RU2556712C2 - Устройство рентгеновского формирования изобретений - Google Patents

Устройство рентгеновского формирования изобретений Download PDF

Info

Publication number
RU2556712C2
RU2556712C2 RU2013132941/07A RU2013132941A RU2556712C2 RU 2556712 C2 RU2556712 C2 RU 2556712C2 RU 2013132941/07 A RU2013132941/07 A RU 2013132941/07A RU 2013132941 A RU2013132941 A RU 2013132941A RU 2556712 C2 RU2556712 C2 RU 2556712C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
grating
ray
rays
objects
width
Prior art date
Application number
RU2013132941/07A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013132941A (ru
Inventor
Кимиаки ЯМАГУТИ
Тору ДЕН
Original Assignee
Кэнон Кабусики Кайся
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Кэнон Кабусики Кайся filed Critical Кэнон Кабусики Кайся
Publication of RU2013132941A publication Critical patent/RU2013132941A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2556712C2 publication Critical patent/RU2556712C2/ru

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/20—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by using diffraction of the radiation by the materials, e.g. for investigating crystal structure; by using scattering of the radiation by the materials, e.g. for investigating non-crystalline materials; by using reflection of the radiation by the materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/484—Diagnostic techniques involving phase contrast X-ray imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/041—Phase-contrast imaging, e.g. using grating interferometers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/10—Different kinds of radiation or particles
    • G01N2223/101—Different kinds of radiation or particles electromagnetic radiation
    • G01N2223/1016—X-ray
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/30—Accessories, mechanical or electrical features
    • G01N2223/313—Accessories, mechanical or electrical features filters, rotating filter disc
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

Заявленное изобретение относится к устройству рентгеновского формирования изображений. Заявленное устройство содержит источник рентгеновского излучения (101), решетку (103а), которая делит расходящиеся рентгеновские лучи (102), испущенные источником рентгеновского излучения, и детектор (106), который детектирует рентгеновские лучи, разделенные решеткой и проходящие через образец (104). Решетка содержит множество прозрачных объектов (114а), через которые проходят расходящиеся рентгеновские лучи, и множество непрозрачных объектов (115а), экранирующих расходящиеся рентгеновские лучи. Положение фокуса, в котором множество продолженных прямых пересекаются, и источник рентгеновского излучения расположены в разных местах. При этом продолженные прямые получаются продолжением центральных прямых, соединяющих центр каждого из множества непрозрачных объектов со стороны, обращенной к источнику рентгеновского излучения, с центром каждого из множества непрозрачных объектов со стороны, обращенной к детектору. 2 н. и 10 з. п. ф-лы, 13 ил., 5 пр.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к устройству рентгеновского формирования изображений.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Рентгеновское формирование изображений фазы является способом детектирования фазовых сдвигов рентгеновского излучения в образце и получения изображения образца на основе результата детектирования.
В качестве способа рентгеновского формирования изображений фазы, PTL 1 предлагает способ получения информации, относящийся к фазовому сдвигу рентгеновских лучей, посредством детектирования величины преломления рентгеновских лучей образцом с использованием того факта, что рентгеновские лучи преломляются с изменением их фазы.
Будет кратко описан принцип способа рентгеновского формирования изображений фазы. В этом способе вначале рентгеновские лучи пространственно разделяются решеткой, включающей в себя непрозрачные объекты (экранирующие участки), которые экранируют рентгеновские лучи, и прозрачные объекты (пропускающие участки), которые пропускают рентгеновские лучи. Разделенные рентгеновские лучи становятся дискретным пучком рентгеновского излучения, дискретные рентгеновские пучки падают на образец, дискретные рентгеновские пучки, которые проходят через образец, детектируются детектором рентгеновского излучения. Таким образом, известно, насколько образец смещает положение дискретного рентгеновского пучка, сформированного на детекторе рентгеновского излучения, и величина преломления рентгеновских лучей может быть получена из величины смещения положения (ниже называемого "величина смещения положения"). Ниже, если не указано иное, величина смещения положения дискретного рентгеновского пучка означает в данном описании величину смещения положения дискретного рентгеновского пучка на детекторе.
Когда рентгеновское формирование изображений фазы осуществляется описанным выше способом, обычно, чем меньше ширина используемого дискретного рентгеновского пучка, тем выше чувствительность детектирования фазы рентгеновских лучей.
Будет кратко описана причина этого. Чем меньше ширина дискретного рентгеновского пучка, вводимого в детектор, тем меньше интенсивность рентгеновских лучей, детектируемых каждым пикселем детектора. С другой стороны, величина преломления рентгеновских лучей в конкретном образце не зависит от ширины дискретного рентгеновского пучка, так что величина смещения положения дискретного рентгеновского пучка не зависит от ширины этого пучка. Таким образом, чем меньше ширина дискретного рентгеновского пучка, тем больше изменение интенсивности рентгеновского излучения, вызванное смещением положения дискретного рентгеновского пучка и детектируемого каждым пикселем, относительно интенсивности рентгеновского излучения, зарегистрированного каждым пикселем детектора (то есть, изменение интенсивности рентгеновского излучения, вызванное наличием или отсутствием образца и зарегистрированное каждым пикселем). Обычно чем большая интенсивность рентгеновского излучения детектируется детектором, тем больше величина шума, так что чем больше изменение интенсивности рентгеновского излучения, вызванное величиной пространственного смещения дискретного рентгеновского пучка и зарегистрированное каждым пикселем, относительно интенсивности рентгеновского излучения, тем меньше вероятность того, что изменение интенсивности рентгеновского излучения будет зашумлено. В результате улучшается чувствительность детектирования фазы устройством рентгеновского формирования изображений.
Для уменьшения ширины дискретного рентгеновского пучка уменьшают ширину прозрачных объектов решетки. Однако обычно трудно изготовить решетку с малой шириной прозрачных объектов. PTL 1 описывает устройство рентгеновского формирования изображений, которое включает в себя две маски, и в котором размер апертуры масок можно корректировать, регулируя относительное расположение этих двух масок. При применении устройства рентгеновского формирования изображений можно получить дискретный рентгеновский пучок, имеющий меньшую ширину, используя традиционную решетку.
СПИСОК ССЫЛОК
ПАТЕНТНАЯ ЛИТЕРАТУРА
PTL 1 перевод японской публикации PCT/JP 2010/502977
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
ТЕХНИЧЕСКАЯ ПРОБЛЕМА
Однако, если регулировать ширину дискретного рентгеновского пучка, проходящего через множество решеток, использованием решетки, необходим механизм регулировки относительного расположения всех решеток и детектора, так что конструкция устройства усложняется. Кроме того, обычно, когда используется множество решеток, увеличивается толщина прозрачных объектов, через которые проходят рентгеновские лучи. Даже когда прозрачные объекты решетки сделаны из материала с высоким коэффициентом пропускания рентгеновских лучей, такого как кремний или алюминий, существует проблема ослабления интенсивности рентгеновских лучей, проходящих через решетку, из-за увеличения толщины прозрачных объектов.
Поэтому настоящее изобретение предоставляет устройство рентгеновского формирования изображений, в котором используется решетка, включающая в себя прозрачные объекты определенной ширины, способная формировать дискретные рентгеновские пучки по существу такой же ширины, как у дискретных рентгеновских пучков, образованных с использованием решетки, содержащей прозрачные объекты, имеющие ширину, меньшую определенной ширины прозрачных объектов решетки. В результате можно получить по существу такую же чувствительность определения фазы, как и при использовании решетки, содержащей прозрачные объекты меньшей ширины.
РЕШЕНИЕ ПРОБЛЕМЫ
Устройство рентгеновского формирования изображений в качестве объекта настоящего изобретения включает в себя источник рентгеновского излучения, решетку, которая делит расходящиеся рентгеновские лучи, испущенные источником рентгеновского излучения, и детектор, который детектирует рентгеновские лучи, разделенные решеткой и прошедшие через образец. Решетка содержит множество прозрачных объектов, через которые проходит конический пучок рентгеновских лучей, и множество непрозрачных объектов, экранирующих рентгеновские лучи. Положение фокуса, при котором множество продолженных прямых пересекают друг друга, и источник рентгеновского излучения расположены в разных местах. Продолженные прямые получаются продолжением центральных прямых, соединяющих центр каждой стороны множества непрозрачных объектов, обращенной к источнику рентгеновского излучения, с центром каждой стороны множества непрозрачных объектов, обращенной к детектору, в направлении к источнику рентгеновского излучения.
Другие аспекты настоящего изобретения будут понятны из описанных ниже вариантов осуществления.
ПОЛЕЗНЫЕ ЭФФЕКТЫ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Согласно настоящему изобретению, можно создать устройство рентгеновского формирования изображений, в котором используется решетка, содержащая прозрачные объекты определенной ширины, способные формировать дискретные рентгеновские пучки с по существу такой же шириной, как и у дискретных рентгеновских пучков, сформированных при использовании решетки, содержащей прозрачные объекты меньшей ширины, чем определенная ширина прозрачных объектов решетки. В результате можно получить по существу такую же чувствительность определения фазы, что и при использовании решетки, содержащей прозрачные объекты меньшей ширины.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Фиг. 1 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно первому варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 2 представляет собой схему источника рентгеновского излучения и решетки согласно первому варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 3A и 3B представляют собой схемы направлений перемещения и поворота решетки согласно вариантам осуществления и примерам настоящего изобретения.
Фиг. 4 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно второму варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 5 представляет собой схему источника рентгеновского излучения и решетки согласно второму варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 6 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно третьему варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 7 представляет собой схему источника рентгеновского излучения и решетки согласно третьему варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 8 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно четвертому варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 9 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно четвертому варианту осуществления настоящего изобретения.
Фиг. 10 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно примеру 4 настоящего изобретения.
Фиг. 11 представляет собой схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно примеру 4 настоящего изобретения.
Фиг. 12 представляет собой схему решетки и дискретного рентгеновского пучка согласно примеру 5 настоящего изобретения.
Фиг. 13 показывает распределение интенсивности дискретного рентгеновского пучка, образованного решеткой, согласно примеру 5 настоящего изобретения.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В дальнейшем варианты осуществления настоящего изобретения будут описаны со ссылками на прилагаемые чертежи. На чертежах одинаковые элементы обозначены одинаковыми позициями, и повторяющиеся описания будут опущены.
Варианты осуществления, приведенные в данном описании, могут формировать рентгеновский пучок шириной меньше ширины прозрачных объектов решетки благодаря установке в устройстве рентгеновского формирования изображений угла падения рентгеновских лучей, испущенных источником рентгеновского излучения, на непрозрачные объекты решетки, большего 0°. В настоящем описании угол между центральной прямой непрозрачных объектов и рентгеновскими лучами, падающими на непрозрачные объекты, называется углом падения рентгеновских лучей на непрозрачные объекты и обозначается θ. Центральная прямая непрозрачных объектов означает прямую, соединяющую центр непрозрачных объектов, обращенных к источнику рентгеновского излучения, с центром непрозрачных объектов, обращенных к детектору. Ширина прозрачных объектов означает ширину прозрачных объектов на поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения, и эта ширина обозначается Ga.
В данном описании вычисления и модели упрощены по двум пунктам, описанным ниже для объяснения вариантов осуществления.
(1) Яркость в направлении излучения рентгеновских лучей, испущенных источником рентгеновского излучения, постоянна.
(2) Дифракция Френеля при прохождении рентгеновских лучей через решетку не учитывается.
Первый вариант осуществления
Фиг. 1 показывает схему устройства рентгеновского формирования изображений согласно первому варианту осуществления.
Устройство рентгеновского формирования изображений, показанное на фиг. 1, включает в себя источник 101 рентгеновского излучения, решетку 103a, которая делит конический пучок рентгеновских лучей 102, испущенных источником 101 рентгеновского излучения, и формирует дискретные рентгеновские пучки 105a, детектор 106, который детектирует дискретные рентгеновские пучки 105a, и вычислительное устройство 107, которое осуществляет вычисления на основе результата измерения детектора 106. Устройство рентгеновского формирования изображений также содержит блок 108 перемещения/поворота решетки 103a. Образец 104 можно поместить между решеткой 103a и детектором 106, как показано на фиг. 1, или можно поместить между источником 101 рентгеновского излучения и решеткой 103a.
Как описано выше, в устройстве рентгеновского формирования изображений согласно настоящему варианту осуществления используется источник рентгеновского излучения, создающий конический пучок рентгеновских лучей 102. Здесь источник рентгеновского излучения может создавать другое расхождение рентгеновских лучей, а не конический пучок рентгеновских лучей. Например, в настоящем варианте осуществления может использоваться источник рентгеновского излучения, создающий веерный пучок рентгеновских лучей. В данном описании кратчайшая ось, соединяющая источник 101 рентгеновского излучения с детектором 106, называется оптической осью 111.
Решетка 103a содержит прозрачные объекты 114a, пропускающие рентгеновские лучи, и непрозрачные объекты 115a, экранирующие рентгеновские лучи, так что решетка 103a пространственно разделяет конический пучок рентгеновских лучей 102 и формирует дискретные рентгеновские пучки 105a. Фиг. 2 представляет собой увеличенную схему участка от источника 101 рентгеновского излучения до решетки 103a на фиг. 1 и показывает состояние, в котором конический пучок рентгеновских лучей 102 делится решеткой 103a, и образуются рентгеновские пучки 105a.
Решетка 103a, используемая в настоящем варианте осуществления, имеет ту же структуру, что и сфокусированная решетка (отсеивающая решетка), используемая для исключения рассеянных рентгеновских лучей, образующихся при формировании изображений фантома в аппарате медицинской рентгеновского формирования изображений. В такой структуре прозрачные объекты 114a, сделанные из легких элементов с высокой способностью пропускания рентгеновских лучей, и непрозрачные объекты 115a, сделанные из тяжелых элементов, имеющих низкую способность пропускания рентгеновских лучей, чередуются друг с другом. В качестве материалов для прозрачных объектов 114a используются, например, алюминий, бумага или синтетическая смола. В качестве материалов для непрозрачных объектов 115a используются, например, платина, золото, свинец, тантал или вольфрам. Прозрачные объекты могут являться отверстиями, если могут сохраняться промежутки между непрозрачными объектами.
Прозрачные объекты 114a и непрозрачные объекты 115a решетки 103a расположены так, что положение 116a фокуса расположено так же, как в фокусирующей решетке. Однако в данном описании множество положений, в которых пересекаются по меньшей мере две продолженные прямые 113a, полученные продолжением центральной прямой, соединяющей центр непрозрачных объектов, обращенных к источнику рентгеновского излучения, с центром непрозрачных объектов, обращенных к детектору, в направлении к источнику рентгеновского излучения, определяется как положение 116a фокуса.
В данном описании перпендикулярная прямая, проведенная от поверхности решетки 103a, обращенной к источнику рентгеновского излучения, до фокусного положения 116a, называется центральной осью 112a решетки, и длина отрезка центральной оси 112a от поверхности решетки 103a, обращенной к источнику рентгеновского излучения, до положения 116a фокуса называется фокусным расстоянием.
Ширина прозрачных объектов решетки обозначается Ga, ширина непрозрачных объектов решетки обозначается Gb, и толщина решетки обозначается t. В частности, в настоящем варианте осуществления ширина прозрачных объектов решетки 103a обозначена Ga1, ширина непрозрачных объектов решетки 103a обозначена Gb1, и толщина решетки 103a обозначена tl. Для решетки 103a, использованной в настоящем варианте осуществления, предпочтительно, чтобы Ga1 составляла от 10 мкм до 180 мкм, Gb1 от 20 мкм до 180 мкм, Ga1+Gb1 от 50 мкм до 200 мкм, и tl от 100 мкм до 1 мм. Таким образом, ширины прозрачных объектов и непрозрачных объектов обозначают ширины прозрачных объектов и непрозрачных объектов на поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения. Ширины представляют собой ширину в направлении, перпендикулярном центральной оси решетки. Толщина решетки обозначает толщину решетки в направлении оптической оси.
Если решетка 103a расположена так, что положение, в котором находится источник 101 рентгеновского излучения (фокальная точка рентгеновского излучения) соответствует фокусному положению 116a, положение оптической оси 111 соответствует положению центральной оси 112a. В этом случае конический пучок рентгеновских лучей 102 входит по существу параллельно непрозрачным объектам 115a, так что ширина дискретного рентгеновского пучка 105a сразу после прохождения через решетку 103a является по существу такой же, как и ширина Ga1 прозрачных объектов.
В настоящем варианте осуществления, как показано на фиг. 2, решетка 103a перемещается вертикально относительно оптической оси 111 и останавливается. Таким образом, положение 116a фокуса решетки также перемещается вертикально относительно оптической оси 111. В результате конический пучок рентгеновских лучей 102 падает на решетку под углом θ1 относительно центральной прямой непрозрачных объектов 115a. Затем часть конического пучка рентгеновских лучей 102 экранируется боковой поверхностью непрозрачных объектов 115a, так что ширина дискретного рентгеновского пучка 105a сразу после прохождения через решетку 103a (ширина рентгеновского пучка, образованного решеткой на поверхности, обращенной к детектору) становится меньше ширины Ga1 прозрачных объектов. Боковая поверхность непрозрачных объектов обозначает поверхность непрозрачных объектов, соприкасающуюся с прозрачными объектами.
Как показано на фиг. 3A, направление расположения прозрачных объектов и непрозрачных объектов одномерной решетки 103a определяется как ось Х, а направление, перпендикулярное направлению расположения прозрачных объектов и непрозрачных объектов и перпендикулярное оптической оси 111, определяется как ось Y. Таким образом, если решетка 103a перемещается по направлению оси Х, можно уменьшить ширину дискретного рентгеновского пучка 105a с помощью малого перемещения.
Таким образом, угол падения θ1 конического пучка рентгеновских лучей на непрозрачные объекты, расположенные в точке x на оси Х, как показано на фиг. 2, зависит от величины параллельного смещения dx решетки и от расстояния L1 от источника 101 рентгеновского излучения до решетки 103a. Угол падения θ1 может быть представлен формулой 1. Здесь расстояние от источника рентгеновского излучения до решетки означает расстояние от центра источника рентгеновского излучения до поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения.
Figure 00000001
(1)
Фактическое размер апертуры D решетки, рассчитанное из угла падения θ конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты, может быть представлено формулой 2.
Figure 00000002
(2)
Фактический размер апертуры D зависит от угла между рентгеновскими лучами, входящими в решетку, и центральной прямой непрозрачных объектов 115a.
Ширина дискретного рентгеновского пучка, сформированная на детекторе дискретным рентгеновским пучком, образованным решеткой, обозначена Gd, эффективный фокусный размер конического пучка рентгеновских лучей, образованных источником рентгеновского излучения, обозначается f, и расстояние от решетки до детектора обозначается L2. Тогда ширина Gd дискретного рентгеновского пучка на детекторе может быть представлена формулой 3.
Figure 00000003
(3)
Как описано выше, в устройстве рентгеновского формирования изображений по настоящему варианту осуществления, чем меньше ширина (Gd1) дискретного рентгеновского пучка 105a, полученная на детекторе 106, тем выше чувствительность к измерению фазы. Из формул 1 и 3 видно, что ширина Gd1 дискретного рентгеновского пучка 105a, полученная на детекторе 106, может быть уменьшена смещением решетки 103a на dx.
Если ширины Gd дискретных рентгеновских пучков, образованных решеткой, не одинаковы, это может повлиять на формирование изображений образца, поэтому изменение θ для каждого непрозрачного объекта должно быть мало. В устройстве рентгеновского формирования изображений согласно настоящему варианту осуществления, чем ближе к центру решетки, тем больше θ1 каждого непрозрачного объекта, и чем ближе к концу участка, тем меньше θ1. Тем не менее, когда значения θ1 каждого непрозрачного объекта лежат в диапазоне ±10% желаемого значения, это почти не влияет на получение изображения. Центр решетки здесь обозначает положение, в котором координата по оси Х на плоскости XY на фиг. 3A равна dx/2. Тем не менее, даже когда изменение θ1 каждого непрозрачного объекта больше или равно ±10%, если ширина Gd каждого дискретного рентгеновского пучка заранее известна, то при вычислении фазы образца вычислительным устройством можно корректировать это изменение ширин дискретных рентгеновских пучков.
Величина смещения решетки может быть задана произвольно в зависимости от используемой ширины Ga1 прозрачных объектов 114a решетки, ширины Gb1 непрозрачных объектов 115a решетки, толщины t1 решетки, желаемой ширины Gd1 дискретного рентгеновского пучка и т.п. Чем больше θ1, тем меньше может быть ширина дискретного рентгеновского пучка. Однако, если θ1 слишком велик, фактический размер апертуры становится малым и потери рентгеновских лучей возрастают. С учетом потерь рентгеновских лучей предпочтительно, чтобы фактический размер апертуры составлял 5% или больше. Поэтому в настоящем варианте осуществления, с учетом ширин прозрачных объектов и непрозрачных объектов решетки, толщины решетки и желаемой ширины дискретного рентгеновского пучка, предпочтительно, чтобы θ1 был меньше 20°, и более предпочтительно, чтобы θ1 был меньше 15°. Для уменьшения ширины дискретного рентгеновского пучка до по существу такой же ширины, что и при использовании решетки, имеющей прозрачные объекты с меньшими ширинами, требуется, чтобы θ1 был больше 0°. Еще более предпочтительно, чтобы θ1 был больше или равен 1°. Фактический размер апертуры может быть задан произвольно в зависимости от расстояния между соседними прозрачными объектами и желаемой ширины дискретного рентгеновского пучка. Хотя обычно трудно изготовить решетку с фактическим относительным отверстием 50% или менее, можно изготовить решетку с фактическим относительным отверстием менее 50%, используя настоящий вариант осуществления. Тем не менее, настоящее изобретение имеет силу, даже если желательно установить фактический размер апертуры решетки на 50% или больше.
Устройство рентгеновского формирования изображений согласно настоящему варианту осуществления имеет конструкцию, способную перемещать решетку 103a с помощью блока 108 перемещения решетки 103a. Таким образом, величину перемещения dx можно менять в соответствии с желаемой шириной Gd1 дискретного рентгеновского пучка. Если источник рентгеновского излучения и решетка расположены, как описано выше, нет необходимости обеспечивать блок 108 перемещения.
Хотя в настоящем варианте осуществления решетку 103a перемещают, угол падения θ1 конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты можно регулировать перемещением источника 101 рентгеновского излучения. Хотя решетка 103a по настоящему варианту осуществления является одномерной решеткой, в которой прозрачные объекты 114a и непрозрачные объекты 115a расположены одномерно, может также использоваться двумерная решетка. При использовании двумерной решетки, как показано на фиг. 3B, если решетка 203 перемещается под углом 45° как по оси X, так и по оси Y в плоскости ХУ, ширина дискретного рентгеновского пучка может быть уменьшена с помощью малого перемещения.
Дискретный рентгеновский пучок, проходящий через образец 104, детектируется детектором 106. В настоящем варианте осуществления детектор 106 представляет собой двумерный детектор, в котором устройства передачи изображения, способные получать изображение рентгеновских лучей, расположены двумерно. Например, могут использоваться плоский детектор (FPD) или прибор с зарядовой связью (ПЗС), способные преобразовывать рентгеновские лучи в цифровые сигналы.
Результат регистрации детектора 106 передается на вычислительное устройство 107, и можно получить изображение, связанное с фазой образца. Вычисления для получения изображения, связанного с фазой образца, можно осуществить, установив вычислительное устройство 107 отдельно от устройства рентгеновского формирования изображений и соединив вычислительное устройство 107 с детектором. При необходимости устройство рентгеновского формирования изображений может содержать устройство вывода (на чертежах не показано) для вывода изображения, полученного при вычислении вычислительным устройством 107.
Второй вариант осуществления
Фиг. 4 показывает пример конструкции устройства рентгеновского формирования изображений согласно второму варианту осуществления. Устройство рентгеновского формирования изображений по второму варианту осуществления имеет ту же конструкцию, что и устройство рентгеновского формирования изображений по первому варианту осуществления, кроме расположения решетки 103a.
Фиг. 5 представляет собой увеличенную схему участка от источника 101 рентгеновского излучения до решетки 103a с фиг. 4 и показывает состояние, в котором конический пучок рентгеновских лучей 102 делится решеткой 103a, и формируются дискретные рентгеновские пучки 105b. Решетка 103a такая же, как и решетка 103a, используемая в устройстве рентгеновского формирования изображений по первому варианту осуществления, с положением 116a фокуса.
Ниже описывается расположение решетки 103a устройства рентгеновского формирования изображений по второму варианту осуществления. Во-первых, решетка 103a расположена так, что положение 116a фокуса решетки соответствует месту расположения источника 101 рентгеновского излучения. Далее, решетка 103a поворачивается. Хотя решетка 103a, показанная на фиг. 5, поворачивается вокруг одной точки на оптической оси, центр поворота решетки 103a не обязательно расположен на оптической оси. Угол α1 образуется между оптической осью 111 и центральной осью 112b решетки 103a. Таким образом, положение 116a фокуса решетки соответствует положению, полученному поворотом положения, в котором источник рентгеновского излучения находится вокруг точки на оптической оси (центр вращения решетки). Когда решетка расположена таким образом, конический пучок рентгеновских лучей 102 входит в решетку под углом θ2 относительно центральной прямой каждого непрозрачного объекта 115a, и ширина дискретного рентгеновского пучка 105b сразу после прохождения через решетку 103a становится меньше ширины Ga1 прозрачных объектов. Как показано на фиг. 3A, когда одномерная решетка 103a поворачивается вокруг оси вращения αy, можно уменьшить ширину дискретного рентгеновского пучка 105b малым углом поворота. В то же время, угол падения θ2 конического пучка рентгеновских лучей 102 относительно центральной прямой каждого непрозрачного объекта 115a зависит от угла поворота решетки 103a, и угол падения θ2 можно выразить формулой 4.
θ2=α (4)
В отличие от θ1, θ2 на каждый непрозрачный объект не меняется (без учета погрешностей изготовления). Фактическое размер апертуры решетки 103a, рассчитанное из угла падения по формуле 4, можно выразить формулой 2, как и в первом варианте осуществления.
Формула 3 показывает, что ширина дискретного рентгеновского пучка (Gd2), образованная на детекторе 106 дискретным рентгеновским пучком 105b, сформированным решеткой 103a, зависит от коэффициента увеличения ((L1+L2)/L1). Когда решетка поворачивается так, как описано в настоящем варианте осуществления, происходит изменение расстояния L1 от источника рентгеновского излучения до каждого из прозрачных объектов 114a и расстояния L2 от каждого из прозрачных объектов 114a до детектора 106, так что коэффициент увеличения меняется для каждого дискретного рентгеновского пучка. Кроме того, происходит изменение ширины, образованной каждым дискретным рентгеновским пучком на детекторе 106. Когда θ2 мал, этим изменением можно пренебречь. Однако, когда θ2 велик, необходимо заранее знать ширину каждого дискретного рентгеновского пучка 105b. Если ширина каждого дискретного рентгеновского пучка 105b известна заранее, можно корректировать изменение ширин дискретных рентгеновских пучков, когда вычислительное устройство вычисляет фазу образца. Чтобы сделать ширины дискретных рентгеновских пучков 105b на детекторе 106 постоянными, детектор 106 можно повернуть на такой же угол в том же направлении, что и решетку 103a.
Хотя решетка 103a по настоящему варианту осуществления представляет собой одномерную решетку, может использоваться и двумерная решетка. Когда используется двумерная решетка 203, как показано на фиг. 3B, если решетка 203 поворачивается вокруг оси вращения αxy, можно уменьшить ширину дискретного рентгеновского пучка 105b малым углом поворота. Ось вращения αxy находится на плоскости XY и образует угол 45° как с осью X, так и с осью Y.
Решетку 103a можно перемещать и поворачивать одновременно для регулировки ширины дискретного рентгеновского пучка 105b, комбинируя первый вариант осуществления и второй вариант осуществления. Как пример другого способа решетку 103a поворачивают вокруг одной точки на оптической оси, и затем решетку 103a перемещают в направлении оптической оси для сокращения или увеличения расстояния L1 от источника рентгеновского излучения до решетки 103a, так что L1 может отличаться от фокусного расстояния. Однако в результате происходит изменение θ2 на непрозрачные объекты, так что, когда L1 значительно отличается от фокусного расстояния (например, когда фокусное расстояние выходит за пределы диапазона ±1% Ll), необходимо знать ширину каждого дискретного рентгеновского пучка и вычислить фазу образца, корректируя ширины даже когда θ2 мал.
Если источник рентгеновского излучения и решетка расположены, как описано выше таким же образом, что и в первом варианте осуществления, нет необходимости обеспечивать модуль 108 перемещения.
Третий вариант осуществления
Фиг. 6 показывает пример конструкции устройства рентгеновского формирования изображений согласно третьему варианту осуществления.
Устройство рентгеновского формирования изображений по третьему варианту осуществления имеет ту же конструкцию, что и устройство рентгеновского формирования изображений по первому варианту осуществления, кроме решетки 103c и расположения решетки 103c.
Фиг. 7 представляет собой увеличенную схему участка от источника 101 рентгеновского излучения до решетки 103c с фиг. 6 и показывает состояние, в котором конический пучок рентгеновских лучей 102 делится решеткой 103c, и формируются дискретные рентгеновские пучки 105c. Как показано на фиг. 7, решетка 103c, используемая в настоящем варианте осуществления, содержит непрозрачные объекты 115c и прозрачные объекты 114c, так что все углы падения конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты 115c равны θ3, когда положение 116c фокуса решетки и источник рентгеновского излучения находятся в заданных положениях. В устройстве рентгеновского формирования изображений, показанном на фиг. 7, углы падения конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты 115c равны θ3, когда положение фокуса находится в положении, удаленном от положения, в котором источник рентгеновского излучения расположен на заранее заданном расстоянии в направлении, перпендикулярном оптической оси. Таким образом, ширины дискретных рентгеновских пучков 105c сразу после прохождения через решетку 103c меньше ширины Ga3 прозрачных объектов. Углы падения конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты 115c постоянны, так что ширины дискретных рентгеновских пучков 105c сразу после прохождения через решетку 103c могут быть постоянны. В настоящем варианте осуществления каждые две продолженные прямые 113c центральных прямых непрозрачных объектов пересекаются, и положение 116c фокуса, являющееся множеством точек пересечения продолженных прямых 113c, имеет форму прямой линии заданной ширины dz в направлении оптической оси, перпендикулярном оси X и оси Y, показанным на фиг. 3A. Хотя dz зависит от размера решетки и от фокусного расстояния, обычно dz составляет 2 см и меньше, учитывая погрешность изготовления решетки 103c.
Способ получения величины преломления образцом такой же, как в первом варианте осуществления. Хотя в настоящем варианте осуществления используется одномерная решетка 103a, в настоящем варианте осуществления может также использоваться двумерная решетка.
Если источник рентгеновского излучения и решетка расположены, как описано выше таким же образом, что и в первом варианте осуществления, нет необходимости обеспечивать модуль 108 перемещения.
В устройстве рентгеновского формирования изображений по настоящему варианту осуществления все углы падения конического пучка рентгеновских лучей 102 на непрозрачные объекты 115c равны одному и тому же углу θ3 (без учета погрешностей изготовления) и коэффициент увеличения дискретных рентгеновских пучков не меняется, так что можно устранить изменение ширины дискретных рентгеновских пучков.
Четвертый вариант осуществления
Фиг. 8 показывает пример конструкции устройства рентгеновского формирования изображений согласно четвертому варианту осуществления.
В четвертом варианте осуществления будет описано устройство рентгеновского формирования изображений, использующее источник рентгеновского излучения, который создает параллельные рентгеновские лучи.
Конструкция устройства рентгеновского формирования изображений такая же, как и в первом варианте осуществления, кроме источника рентгеновского излучения и решетки.
Устройство рентгеновского формирования изображений, показанное на фиг. 8, включает в себя источник 201 рентгеновского излучения, решетку 103d, которая делит параллельные рентгеновские лучи 202, испущенные источником 201 рентгеновского излучения, и формирует дискретные рентгеновские пучки 105d, детектор 106, который детектирует дискретные рентгеновские пучки, и вычислительное устройство 107, которое осуществляет вычисления на основе результата регистрации детектором 106. Устройство рентгеновского формирования изображений также включает в себя модуль 108 перемещения/поворота решетки 103d.
Решетка 103d, пространственно разделяющая параллельные рентгеновские лучи 202, имеет ту же структуру, что и параллельная сетка, используемая для устранения рассеянных рентгеновских лучей, созданных при формировании изображений образца устройством медицинской рентгеновского формирования изображений. Как показано на фиг. 8, в такой конструкции центральные прямые непрозрачных объектов 115d решетки 103d параллельны друг другу, и, в отличие от сфокусированной решетки, здесь не существует положения фокуса.
Решетка 103d, показанная на фиг. 8, имеет структуру, в которой прозрачные объекты 114a и непрозрачные объекты 115a располагаются вертикально на поверхности решетки 103d. Поэтому когда параллельные рентгеновские лучи 202 входят в решетку 103d, параллельные рентгеновские лучи 202 входят параллельно центральным прямым непрозрачных объектов 115d и ширины дискретных рентгеновских пучков 105d сразу после прохождения через решетку 103d по существу такие же, как ширины Ga4 прозрачных объектов решетки 103d. Из описанного выше состояния решетка 103d поворачивается вокруг определенной точки. Хотя решетка 103d, показанная на фиг. 8, поворачивается вокруг точки на оптической оси 211, центр поворота решетки 103d не обязательно расположен на оптической оси. Угол θ4 образуется между параллельными рентгеновскими лучами 202 и центральными прямыми непрозрачных объектов. θ4 зависит от угла поворота α2 решетки 103d и может быть описан формулой 4. Фактический размер апертуры решетки 103d можно выразить формулой 2 так же, как и в первом варианте осуществления.
Вместо поворота решетки вокруг оптической оси, как показано на фиг. 9, может использоваться решетка 103e, в которой непрозрачные объекты 115e выполнены так, что центральные прямые непрозрачных объектов 115e образуют особый угол (90°- θ5) с поверхностью решетки 103e. При использовании решетки 103e угол падения параллельных рентгеновских лучей 202 на непрозрачные объекты 115e равен θ5, так что ширина дискретного рентгеновского пучка 105e сразу после прохождения через решетку 103e становится меньше ширины Ga5 прозрачных объектов 114e. В такой решетке непрозрачные объекты 115e параллельны друг другу. Хотя настоящий вариант осуществления описан на основе одномерной решетки, может использоваться и двумерная решетка.
Если источник рентгеновского излучения и решетка расположены, как описано выше таким же образом, что и в первом варианте осуществления, нет необходимости обеспечивать модуль 108 перемещения.
Будут описаны более конкретные примеры вариантов осуществления.
Пример 1
В примере 1 будет описан более конкретный пример первого и второго вариантов осуществления.
В настоящем примере в качестве источника рентгеновского излучения используется генератор рентгеновских лучей с вращающимся антикатодом из молибдена, серебра или вольфрама. Конический пучок рентгеновских лучей испускается источником рентгеновского излучения и облучает решетку.
Решетка содержит в качестве прозрачных объектов алюминий шириной 70 мкм и толщиной 500 мкм и в качестве непрозрачных объектов свинец шириной 30 мкм и толщиной 500 мкм. Положение фокуса находится на расстоянии 80 см от решетки. Размер апертуры данной решетки составляет 70%. Размер апертуры в данном описании означает отношение площади прозрачных объектов к площади решетки. Размер апертуры выражается отношением Ga/(Ga+Gb)·100 и не зависит от угла падения рентгеновских лучей на непрозрачные объекты решетки.
Когда решетка расположена так, что положение фокуса соответствует положению источника рентгеновского излучения, фактический размер апертуры такой же, как размер апертуры в 70%. Когда положение фокуса перемещается на 2,8 см в направлении, перпендикулярном оптической оси, посредством перемещения решетки, фактический размер апертуры уменьшается до 52%, когда положение фокуса перемещается на 5,6 см, фактический размер апертуры уменьшается до 35%, и когда положение фокуса перемещается на 8,4 см, фактический размер апертуры уменьшается до 17%. Соответственно, ширина дискретного рентгеновского пучка, образованного решеткой, уменьшается.
Аналогично, из состояния, в котором решетка расположена так, что положение источника рентгеновского излучения соответствует положению фокуса, если решетка расположена так, что положение фокуса находится там же, где расположен источник рентгеновского излучения, когда источник рентгеновского излучения поворачивают на 4° вокруг точки пересечения поверхности решетки и оптической оси, фактический размер апертуры становится равным 35%. При этом угол между центральной осью решетки и оптической осью составляет 4°.
Дискретные рентгеновские пучки, разделенные решеткой, облучают образец, расположенный непосредственно позади решетки. Затем величина преломления дискретных рентгеновских пучков, проходящих через образец, детектируется двумерным плоским детектором, установленным на расстоянии 80 см позади решетки. Детектор располагается так, что каждый дискретный рентгеновский пучок облучает множество пикселей на детекторе, и величина преломления дискретных рентгеновских пучков определяется по распределению интенсивности пикселей детектора.
В настоящем примере дискретные рентгеновские пучки облучают образец так, что они испускаются только на часть образца, и на образце есть участок, на который не попадают дискретные рентгеновские пучки. Сведений о том, какой участок не облучается дискретными рентгеновскими пучками, нет, так что информацию обо всем образце нельзя получить при однократном сканировании. Тем не менее, количество информации об образце можно увеличить, перемещая дискретные рентгеновские пучки или образец и сканируя образец рентгеновскими лучами. Когда решетку сканируют описанным выше способом формирования изображений, желательно, чтобы детектор сканировался с расстояния, получаемого умножением расстояния, с которого сканируется решетка, на коэффициент увеличения ((L1+L2)/L1).
Пример 2
В примере 2 будет более конкретно описан третий вариант осуществления.
Конструкция устройства рентгеновского формирования изображений в настоящем примере такая же, как и в примере 1, за исключением решетки.
Решетка содержит в качестве прозрачных объектов алюминий шириной 70 мкм и толщиной 500 мкм и в качестве непрозрачных объектов свинец шириной 30 мкм и толщиной 500 мкм. Решетка расположена в 80 см от источника рентгеновского излучения таким же образом, как в примере 1.
Когда решетка установлена так, что оптическая ось устройства рентгеновского формирования изображений проходит через центр решетки, непрозрачные объекты расположены так, что центральные прямые всех непрозрачных объектов образуют угол 4,2° с коническим пучком рентгеновских лучей, входящих в решетку. В устройстве рентгеновского формирования изображений по настоящему примеру оптическая ось проходит через центр решетки как описано выше. В результате центральные прямые непрозрачных объектов образуют угол 4,2° с коническим пучком рентгеновских лучей, так что фактический размер апертуры составляет 33%. Способ получения величины преломления образцом такой же, как в примере 1.
Пример 3
В примере 3 будет более конкретно описан способ измерения изменения положения рентгеновских лучей одновременно в двух направлениях с использованием первого варианта осуществления.
Устройство рентгеновского формирования изображений будет описано со ссылками на фиг. 10. На фиг. 10 позиция 101 обозначает источник рентгеновского излучения, создающий конический пучок рентгеновских лучей, позиции 103f и 103g обозначают одномерные решетки, позиция 104 обозначает образец, и позиция 106 обозначает плоский детектор. Позиции 108 и 208 соответственно обозначают модуль перемещения/поворота решеток 103f и 103g.
Источник рентгеновского излучения в настоящем примере такой же, как и в примере 1. Расстояние от источника рентгеновского излучения до центрального положения между двумя решетками равно 80 см.
Обе решетки 103f и 103g настоящего примера содержат прозрачные объекты из алюминия шириной 70 мкм и толщиной 500 мкм и непрозрачные объекты из свинца шириной 30 мкм и толщиной 500 мкм. Положение фокуса каждой решетки находится на расстоянии 80 см от поверхности каждой решетки. Решетки 103f и 103g расположены близко друг к другу, так что направления расположения непрозрачных объектов и прозрачных объектов решетки 103f перпендикулярны таковым у решетки 103g, и два положения фокуса двух решеток находятся насколько возможно близко друг к другу. Фактически положения фокуса двух решеток смещены относительно друг друга на 500 мкм, что составляет толщину решетки. Однако, такой сдвиг можно не учитывать, считая допустимой погрешностью. Конический пучок рентгеновских лучей, испущенных источником 101 рентгеновского излучения, может проходить только через участки, где прозрачные объекты решетки 103f и прозрачные объекты решетки 103g пространственно перекрываются, так что дискретные рентгеновские пучки, образованные решетками 103f и 103g, имеют форму двумерного массива точек.
Хотя фактический размер апертуры в случае, когда источник 101 рентгеновского излучения расположен в положении фокуса решеток 103f и 103g, составляет 49%, когда решетка 103f перемещается на 2,8 см в направлении оси X1 и решетка 103g перемещается на 2,8 см в направлении оси Y2, фактический размер апертуры становится равным 27%. Когда решетки перемещаются на 5,6 см, фактический размер апертуры становится равным 12%. Аналогично, из состояния, в котором источник 101 рентгеновского излучения расположен в положении фокуса решеток 103f и 103g, если решетка 103f поворачивается на 4° вокруг оси вращения αy и решетка 103g поворачивается на 4° вокруг оси вращения βx, фактический размер апертуры становится равным 12%.
Хотя в устройстве рентгеновского формирования изображений, показанном на фиг. 10, конический пучок рентгеновских лучей делится на двумерные рентгеновские лучи с использованием двух решеток, конический пучок рентгеновских лучей может делиться на двумерные рентгеновские лучи с использованием одной решетки, в которой непрозрачные объекты и прозрачные объекты расположены в двух направлениях. Устройство рентгеновского формирования изображений, показанное на фиг. 11, делит конический пучок рентгеновских лучей на двумерные рентгеновские лучи с использованием одной двумерной решетки 203b. Двумерная решетка 203b имеет структуру, в которой решетки 103f и 103g с фиг. 10 прикреплены друг к другу в состоянии, в котором направления расположения непрозрачных объектов и прозрачных объектов решетки 103f перпендикулярны таковым у решетки 103g. Когда двумерная решетка 203b перемещается на 4 см в направлении, составляющем угол 45° с осью Х и осью Y на плоскости XY (направление, соответствующее направлению перемещения с фиг. 3B), фактический размер апертуры может уменьшаться до 27%. Когда двумерная решетка 203b перемещается на 8 см в данном направлении, фактический размер апертуры может уменьшаться до 12%. Кроме того, фактический размер апертуры можно менять поворотом оси вращения αxy двумерной решетки 203b.
Для регулировки фактического относительного отверстия решеток 103f, 103g и 203b решетки 103f, 103g и 203b могут перемещаться и поворачиваться одновременно. Вместо решеток 103f, 103g и 203b может перемещаться/поворачиваться источник 101 рентгеновского излучения.
Способ получения величины преломления образцом 104 такой же, как в примере 1.
Пример 4
В примере 4 будет описан конкретный пример четвертого варианта осуществления.
В настоящем примере используемые рентгеновские лучи являются параллельными рентгеновскими лучами.
В настоящем примере решетка содержит прозрачные объекты из алюминия шириной 70 мкм и толщиной 500 мкм и непрозрачные объекты из свинца шириной 30 мкм и толщиной 500 мкм. Непрозрачные объекты расположены так, что поверхность решетки и центральные прямые непрозрачных объектов образуют угол 86°, так что угол между центральными прямыми непрозрачных объектов и параллельными рентгеновскими лучами составляет 4°, и фактическое размер апертуры составляет 35%. Кроме того, решетку можно поворачивать из состояния, описанного выше, для регулировки фактического относительного отверстия решетки. Способ получения величины преломления образцом в настоящем примере такой же, как в примере 1.
Пример 5
В примере 5 будет конкретно описано распределение интенсивности рентгеновских пучков с учетом преломления рентгеновских лучей, вызванного различием показателей преломления прозрачных объектов и непрозрачных объектов решетки, и дифракция на прозрачных объектах решетки. В настоящем примере будет описан результат вычисления распределения интенсивности дискретного рентгеновского пучка при использовании устройства рентгеновского формирования изображений по первому варианту осуществления.
Формула 3 не учитывает преломление рентгеновских лучей, вызванное различием показателей преломления прозрачных объектов и непрозрачных объектов решетки, и дифракцию на прозрачных объектах решетки. Действительно, как показано на фиг. 12, конический пучок рентгеновских лучей 102, входящий в решетку 103h, преломляется на поверхности между прозрачными объектами 114h и непрозрачными объектами 115h (угол преломления φ). Поэтому из-за преломления решетка 103h имеет эффект оптического коллектора. Фиг. 13 показывает результат вычисления распределения интенсивности дискретных рентгеновских пучков с учетом преломления рентгеновских лучей, вызванного различием показателей преломления прозрачных объектов 114h и непрозрачных объектов 115h решетки 113h, дифракции на прозрачных объектах, и размытости из-за фокусного размера источника 101 рентгеновского излучения. Вычисление осуществляется для рентгеновских лучей, имеющих ширину, равную сумме ширины Ga8 прозрачных объектов и ширины Gb8 непрозрачных объектов.
В настоящем примере вычисление осуществляется в устройстве рентгеновского формирования изображений, в котором используется решетка 103h, содержащая в качестве прозрачных объектов алюминий шириной 75 мкм и толщиной 400 мкм, в качестве непрозрачных объектов свинец шириной 25 мкм и толщиной 400 мкм, и источник рентгеновского излучения, имеющий фокусный размер 50 мкм и создающий конический пучок рентгеновских лучей. В устройстве рентгеновского формирования изображений согласно настоящему примеру источник рентгеновского излучения расположен там же, где находится положение фокуса решетки, когда положение фокуса поворачивается на 8° вокруг точки пересечения поверхности решетки и оптической оси, L1 равно 1 м, и L2 равно 80 см. На фиг. 13 сплошной линией показано распределение интенсивности одного дискретного рентгеновского пучка.
В качестве сравнительного примера аналогичным образом осуществляется вычисление на устройстве рентгеновского формирования изображений, использующем решетку, содержащую в качестве прозрачных объектов алюминий шириной 34 мкм и толщиной 400 мкм, в качестве непрозрачных объектов свинец шириной 66 мкм и толщиной 400 мкм и источник рентгеновского излучения, имеющий фокусный размер 50 мкм и создающий конический пучок рентгеновских лучей. В устройстве рентгеновского формирования изображений по сравнительному примеру источник рентгеновского излучения установлен в положении фокуса решетки, L1 равно 1 м и L2 равно 80 см. Результат вычислений показан пунктирной линией на фиг. 13. Фиг. 13 показывает, что сплошная линия и пунктирная линия по существу соответствуют друг другу, так что известно, что дискретные рентгеновские пучки, имеющие ширину меньшую, чем у прозрачных объектов, действительно могут формироваться при использовании настоящего изобретения.
Хотя были описаны варианты осуществления настоящего изобретения, настоящее изобретение не ограничено данными вариантами осуществления, и могут быть сделаны различные изменения и модификации в рамках объема изобретения.
Хотя настоящее изобретение было описано со ссылкой на примерные варианты осуществления, следует понимать, что изобретение не ограничено прилагаемыми примерными вариантами осуществления. Объем следующей формулы следует должен соответствовать наиболее широкой интерпретации, охватывающей все такие модификации и эквивалентные структуры и функции.
Данная заявка имеет приоритет японской патентной заявки 2010-282233, от 17 декабря 2010, которая включена в данный документ посредством ссылки во всей своей полноте.
ПРОМЫШЛЕННАЯ ПРИМЕНИМОСТЬ
Настоящее изобретение может использоваться в устройстве формирования изображений образца, в котором используется сдвиг фаз, обусловленный прохождением рентгеновских лучей через образец.
Список позиций
101 источник рентгеновского излучения, создающий конический пучок рентгеновских лучей
102 конический пучок рентгеновских лучей
103 (от a до h) решетка
104 образец
105 (от a до h) дискретный рентгеновский пучок
106 детектор
107 вычислительное устройство
108 модуль перемещения/поворота решетки
111 оптическая ось
112 центральная прямая решетки
113 продолженная прямая центральной прямой непрозрачных объектов
114 (от a до h) прозрачные объекты
115 (от a до h) непрозрачные объекты
116 (от a до c) положение фокуса решетки.

Claims (12)

1. Устройство рентгеновского формирования изображений, содержащее:
- источник рентгеновского излучения;
- решетку, способную делить расходящиеся рентгеновские лучи, испущенные источником рентгеновского излучения, и облучать образец разделенными расходящимися рентгеновскими лучами; и
- детектор, способный детектировать рентгеновские лучи, разделенные решеткой и проходящие через образец,
причем решетка содержит множество прозрачных объектов, пропускающих расходящиеся рентгеновские лучи, и множество непрозрачных объектов, экранирующих расходящиеся рентгеновские лучи, и
- положение фокуса, в котором множество продолженных прямых пересекается, и источник рентгеновского излучения расположены в разных положениях, причем каждая из продолженных прямых образуется при продолжении центральной прямой, соединяющей центр стороны каждого из множества непрозрачных объектов, обращенной к источнику рентгеновского излучения, с центром стороны каждого из множества непрозрачных объектов, обращенной к детектору.
2. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1, в котором решетка расположена так, что положение, полученное перемещением положения, в котором расположен источник рентгеновского излучения, в направлении, перпендикулярном оптической оси, соответствует положению фокуса решетки.
3. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1, в котором решетка расположена так, что положение, полученное поворотом положения, в котором находится источник рентгеновского излучения, вокруг одной точки на оптической оси, соответствует положению фокуса решетки.
4. Устройство рентгеновского формирования изображений по любому из пп. 1-3, в котором
когда угол между центральной прямой каждого из множества непрозрачных объектов и рентгеновскими лучами, попадающими на каждый из множества непрозрачных объектов, равен θ, то θ больше 0° и меньше 20°.
5. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 4, в котором θ больше 1° и меньше 15°.
6. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1, в котором
- рентгеновские лучи, входящие в решетку, экранируются боковой поверхностью каждого из множества непрозрачных объектов, так что ширина всех рентгеновских лучей, разделенных решеткой, на поверхности решетки, обращенной к детектору, меньше ширины прозрачного объекта на поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения.
7. Устройство рентгеновского формирования изображений, содержащее:
- источник рентгеновского излучения;
- решетку, способную делить параллельные рентгеновские лучи, испущенные источником рентгеновского излучения, и облучать образец разделенными расходящимися рентгеновскими лучами; и
- детектор, способный детектировать интенсивность рентгеновских лучей, разделенных решеткой и проходящих через образец;
- причем решетка содержит множество прозрачных объектов, пропускающих параллельные рентгеновские лучи, и множество непрозрачных объектов, способных экранировать параллельные рентгеновские лучи, и
- угол между центральной прямой, соединяющей центр каждой стороны каждого из множества непрозрачных объектов, обращенной к источнику рентгеновского излучения и обращенной к детектору, и рентгеновскими лучами, падающими на непрозрачный объект, больше 0° и меньше 20°.
8. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 7, в котором угол между центральной прямой и рентгеновскими лучами, падающими на непрозрачный объект, больше 1° и меньше 15°.
9. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1 или 7, в котором
когда размер апертуры решетки определяется по формуле, описанной ниже, размер апертуры больше или равен 5% и меньше 50%:
D=(Ga-t×tgθ)/(Ga+Gb),
где D - размер апертуры, Ga - ширина прозрачных объектов на поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения, t - толщина решетки, Gb - ширина непрозрачных объектов на поверхности решетки, обращенной к источнику рентгеновского излучения, и θ - угол между центральной прямой непрозрачных объектов и рентгеновскими лучами, падающими на непрозрачный объект.
10. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1 или 7, в котором рентгеновские пучки формируются на детекторе при делении рентгеновских лучей решеткой.
11. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 10, дополнительно содержащее:
- вычислительное устройство, способное осуществлять вычисления на основе результата регистрации детектором, причем
- вычислительное устройство вычисляет величину смещения положения рентгеновских пучков на детекторе, вызванного образцом.
12. Устройство рентгеновского формирования изображений по п. 1 или 7, в котором ширина множества непрозрачных объектов больше, чем ширина множества прозрачных объектов.
RU2013132941/07A 2010-12-17 2011-11-21 Устройство рентгеновского формирования изобретений RU2556712C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010-282233 2010-12-17
JP2010282233A JP5697430B2 (ja) 2010-12-17 2010-12-17 Ｘ線撮像装置
PCT/JP2011/077439 WO2012081387A1 (en) 2010-12-17 2011-11-21 X-ray imaging apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013132941A RU2013132941A (ru) 2015-01-27
RU2556712C2 true RU2556712C2 (ru) 2015-07-20

Family

ID=45529165

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013132941/07A RU2556712C2 (ru) 2010-12-17 2011-11-21 Устройство рентгеновского формирования изобретений

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9239304B2 (ru)
EP (1) EP2651300A1 (ru)
JP (1) JP5697430B2 (ru)
CN (1) CN103327896A (ru)
BR (1) BR112013013691A2 (ru)
RU (1) RU2556712C2 (ru)
WO (1) WO2012081387A1 (ru)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2822468B1 (en) * 2012-03-05 2017-11-01 University Of Rochester Methods and apparatus for differential phase-contrast cone-beam ct and hybrid cone-beam ct
FI20126119L (fi) * 2012-10-29 2014-04-30 Teknologian Tutkimuskeskus Vtt Oy Interferometrinen dynaamihila-kuvannusmenetelmä, diffraktiohila ja kuvannuslaitteisto
DE102013221818A1 (de) * 2013-10-28 2015-04-30 Siemens Aktiengesellschaft Bildgebendes System und Verfahren zur Bildgebung
KR102240270B1 (ko) * 2014-07-21 2021-04-14 삼성전자주식회사 광 변환 모듈 및 광학 측정 시스템
CN107543835B (zh) * 2016-06-27 2021-05-14 上海一影信息科技有限公司 多能成像方法、装置及其系统
DE102016213990B4 (de) * 2016-07-29 2019-02-07 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Einstellen eines räumlichen Absorptionsprofils eines Röntgenstrahls in einem Computertomographen

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7492989B2 (en) * 2006-05-23 2009-02-17 Massachusetts Institute Of Technology Hybrid transmission-reflection grating
RU2009109428A (ru) * 2006-08-17 2010-09-27 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) Получение компьютерно-томографических изображений

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6502984B2 (en) 1997-01-17 2003-01-07 Canon Kabushiki Kaisha Radiographic apparatus
EP1731099A1 (en) * 2005-06-06 2006-12-13 Paul Scherrer Institut Interferometer for quantitative phase contrast imaging and tomography with an incoherent polychromatic x-ray source
CN101013613B (zh) 2006-02-01 2011-10-19 西门子公司 X射线设备的焦点-检测器装置的x射线光学透射光栅
DE102006037256B4 (de) 2006-02-01 2017-03-30 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen sowie Röntgensystem, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-CT-System
GB2441578A (en) 2006-09-08 2008-03-12 Ucl Business Plc Phase Contrast X-Ray Imaging
US7949095B2 (en) * 2009-03-02 2011-05-24 University Of Rochester Methods and apparatus for differential phase-contrast fan beam CT, cone-beam CT and hybrid cone-beam CT
CN102365052B (zh) * 2009-03-27 2015-05-13 皇家飞利浦电子股份有限公司 利用圆形光栅进行差分相衬成像
CN102460237B (zh) * 2009-06-16 2015-04-15 皇家飞利浦电子股份有限公司 倾斜光栅和用于生产倾斜光栅的方法
DE102010017425A1 (de) * 2010-06-17 2011-12-22 Karlsruher Institut für Technologie Geneigte Phasengitterstrukturen

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7492989B2 (en) * 2006-05-23 2009-02-17 Massachusetts Institute Of Technology Hybrid transmission-reflection grating
RU2009109428A (ru) * 2006-08-17 2010-09-27 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. (Nl) Получение компьютерно-томографических изображений

Also Published As

Publication number Publication date
US9239304B2 (en) 2016-01-19
JP5697430B2 (ja) 2015-04-08
EP2651300A1 (en) 2013-10-23
JP2012125520A (ja) 2012-07-05
US20130272501A1 (en) 2013-10-17
RU2013132941A (ru) 2015-01-27
WO2012081387A1 (en) 2012-06-21
CN103327896A (zh) 2013-09-25
BR112013013691A2 (pt) 2016-09-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10352880B2 (en) Method and apparatus for x-ray microscopy
RU2556712C2 (ru) Устройство рентгеновского формирования изобретений
JP6460226B2 (ja) Ｘ線撮影装置
JP5586986B2 (ja) Ｘ線撮像装置
JP5838114B2 (ja) Ｘ線トポグラフィ装置
JP2014178130A (ja) Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像システム
KR20190015531A (ko) 엑스선 현미경 관찰을 위한 방법 및 장치
JP2012090945A (ja) 放射線検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
JP2007203066A (ja) Ｘ線装置の焦点‐検出器装置のｘ線光学透過格子
JP6202684B2 (ja) Ｘ線回折装置
US20160035450A1 (en) Talbot interferometer, talbot interference system, and fringe scanning method
JP2013164339A (ja) Ｘ線撮像装置
US11000249B2 (en) X-ray detector for grating-based phase-contrast imaging
US8995615B2 (en) Specimen information acquisition system
WO2013038881A1 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP7281829B2 (ja) 放射線画像生成装置
JP6641725B2 (ja) Ｘ線撮影装置
US20120181427A1 (en) Radiation image capturing apparatus and radiation image detector
JP6732169B2 (ja) 放射線位相差撮影装置
JP7131625B2 (ja) Ｘ線位相イメージング装置
JP2013150780A (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影方法
US10276276B1 (en) Radiation phase-contrast image capturing device
WO2019151095A1 (ja) 放射線顕微鏡装置

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20161122