JP4137574B2

JP4137574B2 - Radiation imaging apparatus and radiation imaging program

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Publication number: JP4137574B2
Application number: JP2002285252A
Authority: JP
Inventors: 英之境田
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2002-09-30
Filing date: 2002-09-30
Publication date: 2008-08-20
Anticipated expiration: 2022-09-30
Also published as: JP2004113708A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線撮像により得られた画像情報に基づいて画像を構成するために用いられる放射線撮像方法及び放射線撮像装置、並びに、放射線撮像プログラムに関する。なお、本願において、放射線とは、Ｘ線、α線、β線、γ線に加えて、電子線等の粒子線や電磁波を含む広義の放射線を指すものとする。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、Ｘ線等を用いた撮像方法は様々な分野で利用されており、特に医療分野においては、診断のための最も重要な手段の一つとなっている。最初のＸ線写真が実現されてから、Ｘ線写真法は数々の改良を重ねられ、現在では蛍光スクリーンとＸ線フィルムを組み合わせた方法が主流となっている。一方、近年においては、Ｘ線ＣＴや超音波、ＭＲＩ等の様々なディジタル化された装置が実用化されており、病院内での診断情報処理システム等の構築が進められようとしている。Ｘ線画像についても、撮像システムをディジタル化するための多くの研究がなされている。撮像システムをディジタル化することにより、画質の劣化を招くことなく、大量のデータを長期間保存することが可能であり、医療診断情報システムへの発展にも役立つものである。
【０００３】
ところで、このようにして得られる放射線画像は、被写体を透過した放射線等の強度を画像の明度に換算することにより生成されたものである。例えば、骨部を含む領域を撮像する場合に、骨部を透過した放射線は大きく減衰し、骨部以外の部位、即ち、軟部を透過した放射線は僅かに減衰する。この場合には、異なる組織を透過した放射線の強度差が大きいので、高コントラストの放射線画像を得ることができる。
【０００４】
一方、例えば、乳房等の軟部領域を撮像する場合に、軟部においては全体的に放射線が透過しやすいので、軟部における組織の違いが透過放射線の強度差として現れ難い。このため、軟部については、低コントラストの放射線画像しか得ることができない。このように、従来の放射線撮像法は、軟部における僅かな組織の違いを可視化する方法としては適当ではない。
【０００５】
ここで、被写体を透過した放射線等に含まれている情報としては、強度情報の他に位相情報がある。近年、この位相情報を利用して画像を生成する位相コントラスト法が研究されている。位相コントラスト法は、Ｘ線等が被写体を透過することにより生じた位相差を画像の明度に変換する画像構成技術である。
【０００６】
位相コントラスト法には、干渉計やゾーンプレートを用いることにより生じた干渉Ｘ線に基づいて位相差を求める手法や、回折Ｘ線に基づいて位相差を求める手法がある。この内、回折Ｘ線に基づいて位相差を求める回折法は、次のような原理に基づいて位相差を求める。例えば、Ｘ線は、光と同様に波が進行することにより物質中を伝搬する。その伝搬する速度は、物質が有する屈折率によって異なる。このため、位相の揃ったＸ線を被写体に向けて照射すると、被写体における組織の違いによりＸ線の伝わり方に相違が生じる。これにより被写体を透過するＸ線の波面が歪むので、透過Ｘ線に基づいて得られたＸ線画像に回折縞が生じる。この回折縞のパターンは、Ｘ線を結像させるスクリーンと被写体との距離やＸ線の波長によって異なっている。従って、回折縞パターンの異なる２枚以上のＸ線画像を解析することにより、スクリーンの各位置において生じたＸ線の位相差を求めることができる。この位相差を明度に換算することにより、被写体における組織の違いが明確に現れたＸ線画像を得ることができる。
【０００７】
特に、被写体の軟部を透過した後の放射線においては、透過した組織の違いにより、透過放射線において強度差よりも位相差の方が大きくなるので、位相コントラスト法を用いることにより、組織間の微妙な相違を可視化することができる。このような位相コントラスト法を用いるために、放射線撮像における撮像条件や、回折縞パターンから位相を復元する手法が検討されている。
【０００８】
下記の非特許文献１には、軟Ｘ線撮像を行うこと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、位相復元の基本式であるＴＩＥ（transport of intensity equation）が用いられている。ここで、ｒはベクトルである。
【数１】

【０００９】
次に、位相復元の原理について、図１２を用いて説明する。図１２に示すように、波長λを有するＸ線は、図の左側から入射し、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１３に示すような構成が想定されている。即ち、図１３に示すように、波長λ₀、λ₁、λ₂をそれぞれ有する３種類のＸ線は、被写体１００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１００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回折Ｘ線の強度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１００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＝λ₁−λ₀で、σ≡σ₁＝λ₁／λ₀である。
式（８）における位相のラプラシアン∇²φ（ｒ⊥，Ｒ，λ₀）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，λ₀）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。そこで、非特許文献３においては、λ₀＝３．８Å（Ｅ₀＝３．３ｋｅＶ）、λ₁＝７．３Å（Ｅ₁＝１．７ｋｅＶ）及びλ₂＝２．５Å（Ｅ₂＝５．０ｋｅＶ）の３種類の波長（エネルギー）を有するＸ線を用いてＸ線撮像を行っている。
【００１６】
しかしながら、これらの波長では、被写体を透過する際のＸ線吸収が大きすぎるため、薄い被写体であれば撮影は可能であるが、人体の胸部や乳房のような厚みを有する被写体を撮影する際には不適であるという問題があった。
【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体の放射線画像を構成する際に、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、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。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するため、本発明の第１の観点に係る放射線撮像装置は、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検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、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、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する複数の放射線を発生する光源と、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、位相のラプラシアンを求め、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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。
【００２２】
また、本発明の第２の観点に係る放射線撮像装置は、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検出データに基づき位相復元の基本式ＴＩＥを用いて、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、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生する光源と、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、被写体と検出手段との間の距離を変更するために用いられる駆動手段と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離において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、求めた位相のラプラシアンに対して逆ラプラシアン演算を行うことにより、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。
【００２３】
また、本発明の第１の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線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、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である異なる波長を有する放射線を発生させる手順（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データを求める手順（ｃ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２４】
さらに、本発明の第２の観点に係る放射線撮像プログラムは、放射線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、放射線源を制御し、エネルギーが１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下である所定の波長を有する放射線を発生させる手順（ａ）と、被写体を透過した放射線の強度を異なる距離において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データを求める手順（ｃ）とをＣＰＵに実行させる。
【００２５】
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、透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、位相の推定精度を高めることができる。
【００２６】
【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、本発明の第１の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。
【００２７】
図２は、撮像部１の構成を示す模式図である。撮影部１は、Ｘ線源１１と、モノクロメータ１２と、センサ１３とを有している。Ｘ線源１１は、シンクロトロン放射光を利用し、モノクロメータ１２で放射光からのＸ線の所定の波長成分だけを回折することにより、単色Ｘ線としている。なお、Ｘ線源１１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とができるＸ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、Ｘ線源１１として、Ｘ線を発生するシンクロトロン放射光を用いている。シンクロトロン放射光とは、磁場中で電子を円運動させたり螺旋運動させたりすることによって発生する電磁波のことをいう。このような放射光源においては、電子の求心加速度を変更することにより、発生するＸ線の波長を変更することができる。Ｘ線源１１から発生したＸ線は、被写体１０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１０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及びλ_１の２種類のＸ線を発生させている。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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２種類のＸ線によって得られた２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。
【００３１】
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。
【００３２】
次に、Ｘ線源１１で発生するＸ線の波長（エネルギー）と被写体１０による透過率との関係について説明する。ここで、被写体１０は、図２に示すように、厚みｄを有することとする。被写体１０の厚みをｄ、屈折率をｎ＝１−δ−ｉβ（ｉは虚数単位）で表すこととすると、被写体１０の透過直後のＸ線φ_ＯＵＴは、被写体１０の透過直前のＸ線φ_ＩＮを用いて、次のように表される。
【数８】

ここで、Ｘ線の波長をλとすると、ｋ＝２π／λである。
【００３３】
したがって、被写体１０の透過直後のＸ線の強度Ｉ_OUTは、被写体１０の透過直前のＸ線の強度Ｉ_INを用いて、次のように表される。
【数９】

このことから、透過率Ｔは、次のように表される。
【数１０】

【００３４】
次に、被写体１０として乳房を想定する。図４は、Ｘ線エネルギーの関数としての透過率を示している。但し、標準的な脂肪の組成を想定してβを定め、被写体１０の厚みをｄ＝５ｃｍとしている。図４に示すように、エネルギーが低いほど、透過率が急激に減少する。したがって、非特許文献３で用いられたＸ線エネルギー（Ｅ＝３．３ｋｅＶ、１．７ｋｅＶ、５．０ｋｅＶ）では、乳房等の厚みを有する被写体を撮影する際には不適であった。また、高透過率でエネルギー効率を良くするためには１０％程度の透過率となる２２ｋｅＶ程度のＸ線エネルギーが望ましいが、被写体１０によるＸ線吸収量（被爆量）を抑え、センサ１３にＸ線を到達させるためには、少なくとも１％以上の透過率となる１６ｋｅＶ以上のＸ線エネルギーが必要である。
【００３５】
一方、位相コントラスト法は、図２における被写体１０とセンサ１３とを所定の距離だけ離すことにより、位相変化を検出する撮像法である。被写体１０によるＸ線の位相変化は、式（８）のｅ^-ik(1-δ^)dとして表される。ここで、被写体が真空（δ＝０）の場合におけるＸ線の位相変化ｅ^-ikdを基準にすると、被写体１０によるＸ線の位相変化はｅ^ikδ^dと表される。なお、位相は指数の肩に乗っているｋδｄである。
【００３６】
ここで、δはＸ線のエネルギー依存性を持つため、図５に、標準的な脂肪の組成を想定した場合のδｄとエネルギーとの関係を示す。但し、ｄ＝５ｃｍとしている。
【００３７】
ところで、式（４）に示した位相推定の際に基本となるＴＩＥを簡単のために１次元で考え、符号を無視し、更に、位相φ＝ｋδｄを入れて整理すると、次のように表される。
【数１１】

【００３８】
ここで、左辺は、Ｘ線の強度Ｉが距離ｚによってどれだけ変化するかを強度Ｉに対する割合として表した値であり、実験によって求められる値はせいぜい１％（｜（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）｜≧１０^-2）である。また、右辺は、δｄの値が局所的にどれだけ変化したのかに依存する値であり、診断目的としては、１０μｍ（＝１０^-5ｍ）のうちに１０^-6ラジアン程度の位相変化の検出が望ましい。したがって、式（１２）の右辺は次のように表される。
【数１２】

【００３９】
また、式（１２）の左辺に−（１／Ｉ）×（∂Ｉ／∂ｚ）≧１０^-2を代入して整理すると、次のように表される。
【数１３】

【００４０】
再び、図５を参照すると、ｄδ≧１０^-6となるのは、Ｘ線エネルギーが、およそ３０ｋｅＶ以下の場合である。以上より、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギーを有するＸ線を用いて撮影を行うことが望ましい。
【００４１】
次に、図１、図３及び図６を参照しながら、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像方法について説明する。図６は、本発明の第１の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λ₀及びλ₁のＸ線を用いて撮像された２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λ₀又はλ₁のＸ線とは、波長λ₀又はλ₁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λ₀又はλ₁の単一波長のＸ線でなくても良い。但し、波長λ₀又はλ₁のＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００４２】
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１０に波長λ₀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１０に波長λ₁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。
【００４３】
ステップＳ１０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ₀）、Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ₁）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，λ₀）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ₀の回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ₁）は、撮像距離Ｒ面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における波長λ₁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。
【００４４】
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，λ₀）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ₁）に基づいて、被写体を透過した直後のＸ線の位相φ（ｒ⊥，０，λ₀）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（１６）を用いて位相φ（ｒ⊥，０，λ₀）のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ₀）＝∇²φ（ｒ⊥，０，λ₀）を求める。
【数１４】

ここで、
ｇ₀＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ₀）]・・・（１７）
ｇ₁＝ｌｎ[Ｉ（ｒ⊥，Ｒ，λ₁）]・・・（１８）
Δλ＝λ₁−λ₀、σ＝λ₁／λ₀
である。
【００４５】
従って、検出データＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ₀）及びＩ（ｒ⊥，Ｒ，λ₁）を式（１７）及び式（１８）にそれぞれ代入してｇ₀及びｇ₁を求め、さらに、ｇ₀及びｇ₁を式（１６）に代入することにより、位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，０，λ₀）が求められる。
【００４６】
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，λ₀）＝∇²φ（ｒ⊥，０，λ₀）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，λ₀）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，λ₀）のフーリエ変換は、次式（１９）のように表される。
【数１５】

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。
【００４７】
これより、位相φ（ｒ⊥，０，λ₀）は式（２０）のように表される。
【数１６】

ここで、Ｆ^-1［］は逆フーリエ変換を示す。
【００４８】
この式（２０）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，λ₀）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（ｒ⊥，０，λ₀）が得られる。
【００４９】
ここで、｜ｕ｜及び｜ｖ｜が所定の値以下となる範囲内で｛−４π²（ｕ²＋ｖ²）｝^-1を予め算出しておき、式（２０）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（２０）において次式の値を用いる。
｛−４π²（ｕ²＋ｖ²）｝^-1＝（予め算出された値）
また、｜ｕ｜，｜ｖ｜＞ｃｏｎｓｔの場合には、式（２０）において、次式の値を用いる。
｛−４π²（ｕ²＋ｖ²）｝^-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。
【００５０】
次に、ステップＳ１３において、画像処理部２４は、位相φ（ｒ⊥，０，λ₀）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，λ₀）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。
【００５１】
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が、それをフィルム等に印刷する。
【００５２】
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、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下のエネルギー条件を満たす放射線であれば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、エネルギーの異なる２つのＸ線を用いて位相を復元したが、非特許文献３に述べれられているように、エネルギーの異なる３つのＸ線を用いて位相を復元しても良い。
【００５３】
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Ｘ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、Ｘ線源として点放射線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。
【００５４】
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７を参照しながら説明する。図７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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
図７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８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。
【００５８】
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６を用いて説明したのと同様である。
【００５９】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置について説明する。図９に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の構成を示す。
図９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７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８とを有している。その他の構成については、図１におけるのと同様である。
【００６０】
図１０は、撮像部７の構成を示す模式図である。撮影部７は、Ｘ線源１１と、センサ１３とを有している。Ｘ線源１１から発生したＸ線は、被写体１０を透過し、センサ１３に入射して回折縞を生じる。
【００６１】
センサ１３は、保持部１６によって保持されている。保持部１６は、レール１７上に移動可能な状態で支持されている。保持部１６の位置は、後述する画像構成部８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１３との撮像距離が変更される。
【００６２】
また、撮像部７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８に出力する。
【００６３】
再び、図９を参照すると、画像構成部８は、撮像部７から出力された検出データを一時記憶する記憶部８１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８２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８３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８４と、逆ラプラシアン処理部８４から出力されたセンサ位置における位相情報に基づいて画像データを生成する画像処理部８５と、上記の各部８１〜８５及び撮像部７における撮像距離を制御する制御部８６とを有している。画像構成部８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８６が、記録媒体８７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８７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。
【００６４】
次に、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像方法について、図９〜図１１を参照しながら説明する。図１１は、本発明の第２の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、単一波長のＸ線を用い、異なる撮像距離ｚ_０及びｚ_１において、同一波長λのＸ線を用いて撮像された２枚の回折縞画像を示す画像情報を用いて可視画像を生成する。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。但し、波長λのＸ線のエネルギーの中心値が１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の条件を満たすこととする。
【００６５】
まず、ステップＳ２０において、Ｘ線源によって生成されるＸ線の波長をλに設定し、センサ１３の位置を変更しながらＸ線撮像を行う。即ち、図１０に示すように、まず、撮像距離がｚ_０となる位置にセンサ１３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ｚ_１となる位置にセンサ１３を移動させ、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。
【００６６】
ステップＳ２０におけるＸ線撮像により、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₀，λ）、Ｉ（ｒ⊥，ｚ₁，λ）が、画像構成部８に順次入力される。ここで、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₀，λ）は、撮像距離ｚ₀面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。同様に、検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₁，λ）は、撮像距離ｚ₁面上の位置ｒ⊥＝（ｘ，ｙ）における回折光の強度を表す。これらの検出データは、画像構成部８の記憶部８１に順次記憶される。
【００６７】
次に、ステップＳ２１〜Ｓ２３において、画像構成部８は、記憶部８１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８２は、次式（２１）を用いて検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₁，λ）と検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₀，λ）との差分係数を求める。
【数１７】

【００６８】
次に、ステップＳ２２において、ラプラシアン処理部８３は、ステップＳ２１において求められた差分係数と、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（２２）を用いて位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇²φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を求める。
【数１８】

ここで、式（２２）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（ｒ⊥，ｚ₀，λ）で割っているが、撮像距離が大きい方の検出データＩ（ｒ⊥，ｚ₁，λ）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。
【００６９】
さらに、ステップＳ２３において、逆ラプラシアン処理部８４は、ステップＳ８２において求められた位相のラプラシアンｆ（ｒ⊥，ｚ，λ）＝∇²φ（ｒ⊥，ｚ，λ）について逆ラプラシアン演算を行うことにより、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）を算出する。
【００７０】
したがって、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）は式（２３）のように表される。
【数１９】

【００７１】
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⊥，ｚ，λ）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（ｒ⊥，ｚ，λ）が得られる。
【００７２】
次に、ステップＳ２４において、画像処理部８５は、位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）に基づいて画像データを生成する。すなわち、画像処理部８５は、それぞれの画素における位相φ（ｒ⊥，ｚ，λ）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。
【００７３】
その後、必要に応じて、ステップＳ２５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２６において、出力部４が、それをフィルム等に印刷する。
【００７４】
【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体の放射線画像を構成する際に、１６ｋｅＶ以上３０ｋｅＶ以下の透過率の高いエネルギーの放射線を用いることにより、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】本発明の第１の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λ₀及びλ₁の２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】Ｘ線エネルギーの関数として透過率を示す図である。
【図５】δｄとエネルギーとの関係を示す図である。
【図６】本発明の第１の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７】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を示す図である。
【図８】図７に示す読み取り部の構成を示す図である。
【図９】本発明の第２の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１０】図９に示す撮像部７の構成を示す模式図である。
【図１１】本発明の第２の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１２】位相復元の原理を説明するための図である。
【図１３】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、７撮像部
２、８画像構成部
３表示部
４出力部
６読取り部
１０、１００被写体
１１Ｘ線源
１２モノクロメータ
１３センサ
１４増幅器
１５Ａ／Ｄ変換器
１６保持部
１７レール
２１、８１記憶部
２２、８３ラプラシアン処理部
２３、８４逆ラプラシアン処理部
２４、８５画像処理部
２５、８６制御部
２６、８７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）
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 addition, in this application, in addition to X-rays, (alpha) rays, (beta) rays, and (gamma) rays, a radiation shall mean the broad radiation including particle beams, such as an electron beam, 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 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 uses interference generated by using an interferometer or zone plate.X-rayTo obtain the phase difference based on theX-rayThere is a method for obtaining a phase difference based on the above. Of these, diffractionX-rayThe diffraction method for obtaining the phase difference based on the above 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 equation 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. 12, an X-ray having a wavelength λ is from the left side of the figure.EnterAnd is transmitted through the object plane 101 and is incident on 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. 13 is assumed. That is, as shown in FIG.₀, Λ₁, Λ₂Are transmitted through the subject 100 and are incident on the screen 102 arranged at a distance R from the object plane 101.
[0013]
In this case, r_⊥= (X, y), wavelength λ₀X-ray intensity I (r immediately after passing through the subject 100_⊥, 0, λ₀) And phase φ (r_⊥, 0, λ₀) And wavelength λ_mDetected on screen 102X-rayStrength I (r_⊥, R, λ_m) With the following relationship. However, in the following equation (5), I (r_⊥, 0, λ₀) = Exp {-M (r_⊥, 0, λ₀)}.
[Equation 5]

[0014]
In Expression (5), ∇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 the X-ray immediately after passing through the subject 100 are expressed as follows.
[Expression 7]

However, Δλ = λ₁−λ₀And σ≡σ₁= Λ₁/ Λ₀It is.
Laplacian of phase in equation (8)²φ (r⊥, R, λ₀) To obtain the phase φ (r⊥, R, λ₀). 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. Therefore, in Non-Patent Document 3, λ₀= 3.8cm (E₀= 3.3 keV), λ₁= 7.3 mm (E₁= 1.7 keV) and λ₂= 2.5Å (E₂X-ray imaging is performed using X-rays having three types of wavelengths (energy) of 5.0 keV).
[0016]
However, at these wavelengths, the X-ray absorption when passing through the subject is too large, so it is possible to photograph a thin subject, but when photographing a subject having a thickness such as a human breast or breast. Had the problem of being unsuitable.
[0017]
[Non-Patent Document 1]
Allman et al. “Noninterferometric quantitative phase imaging with soft x rays”, J. Optical Society of America A, Vol. 17, No. 10 (October 2000), p. 1732-1743
[Non-Patent Document 2]
TE Gureyev et al. “Hard X-ray quantitative non-interferometric phase-contrast imaging”, Optical Photography Research Specialist (SPIE) Vol. 3659 (1999), p. . 356-364
[Non-Patent Document 3]
TE Gureyev et al. “Quantitative In-Line Phase-Contrast Imaging with Multienergy X Rays”, Physical Review Letter Vol. 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 living body or the like by the phase contrast method.bodyAn object of the present invention is to provide a radiation imaging method capable of improving the phase estimation accuracy by using radiation with high transmittance when constructing the radiation image. 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.
[0021]
[Means for Solving the Problems]
To solve the above issues,The radiation imaging apparatus according to the first aspect of the present invention is based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through a subject.Using the basic equation TIE for phase restorationA radiation imaging apparatus that restores phase information of radiation that has passed through a subject, a light source that generates a plurality of radiations having energy different from 16 keV to 30 keV, and a radiation source that is generated from the light source and passes through the subject. Based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of a plurality of radiations having different wavelengths transmitted through the subject, and detection means for obtaining detection data representing radiation image information by detecting the intensity,By calculating the Laplacian of the phase and performing the inverse Laplacian operation on the Laplacian of the determined phase,Image forming means for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject and generating image data based on the phase data;
[0022]
  The radiation imaging apparatus according to the second aspect of the present invention is based on detection data obtained by detecting the intensity of radiation that has passed through the subject.Using the basic equation TIE for phase restorationA radiation imaging apparatus that restores phase information of radiation that has passed through a subject, a light source that generates radiation having a predetermined wavelength with an energy of 16 keV or more and 30 keV or less, and an intensity of radiation that is generated from the light source and passes through the subject Detecting means for obtaining detection data representing radiation image information, driving means used for changing the distance between the subject and the detecting means, and the intensity of the radiation transmitted through the subject at different distances Based on a plurality of detection data obtained by detecting,By calculating the Laplacian of the phase and performing the inverse Laplacian operation on the Laplacian of the determined phase,Image forming means for obtaining phase data by restoring phase information of radiation transmitted through the subject and generating image data based on the phase data;
[0023]
  A radiation imaging program according to the first aspect of the present invention is:Radiation sourceA radiation imaging program for restoring phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by generating radiation and detecting the intensity of radiation transmitted through the subject,Radiation sourceAnd a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of the radiation having different wavelengths transmitted through the subject and the procedure (a) for generating radiation having different wavelengths whose energy is 16 keV or more and 30 keV or less Based on this, the CPU executes a procedure (b) for obtaining a phase Laplacian and a procedure (c) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the phase Laplacian.
[0024]
  Furthermore, a radiation imaging program according to the second aspect of the present invention provides:Radiation sourceA radiation imaging program that restores phase information of radiation transmitted through a subject based on detection data obtained by detecting radiation intensity that has generated more radiation and transmitted through the subject,Radiation sourceAnd a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject at different distances, and the procedure (a) for generating radiation having a predetermined wavelength whose energy is 16 keV or more and 30 keV or less Based on this, the CPU executes a procedure (b) for obtaining a phase Laplacian and a procedure (c) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the phase Laplacian.
[0025]
According to the present invention, when a radiological image of a human body or the like is constructed by the phase contrast method, the phase estimation accuracy can be increased by using radiation having high transmittance.
[0026]
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 the first 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.
[0027]
  FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 1. The shooting unit 1X-ray source11, a monochromator 12, and a sensor 13.X-ray source11 uses synchrotron radiation, and the monochromator 12 diffracts only a predetermined wavelength component of X-rays from the radiation.ByMonochromatic X-ray. In addition,X-ray source11 for generating a beam with high coherence and monochromaticity.WhenCanX-ray sourceIt is desirable to use 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 this embodiment,X-ray source11, synchrotron radiation that generates X-rays is used. Synchrotron radiation is generated by circular or spiral movement of electrons in a magnetic field.Electromagnetic waveI mean. Radiation like thislight sourceIn, the wavelength of generated X-rays can be changed by changing the centripetal acceleration of electrons.X-ray sourceX-rays generated from 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 13 to generate diffraction fringes. In the following description, the distance between the subject 10 and the sensor 13 is referred to as an imaging distance. In the present embodiment, as shown in FIG.₀And λ₁These two types of X-rays are generated.
[0028]
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 an electric signal and outputs the same, such as a CCD (coupled charge device).
[0029]
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.
[0030]
Referring to FIG. 1 again, 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 two types of X-rays obtained by two 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 the 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.
[0031]
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.
[0032]
  next,X-ray sourceThe relationship between the wavelength (energy) of X-rays generated at 11 and the transmittance of the subject 10 will be described. Here, it is assumed that the subject 10 has a thickness d as shown in FIG. Assuming that the thickness of the subject 10 is d and the refractive index is n = 1−δ−iβ (i is an imaginary unit), the X-ray φ immediately after the transmission of the subject 10_OUTIs the X-ray φ immediately before the transmission of the subject 10_INIs expressed as follows.
[Equation 8]

Here, if the wavelength of the X-ray is λ, k = 2π / λ.
[0033]
Therefore, the intensity I of the X-ray immediately after transmission through the subject 10_OUTIs the intensity I of the X-ray just before transmission of the subject 10_INIs expressed as follows.
[Equation 9]

From this, the transmittance T is expressed as follows.
[Expression 10]

[0034]
Next, a breast is assumed as the subject 10. FIG.IsAs a function of X-ray energyofShows transmittanceis doing. However, β is determined assuming a standard fat composition, and the thickness of the subject 10 is d = 5 cm. As shown in FIG. 4, the lower the energy, the sharper the transmittance decreases. Therefore, the X-ray energy (E = 3.3 keV, 1.7 keV, 5.0 keV) used in Non-Patent Document 3 is not suitable for photographing a subject having a thickness such as a breast. Further, in order to improve energy efficiency with high transmittance, X-ray energy of about 22 keV, which has a transmittance of about 10%, is desirable. However, the amount of X-ray absorption (exposure amount) by the subject 10 is suppressed, and the sensor 13 receives X-ray energy. In order to reach the line, an X-ray energy of 16 keV or higher that provides a transmittance of at least 1% is required.
[0035]
On the other hand, the phase contrast method is an imaging method for detecting a phase change by separating the subject 10 and the sensor 13 in FIG. 2 by a predetermined distance. The phase change of the X-ray caused by the subject 10 is expressed by e in Equation (8).^{-ik (1-}δ^{) d}Represented as: Here, the phase change e of the X-ray when the subject is vacuum (δ = 0)^-ikd, The phase change of the X-ray by the subject 10 is e^ikδ^dIt is expressed. The phase is kδd on the exponential shoulder.
[0036]
Here, since δ has energy dependence of X-rays, FIG. 5 shows the relationship between δd and energy when a standard fat composition is assumed. However, d = 5 cm.
[0037]
By the way, the TIE that is fundamental in the phase estimation shown in the equation (4) is considered in one dimension for the sake of simplicity, the sign is ignored, and further, the phase φ = kδd is put in order and arranged, the following table is obtained. Is done.
[Expression 11]

[0038]
Here, the left side is a value representing how much the intensity I of the X-ray changes with the distance z as a ratio to the intensity I, and the value obtained by the experiment is 1% (| (1 / I) × ( ∂I / ∂z) | ≧ 10^-2). Further, the right side is a value that depends on how much the value of δd has changed locally. For the purpose of diagnosis, 10 μm (= 10^-Fivem)^-6Detection of phase changes on the order of radians is desirable. Therefore, the right side of Expression (12) is expressed as follows.
[Expression 12]

[0039]
Further, − (1 / I) × (∂I / ∂z) ≧ 10 on the left side of Expression (12)^-2When substituting and rearranging, it is expressed as follows.
[Formula 13]

[0040]
Referring again to FIG. 5, dδ ≧ 10^-6This is the case when the X-ray energy is about 30 keV or less. From the above, it is desirable to perform imaging using X-rays having energy of 16 keV to 30 keV.
[0041]
Next, a radiation imaging method according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 1, FIG. 3, and FIG. FIG. 6 is a flowchart showing the radiation imaging method according to the first embodiment of the present invention. In this embodiment, as shown in FIG. 3, at the same imaging distance, different wavelengths λ₀And λ₁A visible image is constructed using a phase contrast method based on detection data representing two diffraction fringe images captured using X-rays. The wavelength λ₀Or λ₁X-rays have a wavelength of λ₀Or λ₁X-ray with high monochromaticity centered on₀Or λ₁The single-wavelength X-rays may not be used. However, wavelength λ₀Or λ₁The center value of the energy of X-rays satisfies the condition of 16 keV or more and 30 keV or less.
[0042]
First, in step S10, X-ray imaging is performed. That is, as shown in FIG. 3, the sensor 13 is arranged at a position where the imaging distance is R, and the object 10 has a wavelength λ.₀X-ray imaging is performed by irradiating X-rays. Next, a wavelength λ is applied to the subject 10₁X-ray imaging is performed by irradiating X-rays. Thereby, detection data representing a diffraction fringe image is obtained.
[0043]
By the X-ray imaging in step S10, the detection data I (r 撮像, R, λ₀), I (r⊥, R, λ₁) Are sequentially input to the image construction unit 2. Here, the detection data I (r⊥, R, λ₀) Is the wavelength λ at the position r⊥ = (x, y) on the imaging distance R plane.₀Represents the intensity of the diffracted light. Similarly, the detection data I (r⊥, R, λ₁) Is the wavelength λ at the position r⊥ = (x, y) on the imaging distance R plane.₁Represents the intensity of the diffracted light. These detection data are sequentially stored in the storage unit 21 of the image construction unit 2.
[0044]
Next, in steps S11 and S12, the image construction unit 2 detects the detection data I (r⊥, R, λ) stored in the storage unit 21.₀) And I (r⊥, R, λ)₁) Based on the X-ray phase φ (r⊥, 0, λ immediately after passing through the subject)₀).
First, in step S11, the Laplacian processing unit 22 uses the following equation (16) based on the detection data stored in the storage unit 21, and uses the phase φ (r⊥, 0, λ).₀) Laplacian f (r⊥, 0, λ)₀) = ∇²φ (r⊥, 0, λ₀)
[Expression 14]

here,
g₀= Ln [I (r⊥, R, λ₀]] ... (17)
g₁= Ln [I (r⊥, R, λ₁]] ... (18)
Δλ = λ₁−λ₀, Σ = λ₁/ Λ₀
It is.
[0045]
Therefore, the detection data I (r⊥, R, λ₀) And I (r⊥, R, λ)₁) Is substituted for equations (17) and (18), respectively, and g₀And g₁And then g₀And g₁Is substituted into equation (16) to obtain the phase Laplacian f (r⊥, 0, λ₀) Is required.
[0046]
Further, in step S12, the inverse Laplacian processing unit 24 obtains the phase Laplacian f (r０, 0, λ) obtained in step S11.₀) = ∇²φ (r⊥, 0, λ₀) To obtain the phase φ (r⊥, 0, λ₀) Here, the inverse Laplacian calculation will be described in detail. f (r⊥, 0, λ₀) Is expressed as the following equation (19).
[Expression 15]

Here, F [] indicates a Fourier transform, and u and v are spatial frequencies corresponding to x and y.
[0047]
From this, the phase φ (r⊥, 0, λ₀) Is expressed as in equation (20).
[Expression 16]

Where F^-1[] Indicates an inverse Fourier transform.
[0048]
By using this equation (20), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (r⊥, 0, λ₀) To Fourier transform, {-4π²(U²+ V²)}^-1, And inverse Fourier transform this to restore the restored phase φ (r⊥, 0, λ₀) Is obtained.
[0049]
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 (20). That is, when the predetermined value const is set, the value of the following expression is used in Expression (20) when | u |, | v | ≦ const.
{-4π²(U²+ V²)}^-1= (Pre-calculated value)
In the case of | u |, | v |> const, the value of the following expression is used in Expression (20).
{-4π²(U²+ V²)}^-1= 0
Thereby, the inverse Laplacian calculation can be performed at high speed.
[0050]
Next, in step S13, the image processing unit 24 performs phase φ (r （, 0, λ₀) To generate image data. That is, the image processing unit 24 uses the phase φ (r⊥, 0, λ in each pixel.₀) Is converted into data representing brightness, and necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing is performed.
[0051]
  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 4But itPrint on film.
[0052]
In the present embodiment, X-rays are used to image a subject. However, X-rays can be formed as long as they can pass through the subject and form a diffraction image and satisfy an energy condition of 16 keV to 30 keV. Not limited to lines, it can be used. For example, the particle beam containing an electron beam etc. are mentioned. In this embodiment, the phase is restored using two X-rays having different energies. However, as described in Non-Patent Document 3, the phase is restored using three X-rays having different energies. May be.
[0053]
  Furthermore, in the present embodiment, radiation is emitted when the subject is imaged.light sourceProduces a beam that is not synchrotron radiationX-ray 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,X-ray sourceAsPoint radiation sourceIs used, it is desirable to correct including the enlargement ratio when data processing is performed in the image construction unit.
[0054]
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. 7 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.
[0055]
In the imaging unit 5, a stimulable phosphor sheet (recording sheet) is used as a screen used for recording image information, instead of the sensor 13 in the imaging unit 1 shown in FIG.
[0056]
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.
[0057]
The reading unit 6 shown in FIG. 7 is used for reading 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.
[0058]
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.
[0059]
Next, a radiation imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 9 shows a configuration of a radiation imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention.
As shown in FIG. 9, this radiation imaging apparatus irradiates a subject with X-rays, thereby outputting detection data representing radiation image information related to the subject, and restores phase information based on the detection data. And an image construction unit 8 for generating image data. Other configurations are the same as those in FIG.
[0060]
  FIG. 10 is a schematic diagram illustrating the configuration of the imaging unit 7. The shooting unit 7X-ray source11 and a sensor 13.X-ray sourceX-rays generated from 11 pass through the subject 10 and enter the sensor 13 to generate diffraction fringes.
[0061]
  The sensor 13 is held by the holding unit 16. The holding part 16 is supported on the rail 17 in a movable state. The position of the holding part 16 will be described later.Image composition part8, and the imaging distance between the subject 10 and the sensor 13 is changed by this control.
[0062]
The imaging unit 7 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 8.
[0063]
Referring again to FIG. 9, the image construction unit 8 includes a storage unit 81 that temporarily stores the detection data output from the imaging unit 7, and a difference processing unit 82 that obtains a difference coefficient between the detection data having different imaging distances. The Laplacian processing unit 83 that calculates a value corresponding to the Laplacian of the phase, the inverse Laplacian processing unit 84 that performs the inverse Laplacian calculation for performing phase restoration, and the phase information at the sensor position output from the inverse Laplacian processing unit 84 The image processing unit 85 that generates image data based on the image data, and the control unit 86 that controls the imaging distance in the above-described units 81 to 85 and the imaging unit 7 are provided. The image construction unit 8 may be composed of a digital circuit, or may be composed of software and a CPU. In that case, the control unit 86 including the CPU processes the detection data based on the radiation imaging program recorded on the recording medium 87. The recording medium 87 corresponds to a flexible disk, hard disk, MO, MT, RAM, CD-ROM, DVD-ROM, or the like.
[0064]
  Next, a radiation imaging method according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 11 is a flowchart showing a radiation imaging method according to the second embodiment of the present invention. In this embodiment,singleWaveLongDifferent imaging distance z using X-rays₀And z₁ Using X-rays of the same wavelength λUsing the image information indicating the two diffraction fringe images captured, a visible image is obtained.GenerationTo do. 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. However, the center value of the energy of the X-ray with the wavelength λ satisfies the condition of 16 keV or more and 30 keV or less.
[0065]
  First, in step S20,X-rays generated by an X-ray sourceIs set to λ, and X-ray imaging is performed while changing the position of the sensor 13. That is, as shown in FIG.₀The X-ray imaging is performed by arranging the sensor 13 at the position where the object 10 is irradiated and irradiating the subject 10 with X-rays. Subsequently, the imaging distance is z₁The sensor 13 is moved to a position where X is X-ray imaging. Thereby, image information representing a diffraction fringe image is obtained.
[0066]
Detection data I (r 撮像, z₀, Λ), I (r⊥, z₁, Λ) are sequentially input to the image construction unit 8. Here, the detection data I (r⊥, z₀, Λ) is the imaging distance z₀It represents the intensity of diffracted light at a position r⊥ = (x, y) on the surface. Similarly, the detection data I (r⊥, z₁, Λ) is the imaging distance z₁It represents the intensity of diffracted light at a position r⊥ = (x, y) on the surface. These detection data are sequentially stored in the storage unit 81 of the image construction unit 8.
[0067]
Next, in steps S <b> 21 to S <b> 23, the image construction unit 8 restores the phase at the sensor position based on the detection data stored in the storage unit 81.
First, in step S21, the difference processing unit 82 uses the following equation (21) to detect the detection data I (r⊥, z₁, Λ) and detection data I (r⊥, z₀, Λ).
[Expression 17]

[0068]
Next, in step S22, the Laplacian processing unit 83 uses the following equation (22) based on the difference coefficient obtained in step S21 and the detection data stored in the storage unit 21 to calculate the phase Laplacian f: (R⊥, z, λ) = ∇²φ (r⊥, z, λ) is obtained.
[Expression 18]

Here, in the equation (22), the difference coefficient is detected data I (r⊥, z with the smaller imaging distance.₀, Λ), but the detection data I (r⊥, z with the larger imaging distance₁, Λ). Further, it may be divided by detection data subjected to LPF (low pass filter) processing.
[0069]
Further, in step S23, the inverse Laplacian processing unit 84 obtains the phase Laplacian f (r⊥, z, λ) = ∇ obtained in step S82.²The phase φ (r シアン, z, λ) is calculated by performing an inverse Laplacian operation for φ (r⊥, z, λ).
[0070]
Therefore, the phase φ (r⊥, z, λ) is expressed as in Expression (23).
[Equation 19]

[0071]
By using this equation (23), inverse Laplacian calculation can be performed. That is, f (r⊥, z, λ) is Fourier-transformed and {−4π²(U²+ V²)}^-1And further inversely Fourier transform this to obtain the restored phase φ (r⊥, z, λ).
[0072]
Next, in step S24, the image processing unit 85 generates image data based on the phase φ (r⊥, z, λ). In other words, the image processing unit 85 converts the phase φ (r⊥, z, λ) in each pixel into data representing brightness, and performs necessary image processing such as gradation processing and interpolation processing.
[0073]
  Thereafter, if necessary, in step S25, the display unit 3 displays a visible image based on the image data on the display, or in step 26, the output unit 4But itPrint on film.
[0074]
【The invention's effect】
  According to the present invention, a human body or the like is produced by the phase contrast method.bodyWhen the radiation image is constructed, it is possible to improve the phase estimation accuracy by using radiation with high transmittance of 16 keV or more and 30 keV or less.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a radiation imaging 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 shows different wavelengths λ at the same imaging distance.₀And λ₁It is a figure which shows the imaging part which is generating 2 types of X-rays.
FIG. 4 shows transmittance as a function of X-ray energy.
FIG. 5 is a diagram illustrating a relationship between δd and energy.
FIG. 6 is a flowchart showing a radiation imaging method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a modification of the radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
8 is a diagram illustrating a configuration of a reading unit illustrated in FIG.
FIG. 9 is a diagram showing a configuration of a radiation imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention.
10 is a schematic diagram illustrating a configuration of the imaging unit 7 illustrated in FIG. 9. FIG.
FIG. 11 is a flowchart showing a radiation imaging method according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
FIG. 13 is a diagram for explaining the principle of phase restoration;
[Explanation of symbols]
  1, 5, 7 Imaging unit
  2, 8 Image composition part
  3 Display section
  4 Output section
  6 Reading unit
  10, 100 subjects
  11X-ray source
  12 Monochromator
  13 Sensor
  14 Amplifier
  15 A / D converter
  16 Holding part
  17 rails
  21, 81 storage unit
  22, 83 Laplacian processing section
  23, 84 Inverse Laplacian processing section
  24, 85 Image processing unit
  25, 86 Control unit
  26, 87 Recording unit
  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)
  82 Difference processing unit
  101 Object surface
  102 screens

Claims

Using the basic formula TIE of based-out phase recovery on the detected data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, a radiation imaging apparatus for restoring the phase information of the radiation transmitted through an object,
A radiation source for generating a plurality of radiations having different wavelengths λ having an energy of 16 keV to 30 keV;
Detecting means for obtaining detection data I representing radiation image information by detecting the intensity of radiation generated from the radiation source and transmitted through the subject;
Based on a plurality of detection data I obtained by detecting the intensities of a plurality of radiations having different wavelengths transmitted through the subject, a phase Laplacian f is obtained, and an inverse Laplacian operation is performed on the obtained Laplacian f. by performing obtain the phase data phi to restore the phase information of the radiation transmitted through the subject, and image construction means for generating image data based on their phase data phi,
A radiation imaging apparatus comprising:

Using the basic formula TIE of based-out phase recovery on the detected data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, a radiation imaging apparatus for restoring the phase information of the radiation transmitted through an object,
A radiation source for generating radiation having a predetermined wavelength λ having an energy of 16 keV or more and 30 keV or less;
Detecting means for obtaining detection data I representing radiation image information by detecting the intensity of radiation generated from the radiation source and transmitted through the subject;
Drive means used to change the distance z between the subject and the detection means;
A phase Laplacian f is obtained based on a plurality of detection data I obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through the subject at different distances z , and an inverse Laplacian operation is performed on the obtained Laplacian f. by obtain the phase data φ restores the phase information of the radiation transmitted through the subject, and image construction means for generating image data based on their phase data,
A radiation imaging apparatus comprising:

Radiation source radiation generated from using the basic formula TIE of based-out phase recovery on the detected data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, to recover the phase information of radiation transmitted through an object A radiation imaging program,
A step (a) of controlling the radiation source to generate radiation having different wavelengths whose energy is not less than 16 keV and not more than 30 keV;
A step (b) of obtaining a Laplacian of the phase based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of radiation having different wavelengths transmitted through the subject;
A procedure (c) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Radiation imaging program for causing CPU to execute.

Radiation source radiation generated from using the basic formula TIE of based-out phase recovery on the detected data obtained by detecting the intensity of radiation transmitted through an object, to recover the phase information of radiation transmitted through an object A radiation imaging program,
A step (a) of controlling the radiation source to generate radiation having a predetermined wavelength having an energy of 16 keV or more and 30 keV or less;
A step (b) for obtaining a Laplacian of the phase based on a plurality of detection data obtained by detecting the intensity of the radiation transmitted through the subject at different distances;
A procedure (c) for obtaining phase data by performing an inverse Laplacian operation on the Laplacian of the phase;
Radiation imaging program for causing CPU to execute.