画像を表示する表示部３と、可視画像をフィルム等にプリント出力する出力部４とを有している。
【００２４】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。撮影部１は、光源１２と、センサ１３とを有している。光源１２としては、コヒーレント性及び単色性が高いビームを発生するこのができる光源を用いることが望ましい。ここで、単色性が高いビームとは、主に単一波長を有するビームのことをいうが、厳密に単一波長である必要はない。このため、本実施形態においては、光源１２として、Ｘ線を発生する放射光光源を用いている。放射光とは、電子を加速したり、電子の進行方向を曲げることによって発生する光（電磁波）のことをいう。光源１２から発生したＸ線は、被写体１１を透過し、センサ１３に入射して回折縞を生じる。なお、以下において、被写体１１とセンサ１３との距離を、撮像距離といい、本実施形態においては、図３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ_０、λ_１及びλ_２の３種類のＸ線を発生させている。ここで、λ_０＜λ_２＜λ_１とする。
【００２５】
センサ１３は、Ｘ線を入射させて回折縞を生じさせるためのスクリーンとして用いられ、センサ１３の各位置に入射した回折光の強度を表す検出信号を出力する。センサ１３としては、例えば、ＣＣＤ（ｃｏｕｐｌｅｄ　ｃｈａｒｇｅ　ｄｅｖｉｃｅ）等のように、入射したＸ線の強度を電気信号に変換して出力する複数の検出素子を有する２次元センサが用いられる。
【００２６】
また、撮像部１は、増幅器１４と、Ａ／Ｄ変換器１５とを有している。増幅器１４は、センサ１３から出力された検出信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器１５は、増幅器１４によって増幅された検出信号をディジタル信号（「画像信号」又は「検出データ」という）に変換し、検出データを画像構成部２に出力する。
【００２７】
再び図１を参照すると、画像構成部２は、撮像部１から出力された検出データを一時的に記憶する記憶部２１と、撮像距離が等しく波長の異なる３種類のＸ線によって得られた３つの検出データに基づいて位相のラプラシアンに相当する値を算出するラプラシアン処理部２２と、位相復元を行うための逆ラプラシアン演算を行う逆ラプラシアン処理部２３と、復元された位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部２４と、上記の各部２１〜２４及び撮像部１におけるＸ線の波長を制御する制御部２５とを有している。画像構成部２は、ディジタル回路で構成しても良いし、ソフトウェアとＣＰＵで構成しても良い。その場合には、ＣＰＵを含む制御部２５が、記録媒体２６に記録された放射線撮像プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体２６としては、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ−ＲＯＭ、又はＤＶＤ−ＲＯＭ等が該当する。
【００２８】
表示部３は、例えば、ＣＲＴ等のディスプレイ装置であり、画像構成部２によって復元された位相情報を表す画像データに基づいて可視画像を表示する。また、出力部４は、例えば、レーザプリンタであり、画像データに基づいて可視画像をフィルム等にプリント出力する。
【００２９】
次に、光源１２で発生するＸ線の波長と位相の推定精度との関係について説明する。ここで式（５）を書き直すと、次式（９）のように表される。
【数８】

【００３０】
ここで、精度良く位相推定を行うためには、３つのベクトル（１，１，１）^ｔ、（σ_１ ^３，σ_１ ^２，σ_１ ^５）^ｔ、（σ_２ ^３，σ_２ ^２，σ_２ ^５）^ｔの成す角が離れている方が好ましい。そこで、これらのベクトルにそれぞれ平行な３つのベクトル（１，１，１）^ｔ、（σ_１，１，σ_１ ^３）^ｔ、（σ_２，１，σ_２ ^３）^ｔの成す角を考える。また、通常は、｜Ｍ｜、｜γ_０∇^２φ｜≫｜∇Ｍ・∇φ｜であるので、上記ベクトルの第３成分の影響は無視できる。従って、３つのベクトルａ、ｂ、ｃを次式（１０）のように表し、図４に示すように、ベクトルａとベクトルｂとの成す角をθ_１、ベクトルｂとベクトルｃとの成す角をθ_２とする。
【数９】

【００３１】
ここで、ベクトルａ及びベクトルｂに対してベクトルｃが均等に最も離れているとき、θ_１＝θ_２となる。このとき、ｃｏｓθ_１＝ｃｏｓθ_２であるので、３つのベクトルの関係は次式（１１）のように表される。
【数１０】

【００３２】
ただし、３つのベクトルの関係が、式（１１）より若干ずれていても、図５に示すように、ベクトルａとベクトルｂとの間の角の中央１０％幅にベクトルｃが入っていれば、θ_１≒θ_２であると考えられるため、同様の効果が期待できる。
【００３３】
そこで、｜α｜≪１であるαを考え、ｃｏｓθ_１＝（１＋α）ｃｏｓθ_２という条件に置き換えると、中央１０％幅にベクトルｃが入るためには、｜α｜は０．０３５未満である必要がある。このときの３つのベクトルの関係は次式（１２）のように表される。
【数１１】

【００３４】
ここで、λ_０＜λ_２＜λ_１とσ_ｍ＝λ_ｍ／λ_０とに基づいて得られる式１＜σ_２＜σ_１を用いて式（１２）を変形すると、式（１３）が得られ、さらに、α^２＝０と近似すると、式（１４）が得られる。
【数１２】

【００３５】
図６に、α＝−０．０３５，０，０．０３５とした場合の式（１４）で表されるσ_２（σ_１，α）を、σ_１の関数として示す。また、図７に、α＝０とした場合のσ_２（σ_１，０）を基準として、α＝−０．０３５，０．０３５とした場合の差分σ_２（σ_１，α）−σ_２（σ_１，０）を、σ_１の関数として示す。図７に示すように、−０．０５≦σ_２（σ_１，α）−σ_２（σ_１，０）≦０．２０ならば、ベクトルｃは、ベクトルａとベクトルｂとの間の角の中央１０％の幅に十分に入っていると考えることができる。α＝０とした場合の式（１４）は、式（１５）で表されるため、ベクトルｃが中央１０％幅に十分入っているためには、式（１６）で表される条件を満たせば良い。
【数１３】

【数１４】

【００３６】
次に、図１、図３及び図８を参照しながら、本発明の一実施形態に係る放射線撮像方法について説明する。図８は、本発明の一実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。本実施形態においては、図３に示すように、同一撮像距離で、異なる波長λ_０、λ_１及びλ_２のＸ線を用いて撮像された３枚の回折縞画像を表す検出データに基づいて、位相コントラスト法を用いて可視画像を構成する。なお、波長λのＸ線とは、波長λを中心波長とする単色性の高いＸ線のことをいい、厳密に波長λの単一波長のＸ線でなくても良い。ここで、λ_０＜λ_２＜λ_１とすると、波長λ_０、λ_１又はλ_２は、次式（１７）の条件を満たすこととする。本実施形態においては、式（１７）を満たすために、σ_１＝０．３４０、σ_２＝０．６２２となるように、λ_０＝０．７２９ｎｍ（Ｅ_０＝１．７ｋｅＶ）、λ_１＝０．２４８ｎｍ（Ｅ_１＝５．０ｋｅＶ）、λ_２＝０．４５４ｎｍ（Ｅ_２＝２．７ｋｅＶ）の波長のＸ線を用いている。
【数１５】

【００３７】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図３に示すように、撮像距離がＲとなる位置にセンサ１３を配置し、被写体１１に波長λ_０のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。次に、被写体１１に波長λ_２のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。同様に、被写体１１に波長λ_１のＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す検出データが得られる。
【００３８】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_２）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_１）が、画像構成部２に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ_０の回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_１）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ_１の回折光の強度を表し、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_２）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ_２の回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部２の記憶部２１に順次記憶される。
【００３９】
次に、ステップＳ１１及びＳ１２において、画像構成部２は、記憶部２１に記憶されている検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_１）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_２）に基づいて、被写体を透過した直後のＸ線の位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）を復元する。
まず、ステップＳ１１において、ラプラシアン処理部２２は、記憶部２１に記憶されている検出データに基づいて、次式（１８）を用いて位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ_０）＝∇^２φ（ｒ⊥，０，λ_０）を求める。
【数１６】

ここで、
ｇ_０＝ｌｎ［Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）］・・・（１９）
ｇ_１＝ｌｎ［Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_１）］・・・（２０）
ｇ_２＝ｌｎ［Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_２）］・・・（２１）
σ_１＝λ_１／λ_０、σ_２＝λ_２／λ_０
である。
【００４０】
従って、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_０）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ_１）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ_２）を式（１９）、式（２０）及び式（２１）にそれぞれ代入してｇ_０、ｇ_１及びｇ_２を求め、さらに、ｇ_０、ｇ_１及びｇ_２を式（１８）に代入することにより、位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ_０）が求められる。
【００４１】
さらに、ステップＳ１２において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１１において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ_０）＝∇^２φ（ｒ⊥，０，λ_０）に対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）を得る。ここで、逆ラプラシアン演算について、詳しく説明する。ｆ（ｒ⊥，０，λ_０）のフーリエ変換は、次式（２２）のように表される。
【数１７】

ここで、Ｆ［　］はフーリエ変換を示し、また、ｕ、ｖはｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００４２】
これより、位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）は式（２３）のように表される。
【数１８】

ここで、Ｆ^−１［　］は逆フーリエ変換を示す。
【００４３】
この式（２３）を利用することにより、逆ラプラシアン演算を行うことができる。即ち、ｆ（ｒ⊥，０，λ_０）をフーリエ変換し、｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を掛け、さらに、これを逆フーリエ変換することにより、復元された位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）が得られる。
【００４４】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１を予め算出しておき、式（２３）に示す演算を行う際にこれを利用しても良い。即ち、所定の値ｃｏｎｓｔを設定すると、｜ｕ｜，｜ｖ｜≦ｃｏｎｓｔの場合には、式（２３）において次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（２３）において、次式の値を用いる。
｛−４π^２（ｕ^２＋ｖ^２）｝^−１＝０
これにより、逆ラプラシアン演算を高速に行うことができる。
【００４５】
次に、ステップＳ１３において、画像処理部２４は、位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２４は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，０，λ_０）を、明度を表すデータに変換すると共に、階調処理や補間処理等の必要な画像処理を施す。
【００４６】
その後、必要に応じて、ステップＳ１４において、表示部３は、画像データに基づく可視画像をディスプレイに表示したり、ステップ１５において、出力部４は、フィルム等に印刷する。
【００４７】
また、本実施形態においては、被写体を撮像する際にＸ線を用いているが、被写体を透過して回折像を形成することができる放射線であればＸ線に限らず用いることができる。例えば、電子線を含む粒子線等が挙げられる。また、本実施形態においては、波長の異なる３つのＸ線を用いて位相を復元したが、式（１７）を、σ_２＝Ｇ（σ_１）と置き換え、λ_０＜λ_３＜λ_２＜λ_４＜λ_１の場合に、λ_２／λ_０＝Ｇ（λ_１／λ_０）によってλ_２の条件を出し、その後で、λ_３／λ_０＝Ｇ（λ_２／λ_０）、λ_４／λ_２＝Ｇ（λ_１／λ_２）としてλ_３及びλ_４の条件を出しても良い。同様にすると、２^Ｎ＋１（Ｎ＝１、２、・・・）種類の波長のＸ線を利用する場合の波長の条件が出せるので、この条件下で撮影しても良い。
【００４８】
さらに、本実施形態においては、被写体を撮像する際に放射光光源を用いているが、放射光ではないビームを発生する光源を用いても良い。例えば、立命館大学が開発した電子蓄積型高輝度硬Ｘ線発生装置は、卓上型でありながら放射光並みに輝度及び指向性の高いＸ線を発生することができる。この装置が発生するＸ線はコヒーレント性を有しており、また、単一波長ではないが、単色化結晶と組み合わせることにより単色化することが可能である。また、技術研究組合フェムト秒テクノロジー研究機構（ＦＥＳＴＡ）が開発した線源は、逆コンプトン散乱の原理に基づいて極短パルス高輝度Ｘ線を発生する。この線源は、小型で持ち運びが可能であり、干渉性を有すると共に、指向性及び単色性の高いＸ線を発生することができる。なお、光源として点光源を用いる場合には、画像構成部においてデータ処理を行う際に、拡大率を含めて補正することが望ましい。
【００４９】
次に、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の変形例について、図９を参照しながら説明する。図９に示す放射線撮像装置は、撮影部５及び読取り部６を有している。その他の構成については、図１に示す放射線撮像装置と同様である。
【００５０】
撮像部５においては、画像情報を記録するために用いられるスクリーンとして、図２に示す撮像部１におけるセンサ１３の替わりに、輝尽性蛍光体シート（記録シート）が用いられる。
【００５１】
輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）とは、放射線等を照射するとその放射線エネルギの一部が蓄積され、その後、可視光等の励起光を照射すると、蓄積されたエネルギに応じて輝尽発光する物質である。この輝尽性蛍光体を塗布したシートに人体等の被写体の放射線画像を撮像記録し、この輝尽性蛍光体シートをレーザ光等の励起光で走査すると輝尽発光光が生じるので、この光を光電的に読み取ることにより検出データを得ることができる。この検出データを適切に処理した後、ＣＲＴ等のディスプレイに出力したり、レーザプリンタ等によりフィルムに印刷して、放射線画像を可視画像として表示することができる。
【００５２】
図９に示す読取り部６は、記録シートに記録された放射線画像を読み取るために用いられる。ここで、図１０を参照しながら、読取り部６の構成及び動作について説明する。画像情報が記録された記録シート５０は、読取り部６の所定位置にセットされる。記録シート５０は、モータ５１により駆動されるシート搬送手段５２により、Ｙ軸方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より出射したビームＬ１は、モータ５４により駆動されて矢印方向に高速回転する回転多面鏡５５により反射偏向され、収束レンズ５６を通過する。その後、ビームＬ１は、ミラー５７により光路を変えて、記録シート５０をＸ軸方向に走査する。この走査により、励起光Ｌ２が記録シート５０に照射され、照射された部分からは蓄積記録されている放射線画像情報に応じた光量の輝尽発光光Ｌ３が発散される。輝尽発光光Ｌ３は、光ガイド５８により導かれ、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）５９により光電的に検出される。フォトマルチプライヤ５９から出力されたアナログ信号は、増幅器６０により増幅され、Ａ／Ｄ変換器６１によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器６１から出力された検出データは、画像構成部２に入力される。
【００５３】
撮像部５において、出射するＸ線のエネルギーを変えて複数枚の記録シートを用いて放射線撮像を行い、読取り部６において、それぞれの記録シートから画像情報を読み取ることにより、異なるＸ線のエネルギーにおいて得られた複数の干渉縞画像を表す検出データが得られる。画像構成部２は、この検出データに基づいて位相復元を行い、画像データを生成する。画像構成部２における処理については、図８を用いて説明したのと同様である。
【００５４】
【発明の効果】
本発明によれば、位相コントラスト法により人体等の生態の放射線画像を構成する際に、使用する波長を適切に定めることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す図である。
【図２】図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。
【図３】同一撮像距離で、異なる波長λ_０、λ_１及び、λ_２の３種類のＸ線を発生させている撮像部を示す図である。
【図４】ベクトルａとベクトルｂとの成す角θ_１、ベクトルｂとベクトルｃとの成す角θ_２を示す図である。
【図５】ベクトルａとベクトルｂとの間の角の中央１０％幅を示す図である。
【図６】α＝−０．０３５，０，０．０３５とした場合の式（１４）を、σ_１の関数として示す図である。
【図７】α＝０とした場合の式（１４）を基準として、α＝−０．０３５，０．０３５とした場合の式（１４）を、σ_１の関数として示す図である。
【図８】本発明の一実施形態に係る放射線撮像方法を示すフローチャートである。
【図９】本発明の一実施形態に係る放射線撮像装置の変形例を示す図である。
【図１０】図９に示す読取り部の構成を示す模式図である。
【図１１】位相復元の原理を説明するための図である。
【図１２】位相復元の原理を説明するための図である。
【符号の説明】
１、５　撮像部
２　画像構成部
３　表示部
４　出力部
６　読取り部
１１、１００　被写体
１２　光源
１３　センサ
１４　増幅器
１５　Ａ／Ｄ変換器
２１　記憶部
２２　ラプラシアン処理部
２３　逆ラプラシアン処理部
２４　画像処理部
２５　制御部
２６　記録媒体
５０　輝尽性蛍光体シート（記録シート）
５１　モータ
５２　シート搬送手段
５３　レーザ光源
５４　モータ
５５　回転多面鏡
５６　収束レンズ
５７　ミラー
５８　光ガイド
５９　フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）
８２　差分処理部
１０１　物体面
１０２　スクリーン[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging method, a radiation imaging apparatus, and a radiation imaging program used for constructing an image based on image information obtained by radiation imaging. In the present application, the term “radiation” refers to radiation in a broad sense including particle beams such as electron beams and electromagnetic waves in addition to X-rays, α rays, β rays, γ rays, ultraviolet rays, and the like.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an imaging method using X-rays or the like has been used in various fields, and particularly in the medical field, has become one of the most important means for diagnosis. Since the first X-ray photography was realized, the X-ray photography method has been improved many times, and at present, a method combining a fluorescent screen and an X-ray film has become mainstream. On the other hand, in recent years, various digitized apparatuses such as X-ray CT, ultrasound, and MRI have been put into practical use, and the construction of diagnostic information processing systems and the like in hospitals is being promoted. For X-ray images, much research has been done to digitize imaging systems. By digitizing the imaging system, it is possible to store a large amount of data for a long period of time without causing deterioration of image quality, which is useful for the development of a medical diagnosis information system.
[0003]
By the way, the radiographic image obtained in this way is generated by converting the intensity of the radiation transmitted through the subject into the brightness of the image. For example, when imaging a region including a bone part, radiation that has passed through the bone part is greatly attenuated, and radiation that has passed through a part other than the bone part, that is, the soft part is attenuated slightly. In this case, since the intensity difference between the radiation transmitted through different tissues is large, a high-contrast radiation image can be obtained.
[0004]
On the other hand, for example, when imaging a soft part region such as a breast, radiation is easily transmitted through the soft part as a whole, and therefore, a difference in tissue in the soft part hardly appears as an intensity difference of transmitted radiation. For this reason, only a low-contrast radiation image can be obtained for the soft part. Thus, the conventional radiation imaging method is not appropriate as a method for visualizing a slight tissue difference in the soft part.
[0005]
Here, the information included in the radiation transmitted through the subject includes phase information in addition to the intensity information. In recent years, a phase contrast method for generating an image using this phase information has been studied. The phase contrast method is an image construction technique for converting a phase difference caused by transmission of X-rays or the like through a subject into image brightness.
[0006]
The phase contrast method includes a method for obtaining a phase difference based on interference light generated by using an interferometer or a zone plate, and a method for obtaining a phase difference based on diffracted light. Among these, the diffraction method for obtaining the phase difference based on the diffracted light obtains the phase difference based on the following principle. For example, X-rays propagate through a substance as waves travel in the same way as light. The propagation speed varies depending on the refractive index of the substance. For this reason, when X-rays with the same phase are irradiated toward the subject, a difference occurs in the way the X-rays are transmitted due to the difference in tissue in the subject. As a result, the wavefront of the X-ray transmitted through the subject is distorted, so that diffraction fringes are generated in the X-ray image obtained based on the transmitted X-ray. The diffraction fringe pattern differs depending on the distance between the screen on which the X-ray is imaged and the subject and the wavelength of the X-ray. Therefore, by analyzing two or more X-ray images having different diffraction fringe patterns, the phase difference of X-rays generated at each position on the screen can be obtained. By converting this phase difference into lightness, an X-ray image in which the difference in tissue in the subject appears clearly can be obtained.
[0007]
In particular, in the radiation after passing through the soft part of the subject, the phase difference is larger than the intensity difference in the transmitted radiation due to the difference in the transmitted tissue. Differences can be visualized. In order to use such a phase contrast method, imaging conditions in radiation imaging and techniques for restoring the phase from a diffraction fringe pattern are being studied.
[0008]
Non-Patent Document 1 below describes that an X-ray image is constructed by performing phase restoration based on image information obtained by performing soft X-ray imaging. In this document, TIE (Transport of Intensity Equation), which is a basic expression for phase restoration, is used. Here, r is a vector.
[Expression 1]

[0009]
Next, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 11, X-rays having a wavelength λ are emitted from the left side of the figure, pass through the object plane 101, and enter the screen 102 separated from the object plane 101 by a distance z. Here, it is assumed that the X-ray intensity at the position (x, y) on the screen 102 is I (x, y) and the phase is φ (x, y). At this time, the relationship represented by the following equation holds between the intensity I (x, y) and the phase φ (x, y). Here, the intensity I is the square of the wave amplitude.
[Expression 2]

If κ = 2π / λ in equation (2) and the (x, y) component is rewritten to vector r, TIE shown in equation (1) is derived.
[0010]
However, since it is difficult to solve such a TIE, the TIE has been mainly used in an approximate manner. Non-Patent Document 2 below describes that an X-ray image is formed by performing phase restoration based on image information obtained by hard X-ray imaging. In this document, the TIE shown in Equation (1) is approximated as follows. First, formula (1) is developed. In the following, the vector r in the above document is rewritten to the (x, y) component.
[Equation 3]

[0011]
When the second term on the right side of Equation (3) is approximated to zero, the approximate equation shown in Equation (4) below is obtained.
[Expression 4]

In Expression (4), φ (x, y) can be obtained from I (x, y) by a solution such as a finite element method.
[0012]
Non-Patent Document 3 below describes that X-ray imaging is performed using three types of X-rays having different wavelengths, and the phase is restored based on the obtained image information. In this document, attention is paid to the relationship between the X-ray phase and intensity immediately after X-rays have passed through the subject and the X-ray intensity at a position away from the subject by a predetermined distance. When performing X imaging, a configuration as shown in FIG. 12 is assumed. That is, as shown in FIG. 12, three types of X-rays having wavelengths λ ₀ , λ ₁ , and λ ₂ are transmitted through the subject 110 and arranged at a position separated from the object plane 101 by a distance R. 102 is incident.
[0013]
In this case, if r⊥ = (x, y), the intensity I (r⊥, 0, λ ₀ ) and phase φ (r⊥, 0, λ) of X-rays immediately after passing through the subject 110 at the wavelength λ _{0 0} ) and the intensity I (r⊥, R, λ _m ) of the X-ray diffracted light detected on the screen 102 at the wavelength λ _m , the following relationship is established. However, in the following equation (5), I (r⊥, 0, λ ₀ ) = exp {−M (r⊥, 0, λ ₀ )}.
[Equation 5]

[0014]
In Equation (5), when ∇M · ∇φ (r⊥, R, λ _m ) is sufficiently small, it can be approximated as follows.
[Formula 6]

[0015]
Furthermore, from the equation (6), the intensity and phase of X-rays immediately after passing through the subject 110 are expressed as follows.
[Expression 7]

However, Δλ = λ ₁ −λ ₀ and σ≡σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ .
Phase Laplacian ∇ in Equation ^{(8) 2 φ (r⊥,} R, λ 0) by performing an inverse Laplacian operation for the phase _{φ (r⊥, R, λ 0} ) can be determined. Furthermore, a visible image representing the subject can be obtained by converting this phase into lightness in the image. As described above, by using Expression (8), it is possible to easily perform a calculation for phase restoration based on a small number of radiation images obtained by changing the wavelength.
[0016]
However, there is a degree of freedom in determining the wavelength, and when performing phase restoration using three wavelengths where λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , even if λ ₀ and λ ₁ are constant, λ ₂ There is a problem in that the phase estimation accuracy varies depending on the method of determination.
[0017]
[Non-Patent Document 1]
B. E. Allman et al. “Noninterferometric quantitative imaging with soft x rays”, American Optical Society A (J. Optical Society Af. 17, no. 10 (October 2000), p. 1732-1743
[Non-Patent Document 2]
T. E. Gureyev et al. “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging”, Optical Photographic Research Specialist (SPIE) Vol. 3659 (1999), p. 356-364
[Non-Patent Document 3]
T. E. Gureyev et al., “Quantitative In-Line Phase-Contrast Imaging with Multi-X Rays”, Physics Report, Physiological Review. 86, no. 25 (2001), p. 5827-5830
[0018]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, the present invention provides a radiographic imaging capable of improving the phase estimation accuracy by appropriately determining the wavelength to be used when constructing a radiological image of a human body or the like by the phase contrast method. It aims to provide a method. It is another object of the present invention to provide a radiation imaging apparatus using such a radiation imaging method and a radiation imaging program.
[0019]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, a radiation imaging method according to the present invention is a radiation that restores phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject. The imaging method has different wavelengths, and the adjacent three wavelengths λ ₀ , λ ₁ , λ ₂ have a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , σ _{When 2} = λ ₂ / λ ₀ and −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) + Δ A plurality of radiation satisfying the above relationship is used, and a detection surface separated from the subject by a predetermined distance is used to detect a plurality of radiation intensities transmitted through the subject, and a plurality of detection data representing a plurality of radiation image information on the detection surface is obtained. Based on step (a) and a plurality of detection data Step (b) for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject, and step (c) for producing image data based on the phase data obtained in Step (b) .
[0020]
Further, the radiation imaging apparatus according to the present invention restores phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by generating radiation from the light source and detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. The radiation imaging apparatus has different wavelengths, and the adjacent three wavelengths λ ₀ , λ ₁ , λ ₂ have a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , When σ ₂ = λ ₂ / λ ₀ , −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) Control means for controlling the light source so as to generate a plurality of radiations satisfying the relationship of + Δ; and detection means for obtaining detection data representing radiation image information by detecting the intensity of the radiation generated from the light source and transmitted through the subject; A plurality of having different wavelengths transmitted through the subject An image for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of the ray, and generating image data based on the phase data And constituting means.
[0021]
The radiation imaging program according to the present invention restores phase information of radiation transmitted through the subject based on detection data obtained by generating radiation from the light source and detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. A radiation imaging program having three different wavelengths λ ₀ , λ ₁ , and λ ₂ having a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , When σ ₂ = λ ₂ / λ ₀ , −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) Based on the procedure (a) for controlling the light source to generate a plurality of radiation satisfying the relationship of + Δ and a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of radiation having different wavelengths transmitted through the subject, A procedure (b) for obtaining a phase Laplacian; And a procedure for determining the phase (c) is executed by the CPU by applying an inverse Laplacian operation to the Laplacian of the phase.
[0022]
According to the present invention, when a radiological image of a living body such as a human body is constructed by a phase contrast method, the phase estimation accuracy can be increased by appropriately determining the wavelength to be used.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 shows a configuration of a radiation imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, this radiation imaging apparatus irradiates a subject with X-rays, thereby outputting detection data representing radiation image information about the subject, and restoring phase information based on the detection data. Thus, it has an image construction unit 2 that generates image data, a display unit 3 that displays a visible image based on the image data, and an output unit 4 that prints the visible image on a film or the like.
[0024]
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 1. The imaging unit 1 includes a light source 12 and a sensor 13. As the light source 12, it is desirable to use a light source capable of generating a beam having high coherence and monochromaticity. Here, the beam having high monochromaticity mainly refers to a beam having a single wavelength, but does not have to be strictly a single wavelength. For this reason, in the present embodiment, a radiant light source that generates X-rays is used as the light source 12. Synchrotron radiation refers to light (electromagnetic wave) generated by accelerating electrons or bending the traveling direction of electrons. X-rays generated from the light source 12 pass through the subject 11 and enter the sensor 13 to generate diffraction fringes. In the following description, the distance between the subject 11 and the sensor 13 is referred to as an imaging distance. In the present embodiment, as shown in FIG. 3, the same imaging distance and three different wavelengths λ ₀ , λ _1, and λ ₂ are used. X-rays of various types are generated. Here, it is assumed that λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ .
[0025]
The sensor 13 is used as a screen for causing X-rays to enter and generating diffraction fringes, and outputs a detection signal indicating the intensity of the diffracted light incident on each position of the sensor 13. As the sensor 13, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that converts the intensity of incident X-rays into electric signals and outputs the same, such as a CCD (coupled charge device).
[0026]
The imaging unit 1 includes an amplifier 14 and an A / D converter 15. The amplifier 14 amplifies the detection signal output from the sensor 13. The A / D converter 15 converts the detection signal amplified by the amplifier 14 into a digital signal (referred to as “image signal” or “detection data”), and outputs the detection data to the image construction unit 2.
[0027]
Referring again to FIG. 1, the image construction unit 2 is obtained by the storage unit 21 that temporarily stores the detection data output from the imaging unit 1 and the three types of X-rays obtained by three types of X-rays having the same imaging distance and different wavelengths. A Laplacian processing unit 22 that calculates a value corresponding to a Laplacian of a phase based on two detection data, an inverse Laplacian processing unit 23 that performs an inverse Laplacian operation for performing phase restoration, and image data based on the restored phase information The image processing unit 24 for generating the image and the control unit 25 for controlling the wavelengths of the X-rays in the respective units 21 to 24 and the imaging unit 1. The image construction unit 2 may be composed of a digital circuit, or may be composed of software and a CPU. In that case, the control unit 25 including the CPU processes the detection data based on the radiation imaging program recorded on the recording medium 26. The recording medium 26 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CD-ROM, DVD-ROM, or the like.
[0028]
The display unit 3 is a display device such as a CRT, for example, and displays a visible image based on the image data representing the phase information restored by the image construction unit 2. The output unit 4 is a laser printer, for example, and prints a visible image on a film or the like based on the image data.
[0029]
Next, the relationship between the wavelength of X-rays generated by the light source 12 and the phase estimation accuracy will be described. Here, when the formula (5) is rewritten, it is expressed as the following formula (9).
[Equation 8]

[0030]
Here, in order to perform phase estimation with high accuracy, three vectors (1, 1, 1) ^t , (σ ₁ ³ , σ ₁ ² , σ ₁ ⁵ ) ^t , (σ ₂ ³ , σ ₂ ² , σ ₂ ⁵ ) It is preferable that the angle formed by ^t is separated. Therefore, an angle formed by ^three vectors ( ₁ , 1, 1) ^t , (σ ₁ , 1, σ ₁ ³ ) ^t , (σ ₂ , 1, σ ₂ ³ ) ^t parallel to these vectors will be considered. Usually, | M |, | γ ₀ ∇ ² φ | >> | ∇M · ∇φ |, the influence of the third component of the vector can be ignored. Accordingly, the three vectors a, b, and c are expressed as the following equation (10), and as shown in FIG. 4, the angle formed by the vector a and the vector b is θ ₁ , and the angle formed by the vector b and the vector c. Is θ ₂ .
[Equation 9]

[0031]
Here, when the vector c is equally farthest from the vectors a and b, θ ₁ = θ ₂ holds. At this time, since cos θ ₁ = cos θ ₂ , the relationship between the three vectors is expressed by the following equation (11).
[Expression 10]

[0032]
However, even if the relationship between the three vectors is slightly deviated from Equation (11), as long as the vector c is in the center 10% width of the corner between the vector a and the vector b as shown in FIG. , Θ ₁ ≈θ ₂ , and the same effect can be expected.
[0033]
Therefore, if α that satisfies | α | << ₁ is considered and replaced with the condition that cos θ ₁ = (1 + α) cos θ ₂ , | α | is less than 0.035 in order for the vector c to enter the center 10% width. There is a need. The relationship between the three vectors at this time is expressed by the following equation (12).
## EQU11 ##

[0034]
Here, when Expression (12) is transformed using Expression 1 <σ ₂ <σ ₁ obtained based on λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ and σ _m = λ _m / λ ₀ , Expression (13) becomes Further, when it is approximated to α ² = 0, Expression (14) is obtained.
[Expression 12]

[0035]
FIG. 6 shows σ ₂ (σ ₁ , α) represented by Expression (14) when α = −0.035,0,0.035 as a function of σ ₁ . FIG. 7 shows the difference σ ₂ (σ ₁ , α) −σ when α = −0.035, 0.035 with σ ₂ (σ ₁ , 0) when α = 0 as a reference. ₂ (σ ₁ , 0) is shown as a function of σ ₁ . As shown in FIG. 7, if −0.05 ≦ σ ₂ (σ ₁ , α) −σ ₂ (σ ₁ , 0) ≦ 0.20, the vector c is an angle between the vector a and the vector b. It can be considered that it is well within the width of 10% of the center. Since Expression (14) when α = 0 is expressed by Expression (15), the condition expressed by Expression (16) must be satisfied in order for the vector c to be sufficiently within the center 10% width. It ’s fine.
[Formula 13]

[Expression 14]

[0036]
Next, a radiation imaging method according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1, 3, and 8. FIG. 8 is a flowchart showing a radiation imaging method according to an embodiment of the present invention. In the present embodiment, as shown in FIG. 3, based on detection data representing three diffraction fringe images captured using X-rays having different wavelengths λ ₀ , λ ₁ and λ _{2 at} the same imaging distance. A visible image is constructed using the phase contrast method. Note that the X-ray with the wavelength λ means a highly monochromatic X-ray having the wavelength λ as the central wavelength, and may not be strictly a single wavelength X-ray with the wavelength λ. Here, when λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , the wavelength λ ₀ , λ _1, or λ ₂ satisfies the condition of the following equation (17). In this embodiment, in order to satisfy Expression (17), λ ₀ = 0.729 nm (E ₀ = 1.7 keV), λ ₁ so that σ ₁ = 0.340 and σ ₂ = 0.622. X-rays with wavelengths of = 0.248 nm (E ₁ = 5.0 keV) and λ ₂ = 0.454 nm (E ₂ = 2.7 keV) are used.
[Expression 15]

[0037]
First, in step S10, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG. 3, the sensor 13 is disposed at a position where the imaging distance is R, and X-ray imaging is performed by irradiating the subject 11 with X-rays having a wavelength λ ₀ . Next, the X-ray imaging by radiating X-rays of wavelength lambda ₂ to the object 11. Similarly, performing X-ray imaging by radiating X-rays of wavelength lambda ₁ to the object 11. Thereby, detection data representing a diffraction fringe image is obtained.
[0038]
The detection data I (r 線, R, λ ₀ ), I (r⊥, R, λ ₂ ), and I (r⊥, R, λ ₁ ) are sequentially supplied to the image construction unit 2 by X-ray imaging in step S10. Entered. Here, the detection data I (r⊥, R, λ ₀ ) represents the intensity of the diffracted light having the wavelength λ ₀ at the position r⊥ = (x, y) on the imaging distance R plane. Similarly, the detection data I (r⊥, R, λ ₁ ) represents the intensity of the diffracted light having the wavelength λ ₁ at the position r⊥ = (x, y) on the imaging distance R plane, and the detection data I (r⊥). , R, λ ₂ ) represents the intensity of the diffracted light of wavelength λ ₂ at the position r⊥ = (x, y) on the imaging distance R plane. These detection data are sequentially stored in the storage unit 21 of the image construction unit 2.
[0039]
Next, in steps S11 and S12, the image construction unit 2 detects the detection data I (r⊥, R, λ ₀ ), I (r⊥, R, λ ₁ ) and I (r) stored in the storage unit 21. Based on (⊥, R, λ ₂ ), the phase φ (r⊥, 0, λ ₀ ) of the X-ray immediately after passing through the subject is restored.
First, in step S11, the Laplacian processing unit 22 uses the following equation (18) based on the detection data stored in the storage unit 21, and the Laplacian f (r (r の, 0, λ ₀ )) ⊥, 0, λ ₀ ) = ∇ ² φ (r⊥, 0, λ ₀ ) is obtained.
[Expression 16]

here,
g ₀ = ln [I (r⊥, R, λ ₀ )] (19)
g ₁ = ln [I (r⊥, R, λ ₁ )] (20)
g ₂ = ln [I (r⊥, R, λ ₂ )] (21)
σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , σ ₂ = λ ₂ / λ ₀
It is.
[0040]
Therefore, the detection data I (r⊥, R, λ ₀ ), I (r⊥, R, λ ₁ ) and I (r⊥, R, λ ₂ ) are expressed by the equations (19), (20), and (21 ) To obtain g ₀ , g _1, and g ₂ , respectively, and further substitute g ₀ , g _1, and g ₂ into equation (18) to obtain the phase Laplacian f (r⊥, 0, λ ₀ ) Is required.
[0041]
Further, in step S12, the inverse Laplacian processing section 24, the phase of the Laplacian f determined in step _{S11 (r⊥, 0, λ 0} ) = ∇ 2 φ (r⊥, 0, λ 0) inverse Laplacian with respect to By performing the calculation, the phase φ (r⊥, 0, λ ₀ ) is obtained. Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. The Fourier transform of f (r⊥, 0, λ ₀ ) is expressed as the following equation (22).
[Expression 17]

Here, F [] indicates a Fourier transform, and u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0042]
Accordingly, the phase φ (r⊥, 0, λ ₀ ) is expressed as shown in Equation (23).
[Expression 18]

Here, F ⁻¹ [] indicates an inverse Fourier transform.
[0043]
By using this equation (23), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (r⊥, 0, λ ₀ ) is Fourier-transformed, multiplied by {−4π ² (u ² + v ² )} ^{− 1} , and further subjected to inverse Fourier transform to restore the restored phase φ ( r⊥, 0, λ ₀ ) is obtained.
[0044]
Here, {−4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ is calculated in advance within a range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, and the calculation shown in Expression (23) is performed. You may use this. That is, when the predetermined value const is set, in the case of | u |, | v | ≦ const, the value of the following expression is used in Expression (23).
{−4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ = (pre-calculated value)
In the case of | u |, | v |> const, the value of the following expression is used in Expression (23).
{-4π ² (u ² + v ² )} ⁻¹ = 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0045]
Next, in step S13, the image processing unit 24 generates image data based on the phase φ (r 位相, 0, λ ₀ ). That is, the image processing unit 24 converts the phase φ (r⊥, 0, λ ₀ ) in each pixel into data representing brightness, and performs necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing.
[0046]
Thereafter, if necessary, in step S14, the display unit 3 displays a visible image based on the image data on the display, or in step 15, the output unit 4 prints on a film or the like.
[0047]
In this embodiment, X-rays are used when imaging a subject. However, any radiation that can pass through the subject and form a diffraction image can be used without being limited to X-rays. For example, the particle beam containing an electron beam etc. are mentioned. In this embodiment, the phase is restored using three X-rays having different wavelengths. However, Equation (17) is replaced with σ ₂ = G (σ ₁ ), and λ ₀ <λ ₃ <λ ₂ < When λ ₄ <λ ₁ , the condition of λ ₂ is given by λ ₂ / λ ₀ = G (λ ₁ / λ ₀ ), and then λ ₃ / λ ₀ = G (λ ₂ / λ ₀ ), λ The condition of λ ₃ and λ ₄ may be given as ₄ / λ ₂ = G (λ ₁ / λ ₂ ). Similarly, since the wavelength condition when using X-rays of 2 ^N +1 (N = 1, 2,...) Types of wavelengths can be obtained, imaging may be performed under this condition.
[0048]
Furthermore, in the present embodiment, a radiated light source is used when imaging a subject, but a light source that generates a beam that is not radiated light may be used. For example, an electron storage type high-intensity hard X-ray generator developed by Ritsumeikan University can generate X-rays with high brightness and directivity similar to synchrotron radiation while being a desktop type. The X-rays generated by this apparatus have coherent properties and are not a single wavelength, but can be monochromatic by being combined with a monochromatic crystal. In addition, a radiation source developed by the Femtosecond Technology Research Organization (FESTA), which generates ultra-short pulse high-intensity X-rays based on the principle of inverse Compton scattering. This radiation source is small and portable, has coherence, and can generate X-rays with high directivity and monochromaticity. When a point light source is used as the light source, it is desirable to correct including the enlargement ratio when data processing is performed in the image construction unit.
[0049]
Next, a modification of the radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The radiation imaging apparatus illustrated in FIG. 9 includes an imaging unit 5 and a reading unit 6. About another structure, it is the same as that of the radiation imaging device shown in FIG.
[0050]
In the imaging unit 5, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used instead of the sensor 13 in the imaging unit 1 shown in FIG. 2 as a screen used for recording image information.
[0051]
A stimulable phosphor (accumulative phosphor) is a part of the radiation energy stored when irradiated with radiation, etc., and then irradiated with excitation light such as visible light according to the stored energy. It is a substance that emits light. When a radiation image of a subject such as a human body is imaged and recorded on the sheet coated with the photostimulable phosphor, and this photostimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as laser light, the photostimulated emission light is generated. Detection data can be obtained by photoelectrically reading. After appropriately processing this detection data, it can be output to a display such as a CRT or printed on a film by a laser printer or the like to display a radiation image as a visible image.
[0052]
The reading unit 6 shown in FIG. 9 is used to read a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 6 will be described with reference to FIG. The recording sheet 50 on which the image information is recorded is set at a predetermined position of the reading unit 6. The recording sheet 50 is conveyed in the Y-axis direction by a sheet conveying unit 52 driven by a motor 51. On the other hand, the beam L1 emitted from the laser light source 53 is reflected and deflected by a rotating polygon mirror 55 that is driven by a motor 54 and rotates at high speed in the direction of the arrow, and passes through a converging lens 56. Thereafter, the beam L1 changes its optical path by the mirror 57 and scans the recording sheet 50 in the X-axis direction. By this scanning, the excitation light L2 is irradiated onto the recording sheet 50, and the stimulated emission light L3 having a light amount corresponding to the accumulated radiographic image information is emitted from the irradiated portion. The stimulated emission light L3 is guided by a light guide 58 and is detected photoelectrically by a photomultiplier (photomultiplier tube) 59. The analog signal output from the photomultiplier 59 is amplified by the amplifier 60 and digitized by the A / D converter 61. The detection data output from the A / D converter 61 is input to the image construction unit 2.
[0053]
The imaging unit 5 performs radiation imaging using a plurality of recording sheets while changing the energy of the emitted X-rays, and the reading unit 6 reads image information from each recording sheet, so that different X-ray energies are obtained. Detection data representing a plurality of obtained interference fringe images is obtained. The image construction unit 2 performs phase restoration based on the detection data to generate image data. The processing in the image construction unit 2 is the same as described with reference to FIG.
[0054]
【The invention's effect】
According to the present invention, when a radiological image of a living body such as a human body is constructed by a phase contrast method, the phase estimation accuracy can be increased by appropriately determining the wavelength to be used.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of a radiation imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a configuration of an imaging unit illustrated in FIG.
FIG. 3 is a diagram illustrating an imaging unit that generates three types of X-rays having different wavelengths λ ₀ , λ _1, and λ _{2 at} the same imaging distance.
FIG. 4 is a diagram illustrating an angle θ ₁ formed by a vector a and a vector b, and an angle θ ₂ formed by a vector b and a vector c.
FIG. 5 is a diagram showing a center 10% width of a corner between a vector a and a vector b;
FIG. 6 is a diagram illustrating Expression (14) as a function of σ ₁ when α = −0.035, 0, 0.035.
FIG. 7 is a diagram illustrating Expression (14) when α = −0.035 and 0.035 as a function of σ ₁ with reference to Expression (14) when α = 0.
FIG. 8 is a flowchart showing a radiation imaging method according to an embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a view showing a modification of the radiation imaging apparatus according to the embodiment of the present invention.
10 is a schematic diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG. 9. FIG.
FIG. 11 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
FIG. 12 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 5 Imaging part 2 Image structure part 3 Display part 4 Output part 6 Reading part 11, 100 Subject 12 Light source 13 Sensor 14 Amplifier 15 A / D converter 21 Memory | storage part 22 Laplacian process part 23 Reverse Laplacian process part 24 Image process part 25 control unit 26 recording medium 50 stimulable phosphor sheet (recording sheet)
51 Motor 52 Sheet conveying means 53 Laser light source 54 Motor 55 Rotating polygon mirror 56 Converging lens 57 Mirror 58 Light guide 59 Photomultiplier (photomultiplier tube)
82 Difference processing unit 101 Object plane 102 Screen

Claims (3)

A radiation imaging method for restoring phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject,
Each of the three wavelengths λ ₀ , λ ₁ and λ ₂ having different wavelengths has a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , σ ₂ = λ ₂ / λ ₀ , −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, a plurality of conditions satisfying the relationship of σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) + Δ (A) detecting a plurality of radiation intensities transmitted through the subject on a detection surface separated from the subject by using radiation and detecting a plurality of pieces of detection data representing a plurality of pieces of radiation image information on the detection surface; ,
Obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject based on the plurality of detection data;
Generating image data based on the phase data determined in step (b) (c);
A radiation imaging method comprising: A radiation imaging apparatus that restores phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by generating radiation from a light source and detecting the intensity of radiation transmitted through the subject,
Each of the three wavelengths λ ₀ , λ ₁ , and λ ₂ having different wavelengths has a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , σ ₂ = λ ₂ / λ ₀ , −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, a plurality of conditions satisfying the relationship of σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) + Δ Control means for controlling the light source to generate radiation;
Detecting means for obtaining detection data representing radiation image information by detecting intensity of radiation generated from the light source and transmitted through the subject;
Based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensities of a plurality of radiations having different wavelengths that have passed through the subject, phase data is obtained by restoring phase information of the radiation that has passed through the subject, and their phases Image constructing means for generating image data based on the data;
A radiation imaging apparatus comprising: A radiation imaging program for restoring phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by detecting radiation intensity generated from a light source and transmitted through the subject,
Each of the three wavelengths λ ₀ , λ ₁ , and λ ₂ having different wavelengths has a relationship of λ ₀ <λ ₂ <λ ₁ , and σ ₁ = λ ₁ / λ ₀ , σ ₂ = λ ₂ / λ ₀ , −0.05 ≦ Δ ≦ 0.20, a plurality of conditions satisfying the relationship of σ ₂ = ((2 (1 + σ ₁ ² )) ^1/2 + σ ₁ −1) / (σ ₁ +1) + Δ A step (a) of controlling the light source so as to generate radiation, and a step of obtaining a phase Laplacian based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of radiation having different wavelengths transmitted through the subject. (B), a procedure (c) for obtaining a phase by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase,
Radiation imaging program for causing CPU to execute.

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