JP4137505B2 - Phase information restoration method, phase information restoration device, and phase information restoration program - Google Patents

Description

【００１０】
ここで、位相復元の原理について、図８を用いて説明する。図８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。この際に、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。
【００１１】
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。例えば、T. E. Gureyevらによる「Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging」（SPIE Vol. 3659 (1999), p. 356-p. 364）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。
【００１２】
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】

【００１３】
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。
【００１４】
実際には、式（４）の左辺の替わりに、２つの検出データから得られた強度の差分係数が用いられる。従って、少なくとも２枚の画像を用いることにより、位相を復元することができる。
【００１５】
しかしながら、２枚程度の少数の画像から位相を復元すると、ノイズ等により画像が劣化している場合に、位相の推定精度が悪くなるという問題があった。
【００１６】
【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放射線画像を構成する際に、位相の推定精度を高めることができる位相情報復元方法を提供することを目的とする。また、本発明は、そのような位相情報復元方法を行う位相情報復元装置、並びに、位相情報復元プログラムを提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明に係る位相情報復元方法は、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画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する方法であって、被写体からの距離が異なる少なくとも３つの面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも３つの面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも３つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す差分信号を複数求めるステップ（ａ）と、少なくとも３つの画像信号のいずれか及び複数の差分信号に基づいて、複数の位相のラプラシアンをそれぞれ求めるステップ（ｂ）と、複数の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複数の位相をそれぞれ求めるステップ（ｃ）と、ステップ（ｃ）において求めた複数の位相の平均値を計算するステップ（ｄ）とを具備する。
【００１８】
また、本発明に係る位相情報復元装置は、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画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元する装置であって、被写体からの距離が異なる少なくとも３つの面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも３つの面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも３つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す差分信号を複数求める差分処理手段と、少なくとも３つの画像信号のいずれか及び複数の差分信号に基づいて、複数の位相のラプラシアンをそれぞれ求めるラプラシアン処理手段と、複数の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複数の位相をそれぞれ求める逆ラプラシアン処理手段と、逆ラプラシアン処理手段において求めた複数の位相の平均値を計算する平均処理手段とを具備する。
【００１９】
さらに、本発明に係る位相情報復元プログラムは、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画像信号に基づいて、被写体を透過した放射線の位相情報を復元するために用いるプログラムであって、被写体からの距離が異なる少なくとも３つの面において放射線の強度を検出することにより得られ、少なくとも３つの面における放射線画像情報をそれぞれ表す少なくとも３つの画像信号に基づいて、１つの画像信号と他の画像信号との差分を表す差分信号を複数求める手順（ａ）と、少なくとも３つの画像信号のいずれか及び複数の差分信号に基づいて、複数の位相のラプラシアンをそれぞれ求める手順（ｂ）と、複数の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複数の位相をそれぞれ求める手順（ｃ）と、手順（ｃ）において求めた複数の位相の平均値を計算する手順（ｄ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２０】
本発明によれば、複数の位相を復元し、これらを平均することにより、精度の高い位相復元を行うことができる。
【００２１】
【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。
【００２２】
図１は、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。このＸ線撮像システムは、被写体にＸ線を照射することにより被写体に関する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画像データを生成する位相情報復元装置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。
【００２３】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。放射線源１１としては、コヒーレント性及び単色性が高い放射線ビームを発生する放射線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。このため、本実施形態においては、放射線源１１として、Ｘ線を発生する放射光源を用いている。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電磁波のことをいう。放射線源１１から発生したＸ線は、被写体１０を透過し、センサ１２に入射する。
【００２４】
センサ１２は、入射したＸ線を検出する。センサ１２としては、例えば、ＣＣＤ（coupled charge device）等のように、照射された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。センサ１２から出力された検出信号は、増幅器１５によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器１６によってディジタル信号（検出データ）に変換され、位相情報復元装置２に出力される。
【００２５】
センサ１２は、保持部１３によって保持されている。保持部１３は、レール１４上に移動可能な状態で支持されている。保持部１３の位置は、後述する位相情報復元装置２の制御部によって制御されており、この制御によって被写体１０とセンサ１２との距離が変更される。なお、以下において、被写体１０とセンサ１２との距離を、撮像距離という。
【００２６】
再び、図１を参照すると、位相情報復元装置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第１記憶部２１と、撮像距離の異なる検出データの間における差分係数を求める差分処理部２２と、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２３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２４と、復元された位相情報、検出データ、及び、撮像距離に基づいて被写体位置における位相情報を求める逆伝播処理部２５と、逆伝播処理部２５において求められた被写体位置における位相情報を一時的に記憶する第２記憶部２６と、被写体位置における複数の位相情報を平均する平均処理部２７と、平均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２８と、上記の各部２１〜２８及び撮像部１における撮像距離を制御する制御部２９とを有している。位相情報復元装置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２９が、記録媒体３０に記録された位相情報復元プログラムに基づいて検出データを処理する。記録媒体３０としては、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤＲＯＭ、又はＤＶＤＲＯＭ等が該当する。
【００２７】
表示部３は、例えば、ＣＲＴ等のディスプレイ装置であり、位相情報復元装置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。
【００２８】
次に、本発明に係る位相情報復元方法の原理について説明する。本発明に係る位相情報復元方法は、位相コントラスト法により可視画像を構成する方法であり、被写体について得られた複数枚の回折縞画像に基づいて、位相復元の基本式ＴＩＥ（transport of intensity equation）を用いて位相復元を行う。
【００２９】
次式（５）に示すＴＩＥを変形することにより、式（６）が得られる。
【数５】

【数６】

ここで、Ｉ（ｘ，ｙ）は、被写体との距離ｚにある面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光強度を示す検出データである。
【００３０】
式（６）において、右辺に含まれる第２項∇Ｉ（ｘ，ｙ）・∇φ（ｘ，ｙ）をゼロに近似すると、ＴＩＥ近似式（７）が得られる。
【数７】

【００３１】
本実施形態に係る位相情報復元装置は、上記のＴＩＥ近似式（７）を用いて複数の位相を復元し、それらの間の平均値を取ることにより、画像データを生成するために用いられる位相を求めるものである。
【００３２】
次に、図１〜図３を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法について説明する。図３は、本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元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２に示すように、撮像距離を変えて撮像された６枚の回折縞画像を表す検出データを用いて可視画像を構成する。
【００３３】
まず、ステップＳ１０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、撮像距離がｚ₁となる位置にセンサ１２を配置し、被写体１０にＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。次に、撮像距離が（ｚ₁＋Δｚ₁）となる位置にセンサ１２を移動させ、Ｘ線撮像を行う。同様に、撮像距離がｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）となる位置にセンサ１２を配置し、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。
【００３４】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）、Ｉ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）が、位相情報復元装置２に順次入力される。ここで、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ₁面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）は、撮像距離（ｚ₁＋Δｚ₁）、ｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度をそれぞれ表す。これらの検出データは、位相情報復元装置２の第１記憶部２１に順次記憶される。
【００３５】
次に、ステップＳ１１〜Ｓ１３において、位相情報復元装置２は、第１記憶部２１に記憶されている検出データに基づいてセンサ位置における位相を復元する。
まず、ステップＳ１１において、差分処理部２２は、次式（８）を用いて検出データＩ_Nと検出データＩ_N’との差分係数を求める。ここで、Δｚ_N＝ｚ_N’−ｚ_Nである。また、Ｎ＝１、２、３である。
【数８】

【００３６】
次に、ステップＳ１２において、ラプラシアン処理部２３は、ステップＳ１１において求められた差分係数と、第１記憶部２１に記憶されている検出データとに基づいて、次式（９）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇²φ（ｘ，ｙ）を求める。
【数９】

ここで、式（９）においては、差分係数を撮像距離が小さい方の検出データＩ_N（ｘ，ｙ）で割っているが、撮像距離が大きい方の検出データＩ_N’（ｘ，ｙ）で割っても良いし、差分係数を求めるときに利用した検出データと異なる検出データで割っても良い。また、ＬＰＦ（low pass filter：ローパスフィルタ）処理された検出データで割っても良い。
【００３７】
さらに、ステップＳ１３において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ１２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇²φ（ｘ，ｙ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ）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（ｘ，ｙ）のフーリエ変換は、次式（１０）のように表される。
【数１０】

ここで、ｕ、ｖは、ｘ、ｙに対応する空間周波数である。
【００３８】
これより、位相φ（ｘ，ｙ）は式（１１）のように表される。
【数１１】

【００３９】
この式（１１）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（ｘ，ｙ）をフーリエ変換し、｛−４π²（ｕ²＋ｖ²）｝^-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（ｘ，ｙ）が得られる。
【００４０】
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（１４）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（１１）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（１１）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。
【００４１】
次に、ステップＳ１４〜Ｓ１６において、逆伝播処理部２５は、復元された位相、及び、第１記憶部２１に記憶されている検出データＩ₁、Ｉ₂、Ｉ₃及び撮像距離ｚ₁、ｚ₂、ｚ₃に基づいて、被写体を透過した直後のＸ線の位相を復元する。なお、以下において、撮像距離ｚ_NにおけるＸ線の位相等に対して、被写体を透過した直後のＸ線の位相等のことを、被写体位置における位相等という。
【００４２】
まず、ステップＳ１４において、逆伝播処理部２５は、ステップＳ１３において復元された位相φ_N（ｘ，ｙ）と、第１記憶部２１に記憶されている検出データＩ_N（ｘ，ｙ）とに基づいて、次式（１２）を用いて撮像距離ｚ_NにおけるＸ線の波Ψ_N（ｘ，ｙ）を求める。
【数１２】

【００４３】
次に、ステップＳ１５において、逆伝播処理部２５は、ステップＳ１４において求められたＸ線の波Ψ_N（ｘ，ｙ）に基づいて、次式（１３）を用いて被写体位置におけるＸ線の波Ψ_N→₀（ｘ，ｙ）を求める
【数１３】

【００４４】
さらに、ステップＳ１６において、逆伝播処理部２５は、ステップＳ１５において求められた被写体位置におけるＸ線の波Ψ_N→₀（ｘ，ｙ）に基づいて、次式（１４）を用いて被写体位置における位相φ_N→₀（ｘ，ｙ）を算出する。算出された位相φ_N→₀（ｘ，ｙ）は、第２記憶部２６に順次記憶される。
【数１４】

【００４５】
次に、ステップＳ１７において、平均処理部２７は、第２記憶部２６に記憶されている被写体位置における位相φ_Ｎ→０（ｘ，ｙ）に基づいて、次式（１５）を用いて被写体位置における平均位相φ_０（ｘ，ｙ）を算出する。
【数１５】

【００４６】
次に、ステップＳ１８において、画像処理部２８は、平均位相φ₀（ｘ，ｙ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２８は、それぞれの画素における平均位相φ₀（ｘ，ｙ）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。
ステップＳ１９において、表示部３や出力部４は、このようにして生成された画像データに基づいて可視画像を画面やフィルム等に表示する。
【００４７】
なお、本実施形態においては、撮像距離を変えて撮像された６枚の干渉縞画像から得られた３つの差分係数を用いて位相を復元する方法について説明したが、２つの差分係数に基づいて位相を復元しても良いし、異なる差分係数を求めるときに、利用する画像が重複していても良い。
【００４８】
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ビームであれば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。
【００４９】
また、本実施形態においては、複数の位相の平均値を計算する方法として単純加算平均を用いたが、これに限られるものではなく、平均化された値を求めることが可能な方法であれば、本発明における複数の位相の平均を計算する方法として用いることができる。
【００５０】
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源を用いているが、放射光ではないビームを発生する放射線源を用いても良い。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、放射線源として点放射線源を用いる場合には、位相情報復元装置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。
【００５１】
次に、本発明の一実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムの変形例について、図４を参照しながら説明する。図４に示すＸ撮像システムは、読取り部５及び撮像部６を有している。その他の構成については、図１に示すＸ線撮像システムと同様である。
【００５２】
撮像部６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１２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。
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。
【００５３】
図４に示す読取り部５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５を参照しながら、読取り部５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５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、矢印Ｙ方向に搬送される。一方、レーザ光源５３より発振したビーム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を矢印Ｘ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、位相情報復元装置２に入力される。
【００５４】
撮像部６において、撮像距離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５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、異なる撮像距離において得られた複数の干渉縞画像を表す画像情報が得られる。位相情報復元装置２は、この画像情報に基づいて位相復元を行い、画像データを生成する。位相情報復元装置２における処理については、図３を用いて説明したのと同様である。
【００５５】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置について説明する。図６は、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。このＸ線撮像システムは、図１における位相情報復元装置２の替わりに、位相情報復元装置７を含んでいる。その他の構成については、図１におけるのと同様である。
【００５６】
位相情報復元装置７は、撮像部１から出力された検出データを一時記憶する第１記憶部２１と、撮像距離の異なる検出データの間における差分係数を求める差分処理部２２と、位相のラプラシアンに相当する値を演算するラプラシアン処理部２３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２４と、逆ラプラシアン処理部２４から出力されたセンサ位置における位相情報を一時記憶する第２記憶部２６と、複数の位相情報を平均する平均処理部２７と、平均し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２８と、上記の各部２１〜２８及び撮像部１における撮像距離を制御する制御部２９とを有している。位相情報復元装置７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。
【００５７】
次に、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法について、図２、図６及び図７を参照しながら説明する。図７は、本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元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、撮像距離を変えて撮像された６枚の回折縞画像を示す画像情報を用いて可視画像を構成する。この際に、式（７）に示すＴＩＥ近似式を用い、適当な近似を行うことにより、演算処理を簡単且つ高速に行うことに特徴を有している。
【００５８】
まず、ステップＳ２０において、Ｘ線撮像を行う。即ち、図２に示すように、撮像距離がｚ₁となる位置にセンサ１２を配置し、被写体１０にＸ線を照射することによりＸ線撮像を行う。続いて、撮像距離が（ｚ₁＋Δｚ₁）となる位置にセンサ１２を移動させ、同様にＸ線撮像を行う。さらに、撮像距離がｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）となる位置にセンサ１２を配置し、同様にＸ線撮像を行う。これにより、回折縞画像を表す画像情報が得られる。
【００５９】
ステップＳ２０におけるＸ線撮像により、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）、Ｉ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）が、位相情報復元装置２に順次入力される。ここで、検出データＩ₁（ｘ，ｙ）は、撮像距離ｚ₁面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ₁’（ｘ，ｙ）、Ｉ₂（ｘ，ｙ）、Ｉ₂’（ｘ，ｙ）、Ｉ₃（ｘ，ｙ）、及び、Ｉ₃’（ｘ，ｙ）は、撮像距離（ｚ₁＋Δｚ₁）、ｚ₂、（ｚ₂＋Δｚ₂）、ｚ₃、及び、（ｚ₃＋Δｚ₃）面上の位置（ｘ，ｙ）における回折光の強度をそれぞれ表す。これらの検出データは、位相情報復元装置２の第１記憶部２１に順次記憶される。
【００６０】
次に、ステップＳ２１〜Ｓ２３において、位相情報復元装置２は、第１記憶部２１に記憶されている検出データに基づいてセンサ位置における位相を復元する。
まず、ステップＳ２１において、差分処理部２２は、検出データＩ_Nと検出データＩ_N’との差分係数を求める。
【００６１】
次に、ステップＳ２２において、ラプラシアン処理部２３は、ステップＳ２１において求められた差分係数と、第１記憶部２１に記憶されている検出データとに基づいて、位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇²φ（ｘ，ｙ）を求める。
【００６２】
さらに、ステップＳ２３において、逆ラプラシアン処理部２４は、ステップＳ２２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｘ，ｙ）＝∇²φ（ｘ，ｙ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｘ，ｙ）を算出する。算出された位相φ（ｘ，ｙ）は、第２記憶部２６に順次記憶される。
【００６３】
次に、ステップＳ２４において、平均処理部２７は、第２記憶部２６に記憶されているセンサ位置における位相φ_N（ｘ，ｙ）に基づいて、平均位相φ₀（ｘ，ｙ）を算出する。
【００６４】
さらに、ステップＳ２５において、画像処理部２８は、平均位相φ₀（ｘ，ｙ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部２８は、それぞれの画素における平均位相φ₀（ｘ，ｙ）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。
ステップＳ２６において、表示部３や出力部４は、このようにして生成された画像データに基づいて可視画像を画面やフィルム等に表示する。
【００６５】
本実施形態においては、ステップＳ２４におけるように、撮像距離の異なる位相φ_１〜φ_３を平均している。これらの位相φ_１〜φ_３は被写体位置における位相φ_０に対して、厳密には撮像距離の変化に伴う差異を含むものである。しかしながら例えば放射光源のように指向性の高いビームを発生する放射線源を用いる場合には、これらの位相φ_１、φ_２、及び、φ_３を被写体位置における位相φ_０と等しいと近似することが可能である。さらに、これらの位相φ_１〜φ_３を平均することにより、誤差をキャンセルして、実際の位相φ_０により近づけることができる。
【００６６】
【発明の効果】
本発明によれば、復元された複数の位相を平均することにより、画像データとして用いられる位相を求めるので、精度の高い位相情報を求めることができる。従って、このような位相情報を用いることにより、ノイズがキャンセルされた良好な画質の可視画像を得ることが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。
【図２】図１に示す撮像部の構成を示す模式図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図４】本発明の第１の実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムの変形例を示すブロック図である。
【図５】図４に示す読取り部の構成を示す模式図である。
【図６】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元装置を含むＸ線撮像システムを示すブロック図である。
【図７】本発明の第２の実施形態に係る位相情報復元方法を示すフローチャートである。
【図８】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、６ 撮像部
２、７ 位相情報復元装置
３ 表示部
４ 出力部
５ 読取り部
１０ 被写体
１１ 放射線源
１２ センサ
１３ 保持台
１４ レール
１５、６０ 増幅器
１６、６１ Ａ／Ｄ変換器
２１ 第１記憶部
２２ 差分処理部
２３ ラプラシアン処理部
２４ 逆ラプラシアン処理部
２５ 逆伝播処理部
２６ 第２記憶部
２７ 平均処理部
２８ 画像処理部
２９ 制御部
３０ 記録部
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）
１０１ 物体面
１０２ スクリーン[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a phase information restoration method, a phase information restoration device, and a phase information restoration program used for constructing an image based on image information obtained by radiation imaging or the like. In addition, in this application, in addition to general radiations, such as X-rays, alpha rays, beta rays, gamma rays, and ultraviolet rays, radiation refers to broad rays including particle beams such as electron beams and electromagnetic waves.
[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 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 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 a phase information restoration technique that converts 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]
For example, “Noninterferometric quantitative phase imaging with soft x rays” (J. Optical Society of America A, Vol. 17, No. 10 (October 2000), pp. 1732-1743) by BE Allman et al. It is described that phase recovery is performed based on the image information obtained by performing the above, and an X-ray image is formed.
[0009]
In this document, TIE (transport of intensity equation), which is a basic equation for phase restoration, is used.
[Expression 1]

[0010]
Here, the principle of phase restoration will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 8, 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. At this time, the intensity of the X-ray 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.
[0011]
However, since it is difficult to solve such a TIE, the TIE has been mainly used in an approximate manner. For example, “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging” (SPIE Vol. 3659 (1999), p. 356-p. 364) by TE Gureyev et al. Describes image information obtained by hard X-ray imaging. It is described that an X-ray image is constructed by performing phase restoration based on the above.
[0012]
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]

[0013]
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.
[0014]
Actually, instead of the left side of Equation (4), a difference coefficient of intensity obtained from the two detection data is used. Therefore, the phase can be restored by using at least two images.
[0015]
However, when the phase is restored from a small number of images such as about two, there is a problem that the phase estimation accuracy is deteriorated when the image is deteriorated due to noise or the like.
[0016]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, an object of the present invention is to provide a phase information restoration method that can improve the estimation accuracy of a phase when a radiographic image is formed by a phase contrast method. It is another object of the present invention to provide a phase information restoration apparatus and a phase information restoration program for performing such a phase information restoration method.
[0017]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the phase information restoration method according to the present invention restores the phase information of the radiation transmitted through the subject based on the image signal obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. An image based on at least three image signals obtained by detecting the intensity of radiation on at least three surfaces at different distances from the subject, each representing radiation image information on at least three surfaces. A step (a) of obtaining a plurality of difference signals representing a difference between the signal and another image signal, and a step of obtaining a Laplacian of a plurality of phases based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals (b) ) And a step of obtaining each of a plurality of phases by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the plurality of phases. And c), the and a step (d) calculating an average value of a plurality of phases obtained in step (c).
[0018]
The phase information restoration device according to the present invention is a device for restoring phase information of radiation transmitted through a subject based on an image signal obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject, One image signal and another image signal based on at least three image signals obtained by detecting radiation intensity on at least three surfaces having different distances from each other and representing radiation image information on at least three surfaces, respectively Difference processing means for obtaining a plurality of difference signals representing a difference between them, Laplacian processing means for obtaining a plurality of Laplacians based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals, and a Laplacian of a plurality of phases An inverse Laplacian processing means for obtaining a plurality of phases by performing an inverse Laplacian operation on It includes the average processing means for calculating an average value of a plurality of phases obtained in the inverse Laplacian processing means.
[0019]
Furthermore, the phase information restoration program according to the present invention is a program used for restoring the phase information of the radiation transmitted through the subject based on the image signal obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject. Thus, one image signal and the other are obtained based on at least three image signals obtained by detecting the intensity of radiation on at least three surfaces having different distances from the subject and respectively representing radiation image information on at least three surfaces. A procedure (a) for obtaining a plurality of difference signals representing a difference from the image signal of step (b), a procedure (b) for obtaining a Laplacian of a plurality of phases based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals, Procedure for obtaining a plurality of phases by performing inverse Laplacian calculation on Laplacians of a plurality of phases (c) And a procedure (d) calculating an average value of a plurality of phases obtained in step (c) is executed by the CPU.
[0020]
According to the present invention, it is possible to perform phase restoration with high accuracy by restoring a plurality of phases and averaging them.
[0021]
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.
[0022]
FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to the first embodiment of the present invention. The X-ray imaging system includes an imaging unit 1 that outputs detection data representing image information related to a subject by irradiating the subject with X-rays, a phase information restoration device 2 that generates image data based on the detection data, an image It has the display part 3 which displays a visible image based on data, and the output part 4 which prints out a visible image on a film etc.
[0023]
  FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 1.Radiation source11 generates a radiation beam having high coherence and monochromaticity.Radiation sourceIt is desirable to use Here, the beam having high monochromaticity mainly means a beam having a single wavelength. For this reason, in this embodiment,Radiation source11 Radiation that generates X-rayslight sourceIs used. Synchrotron radiation is generated by accelerating electrons or bending the direction of electron travel.Electromagnetic waveI mean.Radiation sourceX-rays generated from 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 12.
[0024]
The sensor 12 detects incident X-rays. As the sensor 12, for example, a two-dimensional sensor having a plurality of detection elements that convert the intensity of irradiated X-rays into an electrical signal and output the same, such as a CCD (coupled charge device). The detection signal output from the sensor 12 is amplified by the amplifier 15, converted into a digital signal (detection data) by the A / D converter 16, and output to the phase information restoration device 2.
[0025]
The sensor 12 is held by the holding unit 13. The holding unit 13 is supported on the rail 14 in a movable state. The position of the holding unit 13 is controlled by a control unit of the phase information restoring device 2 described later, and the distance between the subject 10 and the sensor 12 is changed by this control. Hereinafter, the distance between the subject 10 and the sensor 12 is referred to as an imaging distance.
[0026]
Referring again to FIG. 1, the phase information restoration device 2 obtains a difference coefficient between the first storage unit 21 that temporarily stores the detection data output from the imaging unit 1 and the detection data having different imaging distances. A difference processing unit 22, a Laplacian processing unit 23 for calculating a value corresponding to a phase Laplacian, an inverse Laplacian processing unit 24 for performing an inverse Laplacian operation for performing phase restoration, restored phase information, detection data, and A back propagation processing unit 25 for obtaining phase information at the subject position based on the imaging distance; a second storage unit 26 for temporarily storing phase information at the subject position obtained by the back propagation processing unit 25; An average processing unit 27 that averages a plurality of phase information, an image processing unit 28 that generates image data based on the averaged phase information, and each of the above units And a control unit 29 for controlling the imaging distance in the 1 to 28 and the imaging unit 1. The phase information restoring device 2 may be constituted by a digital circuit, or may be constituted by software and a CPU. In that case, the control unit 29 including the CPU processes the detection data based on the phase information restoration program recorded on the recording medium 30. The recording medium 30 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CDROM, DVDROM, or the like.
[0027]
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 phase information restoration device 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.
[0028]
Next, the principle of the phase information restoration method according to the present invention will be described. The phase information restoration method according to the present invention is a method for constructing a visible image by a phase contrast method, and based on a plurality of diffraction fringe images obtained for a subject, a phase restoration basic equation TIE (transport of intensity equation) Phase recovery is performed using.
[0029]
By transforming the TIE shown in the following equation (5), equation (6) is obtained.
[Equation 5]

[Formula 6]

Here, I (x, y) is detection data indicating the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface at a distance z to the subject.
[0030]
In the equation (6), when the second term ∇I (x, y) · ∇φ (x, y) included in the right side is approximated to zero, the TIE approximation equation (7) is obtained.
[Expression 7]

[0031]
The phase information restoration apparatus according to the present embodiment restores a plurality of phases using the above TIE approximation formula (7), and obtains an average value between them, thereby generating a phase used for generating image data. Is what you want.
[0032]
Next, the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing the phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention. In the present embodiment, as shown in FIG. 2, a visible image is configured using detection data representing six diffraction fringe images picked up at different imaging distances.
[0033]
First, in step S10, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG.₁The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging by irradiating the subject 10 with X-rays. Next, the imaging distance is (z₁+ Δz₁The sensor 12 is moved to a position to be X) and X-ray imaging is performed. Similarly, the imaging distance is z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_ThreeThe sensor 12 is arranged at a position where the Thereby, detection data representing a diffraction fringe image is obtained.
[0034]
By the X-ray imaging in step S10, the detection data I₁(X, y), I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is sequentially input to the phase information restoring device 2. Here, the detection data I₁(X, y) is the imaging distance z₁It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. Similarly, detection data I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is the imaging distance (z₁+ Δz₁), Z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_Three) Represents the intensity of the diffracted light at the position (x, y) on the surface. These detection data are sequentially stored in the first storage unit 21 of the phase information restoring device 2.
[0035]
Next, in steps S <b> 11 to S <b> 13, the phase information restoration device 2 restores the phase at the sensor position based on the detection data stored in the first storage unit 21.
First, in step S11, the difference processing unit 22 uses the following equation (8) to detect the detection data I._NAnd detection data I_NA difference coefficient from 'is obtained. Where Δz_N= Z_N'-Z_NIt is. N = 1, 2, and 3.
[Equation 8]

[0036]
Next, in step S12, the Laplacian processing unit 23 uses the following equation (9) based on the difference coefficient obtained in step S11 and the detection data stored in the first storage unit 21 to calculate the phase. Laplacian f (x, y) = ∇²Find φ (x, y).
[Equation 9]

Here, in the equation (9), the difference coefficient is the detection data I with the smaller imaging distance._NDetection data I with the larger imaging distance divided by (x, y)_NIt may be divided by '(x, y), or may be divided by detection data different from the detection data used when obtaining the difference coefficient. Further, it may be divided by detection data subjected to LPF (low pass filter) processing.
[0037]
Further, in step S13, the inverse Laplacian processing unit 24 calculates the phase Laplacian f (x, y) = ∇ obtained in step S12.²A phase φ (x, y) is obtained by performing an inverse Laplacian operation for φ (x, y).
Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. The Fourier transform of f (x, y) is expressed as the following equation (10).
[Expression 10]

Here, u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0038]
Accordingly, the phase φ (x, y) is expressed as shown in Expression (11).
[Expression 11]

[0039]
By using this equation (11), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (x, y) is Fourier-transformed and {−4π²(U²+ V²)}^-1And further inversely Fourier transform this to obtain the restored phase φ (x, y).
[0040]
  Here, within the range where | u | and | v | are equal to or less than a predetermined value, {−4π²(U²+ V²)}^-1May be calculated in advance and used when performing the calculation shown in Equation (14). That is, when a predetermined value const is set, when | u |, | v | ≦ const,11), The value of the following equation is used.
      {-4π²(U²+ V²)}^-1= (Pre-calculated value)
If | u |, | v |> const, the expression (11), The following value is used.
      {-4π²(U²+ V²)}^-1= 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0041]
Next, in steps S <b> 14 to S <b> 16, the back propagation processing unit 25 detects the restored phase and the detection data I stored in the first storage unit 21.₁, I₂, I_ThreeAnd imaging distance z₁, Z₂, Z_ThreeBased on the above, the phase of the X-ray immediately after passing through the subject is restored. In the following, the imaging distance z_NThe phase of the X-ray immediately after passing through the subject is referred to as the phase at the subject position.
[0042]
First, in step S14, the back propagation processing unit 25 performs the phase φ restored in step S13._N(X, y) and the detection data I stored in the first storage unit 21_NBased on (x, y), the imaging distance z using the following equation (12)_NX-ray wave at Ψ_NFind (x, y).
[Expression 12]

[0043]
Next, in step S15, the back propagation processing unit 25 determines the X-ray wave Ψ obtained in step S14._NBased on (x, y), an X-ray wave Ψ at the subject position using the following equation (13)_N→₀Find (x, y)
[Formula 13]

[0044]
Further, in step S16, the back propagation processing unit 25 detects the X-ray wave Ψ at the subject position obtained in step S15._N→₀Based on (x, y), the phase φ at the subject position using the following equation (14)_N→₀Calculate (x, y). Calculated phase φ_N→₀(X, y) are sequentially stored in the second storage unit 26.
[Expression 14]

[0045]
  Then stepS17, the average processing unit 27 calculates the phase φ at the subject position stored in the second storage unit 26._{N → 0}Based on (x, y), the average phase φ at the subject position using the following equation (15)₀Calculate (x, y).
[Expression 15]

[0046]
Next, in step S18, the image processing unit 28 determines the average phase φ₀Image data is generated based on (x, y). That is, the image processing unit 28 calculates the average phase φ at each pixel.₀(X, y) is converted into data representing brightness, and necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing is performed.
In step S19, the display unit 3 and the output unit 4 display a visible image on a screen, a film, or the like based on the image data generated in this way.
[0047]
In the present embodiment, the method of restoring the phase using three difference coefficients obtained from six interference fringe images picked up at different imaging distances has been described. However, based on the two difference coefficients, The phase may be restored, or images to be used may overlap when different difference coefficients are obtained.
[0048]
In the present embodiment, X-rays are used to image a subject. However, any beam 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.
[0049]
In the present embodiment, simple addition averaging is used as a method for calculating an average value of a plurality of phases. However, the present invention is not limited to this, and any method that can obtain an averaged value is used. It can be used as a method for calculating the average of a plurality of phases in the present invention.
[0050]
  Furthermore, in the present embodiment, radiation is emitted when the subject is imaged.light sourceProduces a beam that is not synchrotron radiationRadiation sourceMay 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. In addition,Radiation sourceAsPoint radiation sourceIs used, it is desirable to correct including the enlargement ratio when data processing is performed in the phase information restoration apparatus.
[0051]
Next, a modification of the X-ray imaging system including the phase information restoring device according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The X imaging system shown in FIG. 4 has a reading unit 5 and an imaging unit 6. About another structure, it is the same as that of the X-ray imaging system shown in FIG.
[0052]
In the imaging unit 6, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information, instead of the sensor 12 in the imaging unit 1 shown in FIG.
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.
[0053]
The reading unit 5 shown in FIG. 4 is used to read a radiation image recorded on a recording sheet. Here, the configuration and operation of the reading unit 5 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 5. The recording sheet 50 is conveyed in the arrow Y direction by a sheet conveying means 52 driven by a motor 51. On the other hand, the beam L1 oscillated from the laser light source 53 is reflected and deflected by a rotating polygon mirror 55 driven by a motor 54 and rotated at high speed in the direction of the arrow, and passes through a converging lens 56. Thereafter, the beam L1 changes the optical path by the mirror 57 and scans the recording sheet 50 in the arrow X 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 phase information restoration device 2.
[0054]
The imaging unit 6 performs radiation imaging using a plurality of recording sheets at different imaging distances, and the reading unit 5 reads image information from each recording sheet, thereby obtaining a plurality of interferences obtained at different imaging distances. Image information representing a fringe image is obtained. The phase information restoration device 2 performs phase restoration based on this image information to generate image data. The processing in the phase information restoring device 2 is the same as that described with reference to FIG.
[0055]
Next, a phase information restoration apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 6 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to the second embodiment of the present invention. This X-ray imaging system includes a phase information restoration device 7 instead of the phase information restoration device 2 in FIG. Other configurations are the same as those in FIG.
[0056]
The phase information restoration device 7 includes a first storage unit 21 that temporarily stores detection data output from the imaging unit 1, a difference processing unit 22 that calculates a difference coefficient between detection data having different imaging distances, and a phase Laplacian. A Laplacian processing unit 23 that calculates a corresponding value, an inverse Laplacian processing unit 24 that performs an inverse Laplacian calculation for performing phase restoration, and a second that temporarily stores phase information at the sensor position output from the inverse Laplacian processing unit 24 The storage unit 26, the average processing unit 27 that averages a plurality of pieces of phase information, the image processing unit 28 that generates image data based on the averaged phase information, and the imaging distances in the units 21 to 28 and the imaging unit 1 described above. And a control unit 29 for controlling. The phase information restoring device 7 may be constituted by a digital circuit, or may be constituted by software and a CPU.
[0057]
Next, a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 7 is a flowchart showing a phase information restoration method according to the second embodiment of the present invention. In the present embodiment, a visible image is configured using image information indicating six diffraction fringe images picked up at different imaging distances. At this time, the TIE approximate expression shown in Expression (7) is used and appropriate approximation is performed to perform the arithmetic processing easily and at high speed.
[0058]
First, in step S20, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG.₁The sensor 12 is arranged at a position where X is X-ray imaging by irradiating the subject 10 with X-rays. Subsequently, the imaging distance is (z₁+ Δz₁The sensor 12 is moved to the position of () and X-ray imaging is performed in the same manner. Furthermore, the imaging distance is z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_ThreeThe sensor 12 is arranged at a position where the Thereby, image information representing a diffraction fringe image is obtained.
[0059]
By the X-ray imaging in step S20, the detection data I₁(X, y), I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is sequentially input to the phase information restoring device 2. Here, the detection data I₁(X, y) is the imaging distance z₁It represents the intensity of diffracted light at a position (x, y) on the surface. Similarly, detection data I₁'(X, y), I₂(X, y), I₂'(X, y), I_Three(X, y) and I_Three'(X, y) is the imaging distance (z₁+ Δz₁), Z₂, (Z₂+ Δz₂), Z_ThreeAnd (z_Three+ Δz_Three) Represents the intensity of the diffracted light at the position (x, y) on the surface. These detection data are sequentially stored in the first storage unit 21 of the phase information restoring device 2.
[0060]
Next, in steps S <b> 21 to S <b> 23, the phase information restoring device 2 restores the phase at the sensor position based on the detection data stored in the first storage unit 21.
First, in step S21, the difference processing unit 22 detects the detection data I._NAnd detection data I_NA difference coefficient from 'is obtained.
[0061]
Next, in step S22, the Laplacian processing unit 23 performs phase Laplacian f (x, y) = based on the difference coefficient obtained in step S21 and the detection data stored in the first storage unit 21. ∇²Find φ (x, y).
[0062]
In step S23, the inverse Laplacian processing unit 24 calculates the phase Laplacian f (x, y) = ∇ obtained in step S22.²The phase φ (x, y) is calculated by performing an inverse Laplacian operation for φ (x, y). The calculated phase φ (x, y) is sequentially stored in the second storage unit 26.
[0063]
Next, in step S <b> 24, the average processing unit 27 determines the phase φ at the sensor position stored in the second storage unit 26._NBased on (x, y), the average phase φ₀Calculate (x, y).
[0064]
Further, in step S25, the image processing unit 28 determines that the average phase φ₀Image data is generated based on (x, y). That is, the image processing unit 28 calculates the average phase φ at each pixel.₀(X, y) is converted into data representing brightness, and necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing is performed.
In step S26, the display unit 3 and the output unit 4 display a visible image on a screen, a film, or the like based on the image data generated in this way.
[0065]
  In this embodiment, as in step S24, the phase φ with different imaging distances₁~ Φ₃Average. These phases φ₁~ Φ₃Is the phase φ at the subject position₀On the other hand, strictly speaking, it includes a difference due to a change in imaging distance. However, for example, radiationlight sourceProduces a highly directional beamRadiation sourceThese phases φ₁, Φ₂, And φ₃The phase φ at the subject position₀Can be approximated to be equal. Furthermore, these phases φ₁~ Φ₃To cancel the error and the actual phase φ₀Can be closer.
[0066]
【The invention's effect】
According to the present invention, since a phase used as image data is obtained by averaging a plurality of restored phases, highly accurate phase information can be obtained. Therefore, by using such phase information, it is possible to obtain a visible image with good image quality with noise cancelled.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to a first 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 flowchart showing a phase information restoration method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a block diagram showing a modified example of the X-ray imaging system including the phase information restoring device according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG. 4;
FIG. 6 is a block diagram showing an X-ray imaging system including a phase information restoration apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a flowchart showing a phase information restoration method according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
  1, 6 Imaging unit
  2, 7 Phase information restoration device
  3 Display section
  4 Output section
  5 Reading unit
  10 Subject
  11Radiation source
  12 sensors
  13 Holding stand
  14 rails
  15, 60 amplifier
  16, 61 A / D converter
  21 First storage unit
  22 Difference processing part
  23 Laplacian processing part
  24 Inverse Laplacian processing unit
  25 Back propagation processing part
  26 Second storage unit
  27 Average processing section
  28 Image processing unit
  29 Control unit
  30 recording section
  50 photostimulable 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)
  101 Object surface
  102 screens

Claims (5)

The radiographic system, there a way to restore using the basic formula TIE image signal obtained based-out phase recovery by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, the phase information of radiation transmitted through an object And
Based on at least three image signals respectively representing radiation image information on the at least three surfaces obtained by detecting the intensity of radiation on at least three surfaces having different distances from the subject, one image signal and another Obtaining a plurality of difference signals representing differences from the image signal (a);
A step (b) of obtaining Laplacians of a plurality of phases based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals;
Obtaining each of the plurality of phases by performing inverse Laplacian operation on the Laplacian of the plurality of phases;
A step (d) of calculating an average value of the plurality of phases obtained in step (c);
A phase information restoration method comprising:   Step (c) performs radiation waves on a plurality of surfaces based on the image signal used when obtaining each difference signal in step (a) and a plurality of phases restored using each difference signal. The phase information reconstruction according to claim 1, further comprising: calculating each of the plurality of surfaces, converting the wave of the radiation on the plurality of surfaces into a plurality of waves on the predetermined surface by back propagation calculation, and obtaining a plurality of phases on the predetermined surface. Method. The radiographic system, a an apparatus for restoring using a basic formula TIE of based-out phase recovery on an image signal obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, the phase information of radiation transmitted through an object And
Based on at least three image signals respectively representing radiation image information on the at least three surfaces obtained by detecting the intensity of radiation on at least three surfaces having different distances from the subject, one image signal and another Difference processing means for obtaining a plurality of difference signals representing differences from the image signal;
Laplacian processing means for obtaining Laplacians of a plurality of phases based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals;
Inverse Laplacian processing means for obtaining a plurality of phases by performing inverse Laplacian operation on Laplacians of a plurality of phases,
Average processing means for calculating an average value of a plurality of phases obtained in the inverse Laplacian processing means;
A phase information restoration device comprising:   The inverse Laplacian processing means uses the wave signals of radiation on a plurality of surfaces based on the image signals used when obtaining the difference signals in the difference processing means and a plurality of phases restored using the difference signals. The phase information restoration device according to claim 3, wherein the phase information restoration device calculates the plurality of phases on the predetermined surface by converting the wave of radiation on the plurality of surfaces into a plurality of waves on the predetermined surface by back propagation calculation. Using the basic formula TIE of based-out phase recovery on an image signal obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, a program used to recover the phase information of radiation transmitted through an object ,
Based on at least three image signals respectively representing radiation image information on the at least three surfaces obtained by detecting the intensity of radiation on at least three surfaces having different distances from the subject, one image signal and another A procedure (a) for obtaining a plurality of difference signals representing differences from an image signal;
A procedure (b) for obtaining a Laplacian of a plurality of phases based on any one of the at least three image signals and the plurality of difference signals;
A procedure (c) for respectively obtaining a plurality of phases by performing an inverse Laplacian operation on a plurality of Laplacians;
A procedure (d) for calculating an average value of a plurality of phases obtained in the procedure (c);
Is a phase information restoration program that causes the CPU to execute.

Images