WO2018168621A1 - 放射線画像生成装置 - Google Patents

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WO2018168621A1
WO2018168621A1 PCT/JP2018/008907 JP2018008907W WO2018168621A1 WO 2018168621 A1 WO2018168621 A1 WO 2018168621A1 JP 2018008907 W JP2018008907 W JP 2018008907W WO 2018168621 A1 WO2018168621 A1 WO 2018168621A1
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grating
radiation
lattice
image
period
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PCT/JP2018/008907
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English (en)
French (fr)
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敦 百生
克昌 池松
高野　秀和
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国立大学法人東北大学
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    • 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
    • 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
    • A61B6/06—Diaphragms
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a technique for observing the structure of a subject using the property of radiation transmitted through the subject, for example, a wave in X-rays.
  • Radiation with high penetrating power such as X-rays
  • X-rays Radiation with high penetrating power
  • the contrast of an X-ray fluoroscopic image depends on the difference in X-ray attenuation rate, and an object that strongly absorbs X-rays is rendered as an X-ray shadow.
  • the X-ray absorption ability increases as the number of elements with larger atomic numbers increases. Conversely, it can be pointed out that a substance composed of an element having a small atomic number is difficult to contrast, and this is also a principle defect of a conventional X-ray fluoroscopic image. Therefore, sufficient sensitivity cannot be obtained with respect to biological soft tissue or organic materials.
  • a method using a transmission grating is known as an approach for realizing a high-sensitivity imaging method using an X-ray phase contrast method (see Patent Documents 1 and 2 below). This is because the intensity pattern formed on the X-ray detector by the transmission grating irradiated with X-rays changes due to slight X-ray refraction and scattering in the object irradiated with the same X-rays.
  • This is a method of obtaining contrast representing the structure of In this method, an absorption image corresponding to a conventional fluoroscopic image, a refraction image showing the magnitude of X-ray refraction by the subject, and a scattered image showing the size of scattering by the subject can be generally generated.
  • the detector is arranged at a position where the intensity pattern appears strongly in consideration of the fractional Talbot effect due to the interference effect (in other words, diffraction effect) by the grating. Further, when the intensity pattern becomes so fine that it cannot be resolved directly by the detector, a change in the intensity pattern can be visualized by arranging another transmission grating at that position and generating moire.
  • the first transmission grating is referred to as G1 grating or simply G1
  • the second transmission grating is referred to as G2 grating or simply G2.
  • a configuration composed of G1 and G2 is called a Talbot interferometer.
  • the spatial coherence distance of the radiation irradiated to G1 is equal to or longer than the G1 period (period of the periodic structure in G1). This requires that the waves of radiation be aligned.
  • X-rays can be satisfied by using synchrotron radiation or a microfocus X-ray source.
  • the microfocus X-ray source is a radiation source that can be used in a laboratory, it is a special feature when considering practicality.
  • microfocus X-ray source since the output of the microfocus X-ray source is generally limited, an exposure time of several minutes to several tens of minutes is usually required.
  • a commonly used X-ray source has higher power than a microfocus X-ray source, but the spatial coherence necessary to operate the X-ray Talbot interferometer cannot be expected in the first place.
  • G0 a Talbot-Lau interferometer in which a third grating (hereinafter referred to as G0 grating or G0) is arranged in the vicinity of a general X-ray source.
  • G0 works as a multi slit. Note one slit at G0.
  • X-rays passing through here function downstream Talbot interferometers (G1 and G2). That is, it can be interpreted that one slit in G0 virtually constitutes one microfocus X-ray source. At G0, focus on X-rays that pass through the adjacent slit.
  • the Talbot-Lau interferometer can be grasped as a superposition of a plurality of Talbot interferometers, and G0 can be grasped as a part of the radiation source.
  • G0 and G1 near the radiation sources (radiation sources other than G0), omit G2, and photograph the enlarged intensity pattern directly with a detector. It is called the total.
  • the fringe scanning method is a method in which one of the gratings is translated in the periodic direction, a plurality of intensity patterns or moire images are captured, and image calculation is performed. More specifically, one of the lattices is photographed while being translated by 1 / M of the period d, and image calculation is performed using M images obtained by repeating this operation M times.
  • M is an integer of 3 or more.
  • the spatial resolution of the obtained image is limited by the pattern period of the transmission grating used. This is because a pixel value in the detector is given as an integrated value for at least one period of the grating, and thus a structure finer than the grating period cannot be visualized essentially. Miniaturizing the periodic structure of the grating is effective for improving the spatial resolution.
  • the grating a structure having a wide radiation projection area and a high aspect ratio is practically required. For this reason, it is not easy to manufacture a practical grating having a fine period. That is, the conventional apparatus has a problem that it is difficult to resolve a structure finer than the period of the lattice pattern.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances.
  • the main object of the present invention is to provide a technique capable of resolving a structure finer than the period of the periodic structure of the grating.
  • the present invention can be expressed as an invention described in the following items.
  • An apparatus for generating a radiographic image of a sample using a moire image of radiation A radiation source, a grating part, a detector, and a sample translation part;
  • the radiation source is configured to irradiate radiation toward the lattice part,
  • the lattice part includes at least a G1 lattice,
  • the G1 grating has a G1 periodic structure that forms a concentrated portion where the intensity of the radiation is concentrated between the G1 grating and the detector;
  • the detector is configured to detect the radiation that has passed through the lattice unit as the moire image,
  • the sample translation unit is configured to translate the sample in a direction along the direction of the period in the G1 periodic structure and so as to pass through the concentration unit.
  • the lattice part further includes a G2 lattice
  • the G2 grating has a G2 periodic structure that is formed by the radiation that has passed through the G1 grating, and has substantially the same period as the self-image of the G1 grating at the position of the G2 grating;
  • the radiation image generating apparatus according to item 1 or 2, wherein the detector is configured to detect the self-image as the moire image through the G2 lattice.
  • the lattice translation unit is configured to move the G2 lattice by 1 / k steps with respect to the period of the G2 periodic structure along the direction of the period in the G2 periodic structure.
  • the radiation image generating device according to item 3, wherein k is an integer of 3 or more.
  • a method for generating a radiographic image of a sample using a moire image of radiation Irradiating radiation toward a grating portion comprising at least a G1 grating having a G1 periodic structure; Forming a concentrated portion where the radiation intensity is concentrated between the G1 grating and the detector by periodically changing the intensity of the radiation by the G1 grating; Detecting the radiation that has passed through the grating portion by the detector as the moire image; Translating the sample in a direction along a direction of the period in the G1 periodic structure and passing through the concentrated portion.
  • This computer program can be stored in an appropriate recording medium (for example, an electronic, optical, magnetic, or magneto-optical recording medium).
  • This computer program can be transmitted via a communication line such as the Internet.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram for illustrating a schematic configuration of a radiation image generating apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram for explaining a Talbot carpet generated in the apparatus of FIG.
  • FIG. 3 is a graph showing the radiation intensity when the Talbot carpet of FIG. 2 is cut in the direction of the grating period in the concentration part 71 (black arrow) where the intensity is concentrated, and the horizontal axis is in the period direction of the grating. The distance and the vertical axis are the radiation intensity.
  • FIG. 4 is a flowchart showing an outline of an image generation method using the apparatus of FIG.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining the procedures of fringe scanning and sample scanning in the image generation method of FIG.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram for explaining the procedure of fringe scanning and sample scanning in the image generation method of FIG.
  • FIG. 7 is an explanatory diagram for explaining a procedure of image configuration in the image generation method of FIG.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the G1 lattice used in the radiation image generating apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a graph showing the radiation intensity when the Talbot carpet of FIG. 8 is cut in the direction of the grating period in the concentration portion 71 (black arrow) where the intensity is concentrated, and the horizontal axis is in the period direction of the grating.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining the G2 lattice used in the radiation image generating apparatus of FIG.
  • FIG. 11A is an explanatory diagram for explaining the G1 lattice used in the radiation image generating apparatus according to the third embodiment of the present invention
  • FIG. 11B is an explanatory diagram showing a comparative example.
  • the horizontal axis indicates the distance (m).
  • FIG. 12A is a graph showing the radiation intensity when the Talbot carpet generated by the lattice of FIG. 11A is cut in the direction of the lattice at the position of the black arrow, and the horizontal axis is The distance in the periodic direction of the grating, the vertical axis is the radiation intensity.
  • FIG. 12B is a graph showing the radiation intensity when the Talbot carpet generated by the lattice of FIG. 11B is cut at the position of the black arrow in the direction of the period of the lattice. The distance in the periodic direction of the grating, the vertical axis is the radiation intensity.
  • FIG. 13A is an explanatory diagram for explaining the G1 lattice used in the radiological image generation apparatus according to the fourth embodiment of the present invention. By tilting the rectangular lattice as shown in FIG. It is explanatory drawing which shows the method of arrangement
  • FIG. 13A is an explanatory diagram for explaining the G1 lattice used in the radiological image generation apparatus according to the fourth embodiment of the present invention. By tilting the rectangular lattice as shown in FIG. It is explanatory drawing which shows the method of arrangement
  • FIG. 14 is an explanatory diagram for explaining the procedures of fringe scanning and sample scanning in the radiological image generation method according to the fifth embodiment of the present invention, in which the horizontal axis represents the moving distance of the lattice, and the vertical axis represents the moving distance of the sample. It is.
  • This apparatus is an apparatus for generating a radiation image (for example, any or all of an absorption image, a refraction image, and a scattering image) of a sample using a moire image of radiation.
  • This apparatus targets a living body or an object other than a living body as a sample.
  • this apparatus can be used in medical or non-medical applications. Examples of non-medical applications include, but are not limited to, food, industrial parts, or industrial product inspection applications.
  • the apparatus of the present embodiment includes a radiation source 1, a grating unit 2, a detector 3, and a sample translation unit 4 as basic elements (see FIG. 1). Furthermore, the apparatus of the present embodiment additionally includes a lattice translation unit 5.
  • the radiation source 1 is configured to irradiate the radiation 7 toward the lattice unit 2.
  • radiation having a spatial coherence distance sufficient to operate the Talbot interferometer using the grating unit 2 is generated. This requires that the waves of radiation are aligned.
  • a synchrotron radiation light source or a microfocus X-ray source can be used as the radiation source 1.
  • the lattice unit 2 includes a G1 lattice 21 and a G2 lattice 22. That is, the grating part 2 of the present embodiment constitutes a so-called Talbot interferometer.
  • the G1 grating 21 has a G1 periodic structure in which a concentrated portion 71 (see FIGS. 2 and 3) where the intensity of the radiation 7 is concentrated is formed between the G1 grating 21 and the detector 3. More specifically, the concentrated portion 71 can be formed behind the G1 lattice 21 and before the G2 lattice 22 as viewed from the radiation source 1.
  • the width in the direction of the period of the G1 periodic structure (vertical direction in FIG. 2) in the concentrated portion 71 in the illustrated example is 1 ⁇ 2 or less of the period of the G1 periodic structure.
  • the G2 grating 22 has a G2 periodic structure that is substantially the same as the period that the self-image of the G1 grating 21 formed by the radiation 7 that has passed through the G1 grating 21 has at the position of the G2 grating 22.
  • the G2 lattice 22 of this example is movable by the lattice translation unit 5 as described later.
  • the detector 3 is configured to detect the radiation 7 that has passed through the lattice unit 2 as a moire image. More specifically, the detector 3 of this example is configured to detect the self-image of the G1 grating 21 as a moire image through the G2 grating 22. Further, the detector 3 performs normal phase imaging processing in the fringe scanning method using k moire images (where k is an integer of 3 or more) obtained with the translation of the G2 grating 22, and performs the desired processing. The radiation image can be generated. As such a detector 3, since the same thing as the past can be used, further detailed explanation is omitted.
  • the sample translation unit 4 is configured to translate the sample 10 so as to pass along the direction of the period (vertical direction in FIG. 2) in the G1 periodic structure of the G1 lattice 21 and through the concentration unit 71. .
  • the sample translation unit 4 of this embodiment translates the G1 grating 21 in steps of 1 / N (where N is an integer of 2 or more) of the G1 grating period d (see FIG. 2). It can be done.
  • the sample translation unit 4 is not particularly limited, but a linear motion mechanism or a piezo element that can translate the sample at every predetermined step can be used.
  • the lattice translation unit 5 is configured to move the G2 lattice 22 in steps of 1 / k (where k is an integer of 3 or more) with respect to the period of the G2 periodic structure along the direction of the period in the G2 periodic structure. Yes.
  • the lattice translation unit 5 is not particularly limited, and a linear motion mechanism or a piezo element that can translate the lattice every predetermined step can be used.
  • FIG. 2 shows a Talbot carpet 72 formed by a G1 grating 21 having a rectangular ⁇ / 2 phase grating.
  • the horizontal axis m and the distance z from the G1 lattice 21 are There is a relationship.
  • d is the period in the G1 periodic structure of the G1 grating 21
  • ⁇ is the wavelength of the X-ray
  • R is the distance from the radiation source 1 to the G1 grating 21.
  • the G2 lattice 22 is usually placed at a position where m is a half integer (for example, 0.5) (for example, a position indicated by a white arrow in FIG. 2).
  • m is a half integer (for example, 0.5) (for example, a position indicated by a white arrow in FIG. 2).
  • the actual dimensions of the Talbot carpet in FIG. 2 are as follows.
  • a moiré image is recorded by the detector 3 placed behind the G2 grating 22.
  • an absorption image, a refraction image, and a scattering image can be generated (stripe scanning method).
  • the spatial resolution in capturing a moire image depends on the focus size of the radiation source 1 and the resolution of the detector 3, but even if these are ideal, they exceed the limit determined by twice the period of the G1 grating 21. I can't. In order to achieve a higher spatial resolution beyond this limit, a method for obtaining a plurality of images by determining the position where the sample 10 is arranged and moving the sample 10 more finely than the grating period will be described below.
  • Step SA-1 in FIG. 4 First, the sample 10 is disposed between the G1 lattice 21 and the G2 lattice 22 at a position where the concentrated portion 71 is to be formed or in the vicinity thereof. For example, in the example of FIG. 2, it arrange
  • positions in the position (m 0.2) shown by the black arrow in a figure.
  • the position where the sample 10 is arranged is preferably a position where the size of the concentrated portion 71 (the size in the periodic direction of the G1 lattice) becomes small.
  • Step SA-2 in FIG. 4 the image is taken by the fringe scanning method as in the conventional case.
  • the lattice translation unit 5 translates, for example, the G2 lattice 22 arranged at the position (m ⁇ 0.5) indicated by the white arrow in the figure and moves it relative to the G1 lattice 21.
  • the movement step of the G2 grating 22 is 1 / k of the grating period of the G2 grating 22 (where k is an integer of 3 or more).
  • the detector 3 acquires a moire image of the radiation irradiated from the radiation source 1 every time the G2 grating 22 moves one step. A radiographic image can be generated using the moire image photographed in this manner, as in the conventional case.
  • Fig. 5 shows the relationship between grid translation steps and shooting timing.
  • the horizontal axis represents the lattice translation distance
  • the vertical axis represents the sample translation distance (described later)
  • the black circle represents the imaging timing.
  • k 5, but this is not restrictive.
  • Steps SA-3 to SA-4 in FIG. 4 the sample translation unit 4 moves the sample 10 every 1 / N steps (where N is an integer of 2 or more) of the lattice period of the G1 lattice.
  • N an integer of 2 or more
  • the process returns to step SA-2, and imaging for the fringe scanning method is performed again. That is, as shown in FIG. 5, the procedure of imaging by the fringe scanning method ⁇ sample translation ⁇ imaging by the fringe scanning method ⁇ ... Is repeated.
  • N 3 but this is not restrictive.
  • the relationship between the translation of the sample 10 and the imaging timing will be further described with reference to FIG. It is assumed that minute structures 11 to 13 exist inside the sample 10.
  • the concentrated portion 71 of the radiation 7 is drawn for five periods in the periodic direction of the G1 lattice 21 (vertical direction in FIG. 6).
  • photographing for the fringe scanning method is performed at the initial position of the sample 10 (FIG. 6A).
  • the influence (for example, absorption, refraction, scattering) of the structure 11 does not appear in the moire image photographed by the detector 3. . Therefore, the information on the structure 11 is not included in the moire image.
  • the sample 10 is moved by one step (FIG. 6B). Then, the structure 11 is irradiated with radiation at the concentrated portion 71. Then, the influence of the structure 11 appears in the moire image photographed by the detector 3, and as a result, the structure 11 can be resolved. The same applies to the structure 12. Furthermore, the state which moved the sample 10 is shown in FIG.6 (c).
  • Step SA-5 in FIG. 4 When the sample translation reaches one cycle, a high-resolution image is constructed using the moire image obtained by the detector 3.
  • a method of this configuration will be described with reference to FIG.
  • the two-dimensional pixel position in the detector 3 is represented by (m, n), and the number of sample translation steps is represented by p.
  • the pixel value in the specific step p be (m, n, p).
  • p 1, 2,... N.
  • N images are obtained as an absorption image, a refraction image, and a scattering image.
  • a new high-resolution image can be obtained by using the pixel values (m, n, p) in each image so as to be arranged.
  • the G1 grid 21 has a configuration in which a paraboloid extending in the depth direction of the paper surface in FIG. 8 is formed.
  • the opening of the paraboloid faces the downstream side in the radiation direction of the radiation 7, but may face the upstream side.
  • the radiation intensity can be concentrated more strongly (that is, with a narrower half-value width) in the concentration unit 71.
  • concentrated portions 71 are formed at the black arrow portion and the white arrow portion in the drawing.
  • the sample is arranged at the concentrated portion 71 indicated by the black arrow, and the G2 lattice 22 is arranged at the concentrated portion 71 indicated by the white arrow.
  • the G2 grating 22 of the present embodiment it is preferable to use a structure in which the radiation transmitting part 222 is relatively narrow with respect to the radiation shielding part 221 as shown in FIG.
  • the width of the radiation transmitting portion 222 is substantially the same as the width of the concentration portion 71. This configuration has an advantage that a finer structure in the sample 10 can be resolved.
  • FIG. 9 is obtained as a result of calculation assuming that the spatial coherence of the radiation 7 is complete.
  • the spatial coherence of the radiation 7 is moderately lower than that, the Talbot becomes farther away from the G1 lattice.
  • the carpet is blurred. That is, the spatial coherence of the radiation 7 can be adjusted so that the concentration portion 71 where the sample is arranged has little change while the concentration portion 71 where the white arrow position where the G2 grating 22 is arranged is expanded. is there.
  • the G2 grating 22 is not a structure that is generally difficult to manufacture, in which the radiation transmitting part 222 is relatively narrow with respect to the radiation shielding part 221, but the structure in which the radiation shielding part 221 and the radiation transmitting part 222 are substantially equal. Can be adopted. Since the Talbot interferometer structure in which the radiation shielding part 221 and the radiation transmitting part 222 are substantially equal is used in general, there is also an advantage that the manufacturing cost of the grating can be reduced.
  • the radiation 7 is assumed to be monochromatic X-ray.
  • polychromatic X-rays are used as the radiation 7.
  • a grating whose cross section is formed in a triangular wave shape is used as the G1 grating 21.
  • the period of the G1 lattice was 5 microns, and the X-ray spectral range was calculated as ⁇ 10 keV with 25 keV as the center.
  • the triangular lattice has a shape that gives a phase difference ⁇ to 25 keV X-rays at its apex.
  • the radiation intensity can be concentrated in the concentration unit 71 as shown in FIGS. 11 (a) and 12 (a).
  • FIG. 11 (b) and FIG. 12 (b) show the results of irradiation with radiation under the same conditions with the G1 lattice 21 having a rectangular cross section.
  • the simulation conditions were such that the period of the G1 lattice was 5 microns, and the X-ray spectral range was calculated as ⁇ 10 keV centered on 25 keV.
  • the rectangular lattice has a shape that gives a phase difference of ⁇ / 2 to 25 keV X-rays.
  • the degree of concentration of radiation on the concentrating portion 71 can be increased by making the cross-sectional shape of the G1 lattice 21 triangular.
  • the G1 grating 21 having a triangular cross-sectional shape is used, but in the fourth embodiment, the G1 grating 21 having a configuration in which a grating having a rectangular cross-section is inclined (FIG. 13) is used. (A)). If comprised in this way, even if it is a grating
  • the G2 grating 22 is moved by a predetermined distance in order to perform the fringe scanning method.
  • the fringe scanning method is performed by moving the G1 grating 21 by a predetermined distance.
  • the sample 10 and the G1 lattice 21 can be moved in synchronization with each other by 1 / k of the G2 lattice period. In this way, since the positional relationship between the G1 lattice 21 and the sample 10 does not change relatively, the same processing as in the above-described embodiment can be performed.
  • imaging is performed every 1 / k steps from the start position Q1A to the end position Q1B as the G1 lattice 21 moves.
  • the number of steps is 5.
  • the sample 10 is moved by 1 step of 1 / k by the sample translation unit 4.
  • shooting is performed for each step as the G1 lattice 21 moves.
  • shooting is performed from the start position Q3A to the end position Q3B, from the start position Q4A to the end position Q4B, and from the start position Q5A to the end position Q5B.
  • one row along the direction of the fringe scanning (one row along the horizontal axis in FIG. 14) is used as the data for fringe scanning, and the upper row is used for one step of the sample. It can be used as data for fringe scanning after moving. In this way, a fringe scanning method similar to the example of FIG. 5 can be implemented.
  • an X-ray source is used as the radiation source 1, but other radiation that is transmissive to the sample, such as a neutron source, can be used.
  • a detector capable of detecting the radiation to be used is used.
  • a one-dimensional lattice is used as the lattice. That is, in the example of FIG. 2, for example, the lattice is extended in a direction perpendicular to the paper surface, and the Talbot carpet 72 has no intensity change in the direction perpendicular to the paper surface.
  • the lattice is extended in a direction perpendicular to the paper surface, and the Talbot carpet 72 has no intensity change in the direction perpendicular to the paper surface.
  • the radiation image is generated using the fringe scanning method, but the moire image itself can also be used as the radiation image.
  • acquisition of a moire image corresponds to generation of a radiation image in the present invention.
  • the grating part 2 including the G1 grating and the G2 grating is used, but the grating part 2 to which the G0 grating constituting the Talbot-Lau interferometer is added can also be used.
  • lattice can also be used.

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Abstract

本発明は、格子の周期的構造の周期よりも細かい構造を解像することができる技術を提供するものである。線源（１）は、格子部（２）に向けて放射線を照射する。Ｇ１格子（２１）は、放射線（７）の強度が集中する集中部（７１）を、Ｇ１格子（２１）と検出器（３）との間に形成するＧ１周期構造を有している。検出器（３）は、格子部（２）を通過した放射線（７）を、モアレ画像として検出する。試料並進部（４）は、Ｇ１周期構造における周期の方向に沿う方向に、かつ、集中部（７１）を通過するように、試料（１０）を並進させる。

Description

放射線画像生成装置
　本発明は、被写体を透過した放射線、例えばＸ線における波としての性質を利用して被写体の構造を観察するための技術に関するものである。
　透過力が高い放射線、例えばＸ線は、物体内部を透視するためのプローブとして、医用画像診断、非破壊検査、セキュリティチェックなどにおいて、広く利用されている。Ｘ線透視画像のコントラストは、Ｘ線減衰率の違いによっており、Ｘ線を強く吸収する物体はＸ線の影として描出される。
　Ｘ線吸収能は、原子番号が大きい元素を多く含むほど強くなる。逆に原子番号が小さい元素から成る物質についてはコントラストがつきにくいことも指摘でき、これが従来のＸ線透視画像の原理的欠点でもある。したがって、生体軟部組織や有機材料などに対しては、十分な感度を得ることができない。
　一方、Ｘ線における波としての性質を利用すれば、一般的な従来のＸ線透視画像に比べて最高で約３桁の高感度化を実現できる。以降、これをＸ線位相コントラスト法と称する。この技術を、Ｘ線をあまり吸収しない軽元素からなる物質（生体軟部組織や有機材料など）の観察に適用すれば、従来法では難しかった検査が可能となるため、その実用化が期待される。
　Ｘ線位相コントラスト法を利用した高感度撮像法を実現するアプローチとして、透過格子を用いる方法が知られている（下記特許文献１及び２参照）。これは、Ｘ線が照射されている透過格子がＸ線検出器上で形成する強度パターンが、同じＸ線で照射されている被写体における僅かなＸ線の屈折や散乱によって変化する現象を通じ、被写体の構造を表すコントラストを得る方法である。この方法では、従来の透視画像に対応する吸収画像と、被写体によるＸ線の屈折の大小を示す屈折画像と、被写体による散乱の大小を示す散乱画像とを一般的に生成することができる。使用する透過格子の格子周期が微細な場合は、格子による干渉効果（言い換えれば回折効果）による分数Talbot効果を考慮して、上記強度パターンが強く現れる位置に検出器が配置される。また、上記強度パターンが直接検出器で解像できないほど細かくなる場合は、その位置にもう一枚の透過格子を配置し、モアレを生成させることにより強度パターンの変化を可視化できる。なお、以降、最初の透過格子をＧ１格子あるいは単にＧ１、第二の透過格子をＧ２格子あるいは単にＧ２と称する。Ｇ１とＧ２からなる構成はTalbot干渉計と呼ばれる。
　Talbot干渉計を動作させるには、Ｇ１に照射する放射線の空間的可干渉距離が、Ｇ１周期（Ｇ１における周期的構造の周期）と同等かそれ以上であることが望ましい。これは、放射線の波が揃っていることを要求するものであり、たとえばＸ線では、シンクロトロン放射光やマイクロフォーカスＸ線源を使うことにより満たされる。特に、マイクロフォーカスＸ線源は実験室で使用できる線源であるので、実用性を考える際には特筆される点である。
　しかし、一般的にマイクロフォーカスＸ線源の出力は限られているので、通常、数分から数十分の露光時間が必要となる。一般的に使われているＸ線源はマイクロフォーカスＸ線源よりハイパワーであるが、そもそもＸ線Talbot干渉計を動作させるために必要な空間的可干渉性が望めない。
　そこで、第３の格子（以降、Ｇ０格子又はＧ０という）を一般的なＸ線源の近傍に配置するTalbot-Lau干渉計が知られている。Ｇ０はマルチスリットとして働く。Ｇ０における一つのスリットに注目する。ここを通るＸ線は、下流のTalbot干渉計（Ｇ１とＧ２）を機能させる。すなわち、Ｇ０における一つのスリットは、仮想的に一つのマイクロフォーカスＸ線源を構成するものであると解釈できる。Ｇ０において、その隣のスリットを通るＸ線に注目する。これもやはり下流のTalbot干渉計を動作させるが、Ｇ１による強度パターンが、Ｇ２位置でちょうど1周期（厳密には１周期の整数倍）だけずれるように、Ｇ０の周期を調整できる。こうしてやれば、下流のTalbot干渉計によるモアレ画像生成機能を維持しつつ、干渉性が殆どない従来の明るいＸ線源が使え、位相コントラスト撮影の高速化が叶う。
　したがって、Talbot-Lau干渉計は、複数のTalbot干渉計の重ね合わせと把握することができ、Ｇ０は、線源の一部と把握することができる。また、Ｇ０とＧ１のみを線源（Ｇ０を除く線源）の近くに配置し、Ｇ２は省略し、拡大された上記強度パターンを直接検出器で撮影する方式も可能であり、これをLau干渉計と呼んでいる。
　いずれの構成の場合であっても、記録される強度パターンあるいはモアレ画像を直接利用することは稀であり、記録された画像をコンピュータにより所定の手順で処理し、吸収画像、屈折画像、および、散乱画像などを生成し、利用することができる。この目的のために、縞走査法が一般的に使用されている。縞走査法とは、いずれかの格子をその周期方向に並進させ、複数の強度パターンあるいはモアレ画像を撮影し、画像演算を行う方法である。より具体的には、いずれかの格子をその周期dの１／Ｍだけ並進させて撮影し、これをＭ回繰り返して得られたＭ枚の画像を用いて画像演算を行う。Ｍは３以上の整数である。
国際公開ＷＯ２００４／０５８０７０号公報 米国特許第５８１２６２９号公報
　ところで、Talbot-Lau干渉計やTalbot干渉計を用いる従来の装置では、縞走査法を用いた場合であっても、得られる画像の空間分解能が、用いられる透過格子のパターン周期により制限される。これは、少なくとも格子の一周期分の積分値として、検出器における画素値が与えられるため、本質的に格子周期より細かい構造を可視化することができないからである。格子の周期構造を微細化することは、空間分解能の向上のために効果的である。しかしながら、格子としては、広い放射線投影面積や高いアスペクト比を持つ構造が実用上必要とされている。このため、微細周期を持つ実用的な格子を製作することは、決して容易なものではない。すなわち、従来の装置では、格子パターンの周期よりも細かい構造を解像することは難しいという問題があった。
　本発明は、前記した事情に鑑みてなされたものである。本発明の主な目的は、格子の周期的構造の周期よりも細かい構造を解像することができる技術を提供することである。
　本発明は、以下の項目に記載の発明として表現することができる。
　（項目１）
　放射線のモアレ画像を用いて、試料の放射線画像を生成するための装置であって、
　線源と、格子部と、検出器と、試料並進部とを備えており、
　前記線源は、前記格子部に向けて放射線を照射する構成となっており、
　前記格子部は、Ｇ１格子を少なくとも備えており、
　前記Ｇ１格子は、前記放射線の強度が集中する集中部を、前記Ｇ１格子と前記検出器との間に形成するＧ１周期構造を有しており、
　前記検出器は、前記格子部を通過した前記放射線を、前記モアレ画像として検出する構成となっており、
　前記試料並進部は、前記Ｇ１周期構造における周期の方向に沿う方向に、かつ、前記集中部を通過するように、前記試料を並進させる構成となっている
　放射線画像生成装置。
　（項目２）
　前記Ｇ１周期構造の周期の方向における、前記集中部の幅は、前記Ｇ１周期構造の周期の１／２以下である
　項目１に記載の放射線画像生成装置。
　（項目３）
　前記格子部は、Ｇ２格子をさらに備えており、
　前記Ｇ２格子は、前記Ｇ１格子を通過した前記放射線により形成された、前記Ｇ１格子の自己像が前記Ｇ２格子の位置において有する周期とほぼ同じＧ２周期構造を備えており、
　前記検出器は、前記Ｇ２格子を通して前記自己像を前記モアレ画像として検出する構成となっている
　項目１又は２に記載の放射線画像生成装置。
　（項目４）
　さらに格子並進部を備えており、
　前記格子並進部は、前記Ｇ２格子を、前記Ｇ２周期構造における周期の方向に沿って、前記Ｇ２周期構造の周期に対する１／ｋのステップずつ移動させる構成となっており、
　ここでｋは３以上の整数とされている
　項目３に記載の放射線画像生成装置。
　（項目５）
　前記Ｇ１格子における前記Ｇ１周期構造は、その周期の方向に沿う断面の形状が、略三角波形状に形成されている
　項目１～４のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
　（項目６）
　前記Ｇ１格子における前記Ｇ１周期構造は、その周期の方向に沿う断面の形状が、略放物線形状に形成されている
　項目１～４のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
　（項目７）
　放射線のモアレ画像を用いて、試料の放射線画像を生成するための方法であって、
　Ｇ１周期構造を有するＧ１格子を少なくとも備える格子部に向けて放射線を照射するステップと、
　前記放射線の強度を前記Ｇ１格子により周期的に変化させることで、前記Ｇ１格子と検出器との間に、放射線強度が集中する集中部を形成するステップと、
　前記格子部を通過した前記放射線を前記モアレ画像として前記検出器により検出するステップと、
　前記Ｇ１周期構造における周期の方向に沿う方向に、かつ、前記集中部を通過するように、前記試料を並進させるステップと
　を備える放射線画像生成方法。
　（項目８）
　項目７に記載の各ステップをコンピュータに実行させるためのコンピュータプログラム。
　このコンピュータプログラムは、適宜な記録媒体（例えば電子的、光学的、磁気的、あるいは光磁気的記録媒体）に格納することができる。このコンピュータプログラムは、インターネットなどの通信回線を介して伝送されることができる。
　本発明によれば、格子の周期的構造の周期よりも細かい構造を解像することができる技術を提供することができる。
図１は本発明の第１実施形態に係る放射線画像生成装置の概略的な構成を示すための説明図である。 図２は図１の装置において生成されるTalbotカーペットを説明するための説明図である。 図３は強度が集中する集中部７１（黒矢印）において、図２のTalbotカーペットを格子の周期の方向で切断したときの放射線強度を示すグラフであって、横軸は格子の周期方向での距離、縦軸は放射線強度である。 図４は図１の装置を用いた画像生成方法の概略を示すフローチャートである。 図５は図４の画像生成方法における縞走査と試料走査の手順を説明するための説明図であって、横軸は格子の移動距離、縦軸は試料の移動距離である。 図６は図４の画像生成方法における縞走査と試料走査の手順を説明するための説明図である。 図７は図４の画像生成方法における画像構成の手順を説明するための説明図である。 図８は本発明の第２実施形態に係る放射線画像生成装置に用いられるＧ１格子を説明するための説明図である。 図９は強度が集中する集中部７１（黒矢印）において、図８のTalbotカーペットを格子の周期の方向で切断したときの放射線強度を示すグラフであって、横軸は格子の周期方向での距離、縦軸は放射線強度である。 図１０は図８の放射線画像生成装置に用いられるＧ２格子を説明するための説明図である。 図１１（ａ）は、本発明の第３実施形態に係る放射線画像生成装置に用いられるＧ１格子を説明するための説明図であり、図１１（ｂ）は、比較例を示す説明図である。なお、これらの図において横軸は距離（ｍ）を示す。 図１２（ａ）は、図１１（ａ）の格子により生成されるTalbotカーペットを、黒矢印の位置において、格子の周期の方向で切断したときの放射線強度を示すグラフであって、横軸は格子の周期方向での距離、縦軸は放射線強度である。図１２（ｂ）は、図１１（ｂ）の格子により生成されるTalbotカーペットを、黒矢印の位置において、格子の周期の方向で切断したときの放射線強度を示すグラフであって、横軸は格子の周期方向での距離、縦軸は放射線強度である。 図１３（ａ）は、本発明の第４実施形態に係る放射線画像生成装置に用いられるＧ１格子を説明するための説明図であり、図１３（ａ）のように矩形格子を傾けることにより、図１３（ｂ）の三角格子と等価的な作用を有する配置のしかたを示す説明図である。 図１４は本発明の第５実施形態に係る放射線画像生成方法における縞走査と試料走査の手順を説明するための説明図であって、横軸は格子の移動距離、縦軸は試料の移動距離である。
　（第１実施形態の構成）
　以下、本発明の第１実施形態に係る放射線画像生成装置（以下単に「装置」と略称することがある）を、添付の図面を参照しながら説明する。この装置は、放射線のモアレ画像を用いて、試料の放射線画像（例えば、吸収画像、屈折画像、散乱画像のいずれか又は全て）を生成するための装置である。この装置は、試料として、生体、又は、生体以外の物体のいずれかを対象とするものである。また、この装置は、医療用又は非医療用の用途において用いることができるものである。非医療用の用途としては、例えば、食品、工業部品、あるいは工業製品の検査用途を例示することができるが、これらに制約されるものではない。
　本実施形態の装置は、線源１と、格子部２と、検出器３と、試料並進部４とを基本的な要素として備えている（図１参照）。さらに、本実施形態の装置は、格子並進部５を追加的に備えている。
　（線源）
　線源１は、格子部２に向けて放射線７を照射する構成となっている。本実施形態の線源１としては、格子部２を用いてTalbot干渉計を動作させるに足るだけの空間的可干渉距離を有する放射線を発生するものとされている。これは、放射線の波が揃っていることを要求するものであり、たとえば放射線としてＸ線を用いる場合では、線源１として、シンクロトロン放射光源やマイクロフォーカスＸ線源を使うことができる。
　（格子部）
　格子部２は、Ｇ１格子２１とＧ２格子２２とを備えている。すなわち、本実施形態の格子部２は、いわゆるTalbot干渉計を構成するものとなっている。
　Ｇ１格子２１は、放射線７の強度が集中する集中部７１（図２及び図３参照）を、Ｇ１格子２１と検出器３との間に形成するＧ１周期構造を有している。より詳しくは、線源１から見て、Ｇ１格子２１の背後であって、Ｇ２格子２２の手前に集中部７１を形成できるようになっている。
　図示例の集中部７１における、Ｇ１周期構造の周期の方向（図２における上下方向）での幅は、Ｇ１周期構造の周期の１／２以下とされている。
　Ｇ２格子２２は、Ｇ１格子２１を通過した放射線７により形成されたＧ１格子２１の自己像がＧ２格子２２の位置において有する周期とほぼ同じＧ２周期構造を備えている。本例のＧ２格子２２は、格子並進部５により、後述のように移動可能とされている。
　（検出器）
　検出器３は、格子部２を通過した放射線７を、モアレ画像として検出する構成となっている。より詳しくは、本例の検出器３は、Ｇ２格子２２を通して、Ｇ１格子２１の自己像をモアレ画像として検出する構成となっている。さらに、検出器３は、Ｇ２格子２２の並進に伴って得られるｋ枚のモアレ画像（ここでｋは３以上の整数）を用いて、縞走査法における通常の位相イメージングの処理を行い、所望の放射線画像を生成できるようになっている。このような検出器３としては、従来と同様のものを用いることができるので、これ以上詳しい説明は省略する。
　（試料並進部）
　試料並進部４は、Ｇ１格子２１のＧ１周期構造における周期の方向（図２において上下方向）に沿う方向に、かつ、集中部７１を通過するように、試料１０を並進させる構成となっている。この実施形態の試料並進部４は、この実施形態では、Ｇ１格子２１を、Ｇ１格子周期ｄ（図２参照）の１／Ｎ（ここでＮは２以上の整数）のステップずつ並進させることができるようになっている。試料並進部４としては、特に制約されないが、所定ステップごとに試料を並進させることができる直動機構あるいはピエゾ素子を用いることができる。
　（格子並進部）
　格子並進部５は、Ｇ２格子２２を、Ｇ２周期構造における周期の方向に沿って、Ｇ２周期構造の周期に対する１／ｋ（ここでｋは３以上の整数）のステップずつ移動させる構成となっている。格子並進部５としては、特に制約されないが、所定ステップごとに格子を並進させることができる直動機構あるいはピエゾ素子を用いることができる。
　（放射線画像生成方法の原理的説明）
　以下においては、本実施形態における放射線画像生成の原理を説明する。具体的な画像生成の手法については後述する。
　Ｇ１格子２１の下流では、この格子を透過した様々な回折波が干渉しあうことにより、Ｇ１格子２１のパターン形状（すなわちＧ１周期構造）に依存して特徴的な強度パターンが現れ、このパターンは、Ｇ１格子２１からの距離に応じて変化する。その変化の様子を表すものをこの明細書ではTalbotカーペット７２と称する。図２には、Ｇ１格子２１を矩形のπ/2位相格子とした場合に、この格子が作るTalbotカーペット７２を示した。この図における横軸のｍとＧ１格子２１からの距離ｚは
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
の関係がある。なお、この式において、ｄはＧ１格子２１のＧ１周期構造における周期、λはＸ線の波長、Ｒは線源１からＧ１格子２１までの距離である。
　Ｇ２格子２２は、通常、ｍが半整数（例えば０．５）となる位置（例えば図２中、白矢印で示す位置）に置かれる。なお、図２（後述の図８も同様）のTalbotカーペットの実際の寸法は、周期ｄが数μｍでm=0.5に対応する距離が数十ｃｍであり、実際は極めて横に長い図形を比率を変えて表示したものである。また、各格子における格子パターン（周期構造）は実際は基板上に形成するが、図に基板は表示していない。
　本例では、Ｇ２格子２２の背後に置かれる検出器３でモアレ画像を記録する。Ｇ１格子２１及びＧ２格子２２の一方を並進させながら、複数のモアレ画像を計測し、コンピュータ演算処理を施すことにより、吸収画像、屈折画像、および散乱画像を生成できる（縞走査法）。
　モアレ画像の撮影における空間分解能は、線源１のフォーカスサイズや検出器３の解像度に依存するが、それらが理想的であったとしても、Ｇ１格子２１の周期の２倍で決まる限界を超えることができない。この限界を超えてさらに高い空間分解能を実現するため、試料１０を配置する位置を定め、さらに試料１０を格子周期よりも細かく移動させて複数の画像を取得する方法を以下に記述する。
　（第１実施形態の放射線画像生成方法）
　つぎに、図４をさらに参照して、前記した装置を用いた放射線画像生成方法を説明する。
　（図４のステップＳＡ－１）
　まず、試料１０を、Ｇ１格子２１とＧ２格子２２の間の、集中部７１が形成されるべき位置又はその近傍に配置する。たとえば、図２の例では、図中黒矢印で示す位置（ｍ≒０．２）に配置する。ここで、試料１０を配置する位置としては、集中部７１の大きさ（Ｇ１格子の周期方向における大きさ）が小さくなる位置であることが好ましい。
　（図４のステップＳＡ－２）
　ついで、従来と同様の、縞走査法による撮影を行う。具体的には、格子並進部５により、例えば図中白矢印で示す位置（ｍ≒０．５）に配置されたＧ２格子２２を並進させ、Ｇ１格子２１に対して相対的に移動させる。ここで、Ｇ２格子２２の移動ステップは、Ｇ２格子２２の格子周期の１／ｋ（ただしｋは３以上の整数）とされている。一方、検出器３は、Ｇ２格子２２が１ステップ移動するごとに、線源１から照射された放射線のモアレ画像を取得する。このようにして撮影されたモアレ画像を用いて、従来と同様に、放射線画像を生成することができる。
　格子並進のステップと撮影タイミングとの関係を図５に示した。図５において横軸は格子並進距離、縦軸は試料並進距離（後述）、黒丸は撮影タイミングを示す。この例では、ｋ＝５とされているが、これに制約されるものではない。
　（図４のステップＳＡ－３～ＳＡ－４）
　ついで、本実施形態では、試料並進部４により、試料１０を、Ｇ１格子の格子周期の１／Ｎ（ただしＮは２以上の整数）のステップごとに移動させる。試料並進距離が１周期に満たないとき、前記のステップＳＡ－２に戻り、縞走査法のための撮影を再度行う。すなわち、図５に示されるように、縞走査法による撮影→試料並進→縞走査法による撮影→…という手順を繰り返す。図５の例では、Ｎ＝３とされているが、これに制約されるものではない。
　試料１０の並進と撮影タイミングとの関係を、図６を参照しながらさらに説明する。この試料１０の内部には、微小な構造１１～１３が存在すると仮定する。また、この例では、放射線７の集中部７１が、Ｇ１格子２１の周期方向（図６において上下方向）において５周期分描かれている。まず、試料１０の初期位置（図６（ａ））において、縞走査法のための撮影を行う。ここで、試料１０内の構造１１に着目すると、構造１１には放射線が照射されないので、検出器３によって撮影されたモアレ画像には、構造１１の影響（例えば吸収、屈折、散乱）が表れない。したがって、構造１１の情報はモアレ画像に含まれない。ついで、試料１０を１ステップだけ移動させる（図６（ｂ））。すると、集中部７１において構造１１に放射線が照射される。すると、検出器３によって撮影されたモアレ画像に、構造１１の影響が表れることとなり、その結果、構造１１を解像することができる。構造１２についても同様である。さらに試料１０を移動させた状態を図６（ｃ）に示す。
　このように、本実施形態によれば、試料１０を並進させることにより、Ｇ１格子２１の周期よりも小さい構造を解像することができるという利点がある。
　（図４のステップＳＡ－５）
　試料並進が１周期に至ったとき、検出器３により得られたモアレ画像を用いて、高分解能の画像を構成する。この構成の手法を、図７を参照して説明する。この図７では、検出器３における２次元の画素位置を（ｍ，ｎ）で表し、試料並進のステップ数をｐで表す。そして、特定のステップｐにおける画素値を（ｍ，ｎ，ｐ）とする。ここでｐ＝１，２，…Ｎである。そして、それぞれの位置ｐにおいて縞走査法を行うことにより、Ｎ枚の画像が、吸収画像、屈折画像、散乱画像として得られる。それぞれの画像における画素値（ｍ，ｎ，ｐ）を並べるように用いることによって、新しい高分解画像を得ることができる。
　（第２実施形態）
　つぎに、図８を参照して、本発明の第２実施形態に係る装置について説明する。なお、この第２実施形態の説明においては、前記した第１実施形態と基本的に共通する構成要素については、同一符号を付すことにより、説明の煩雑を避ける。
　第２実施形態の装置においては、Ｇ１格子２１として、断面が放物線形状に形成された格子を用いている。つまり、このＧ１格子２１は、図８において紙面の奥行き方向に延長された放物面が形成された構成となっている。図８において、この放物面の開口部は放射線７の放射方向において下流側に向けられているが、上流側を向いていてもよい。
　この第２実施形態のＧ１格子によれば、図９に示されるように、集中部７１において、放射線強度をより強く（つまり、より狭い半値幅で）集中させることができる。図８の例では、図中黒矢印部分と白矢印部分とにそれぞれ集中部７１が形成されている。第２実施形態では、黒矢印で示される集中部７１に試料を配置し、白矢印で示される集中部７１にＧ２格子２２を配置する。本実施形態のＧ２格子２２としては、図１０に示されるように、放射線遮蔽部２２１に対して、放射線透過部２２２を相対的に狭めた構造を用いることが好ましい。放射線透過部２２２の幅は、集中部７１の幅とほぼ同じとされる。このように構成すると、試料１０における一層微細な構造を解像することが可能になるという利点がある。
　なお、図９は、放射線７の空間的干渉性が完全であるとして計算した結果得られたものであるが、放射線７の空間的干渉性がそれより適度に低くなると、Ｇ１格子から離れるほどTalbotカーペットはぼやけてくる。すなわち、試料を配置する集中部７１の広がりには変化が少ない一方で、Ｇ２格子２２を配置する白矢印位置の集中部７１は広がるように放射線７の空間的干渉性を調整することが可能である。これにより、Ｇ２格子２２について、放射線遮蔽部２２１に対して放射線透過部２２２が相対的に狭いという、一般的には製作が難しい構造ではなく、放射線遮蔽部２２１と放射線透過部２２２がほぼ等しい構造を採用できる。放射線遮蔽部２２１と放射線透過部２２２がほぼ等しいTalbot干渉計構造は、一般的に用いられているものなので、このようにすれば、格子の製作コストを低減することができるという利点もある。
　第２実施形態における他の構成及び利点は、前記した第１実施形態と基本的に同様なので、これ以上詳しい説明は省略する。
　（第３実施形態）
　つぎに、図１１を参照して、本発明の第３実施形態に係る装置について説明する。なお、この第３実施形態の説明においては、前記した第１実施形態と基本的に共通する構成要素については、同一符号を付すことにより、説明の煩雑を避ける。
　前記した各実施形態においては、放射線７として、単色Ｘ線を前提としていた。これに対して、この第３実施形態の装置においては、放射線７として、多色Ｘ線を用いる。また、図１１（ａ）に示されるように、Ｇ１格子２１として、断面が三角波形状に形成された格子を用いている。ここでは、シミュレーション条件として、Ｇ１格子の周期が５ミクロンであるとし、Ｘ線のスペクトル範囲は25keVを中心に±10keVとして計算した。なお、三角格子は、その頂点で、25keVのＸ線に対して位相差πを与える形状としている。
　この第３実施形態のＧ１格子によれば、図１１（ａ）及び図１２（ａ）に示されるように、集中部７１において、放射線強度を集中させることができる。比較のために、Ｇ１格子２１の断面を矩形状として、同じ条件で放射線を照射した結果を図１１（ｂ）及び図１２（ｂ）に示す。ここでも、シミュレーション条件として、Ｇ１格子の周期が５ミクロンであるとし、Ｘ線のスペクトル範囲は25keVを中心に±10keVとして計算した。なお、矩形格子は、25keVのＸ線に対して位相差π/2を与える形状としている。この結果から分かるように、Ｇ１格子２１の断面形状を三角波状にすることにより、集中部７１への放射線の集中度を高めることができる。
　第３実施形態における他の構成及び利点は、前記した第１実施形態と基本的に同様なので、これ以上詳しい説明は省略する。
　（第４実施形態）
　つぎに、図１３を参照して、本発明の第４実施形態に係る装置について説明する。なお、この第４実施形態の説明においては、前記した第３実施形態と基本的に共通する構成要素については、同一符号を付すことにより、説明の煩雑を避ける。
　前記した第３実施形態においては、断面三角波形状のＧ１格子２１を用いたが、第４実施形態では、断面矩形状の格子を傾けて配置した構成のＧ１格子２１が用いられている（図１３（ａ））。このように構成すると、断面矩形状の格子であっても、断面三角波形状（図１３（ｂ）参照）と同等の集中部７１を形成することができる。したがって、第４実施形態によれば、格子の作製コストを低減させることができるという利点がある。
　第４実施形態における他の構成及び利点は、前記した第３実施形態と基本的に同様なので、これ以上詳しい説明は省略する。
　（第５実施形態）
　つぎに、図１４を参照して、本発明の第５実施形態に係る装置について説明する。なお、この第５実施形態の説明においては、前記した第１実施形態と基本的に共通する構成要素については、同一符号を付すことにより、説明の煩雑を避ける。
　前記した各実施形態においては、縞走査法を実施するために、Ｇ２格子２２を所定距離ずつ移動させていた。これに対して、この第５実施形態では、Ｇ１格子２１を所定距離ずつ移動させることにより縞走査法を行う。Ｇ１格子２１を移動させた場合、試料１０とＧ１格子２１とをＧ２格子周期の１／ｋずつ同期して移動させることも可能である。このようにすれば、相対的には、Ｇ１格子２１と試料１０との位置関係は変わらないので、前記した実施形態と同様の処理を行うことができる。
　しかしながら、この実施形態では、試料１０を移動させず、Ｇ１格子２１を、Ｇ１格子周期の１／ｋずつ移動させる手法を採用する。この場合、Ｇ１格子２１と試料１０との位置関係が、Ｇ１格子２１の移動に伴って変化するので、検出器３で検出した画像の扱いに注意が必要である。また、縞走査におけるステップ数と試料走査におけるステップ数を等しくする必要がある。
　図１４を用いて、この処理をさらに詳しく説明する。まず、１回目のスキャンでは、図１４に示されるように、開始位置Ｑ１Ａから終了位置Ｑ１Ｂまで、Ｇ１格子２１の移動に伴って、１／ｋのステップごとに撮影が行われる。この例ではステップ数は５である。１回目のスキャンが終了した後、試料１０を試料並進部４により１／ｋの１ステップ分移動させる。そして、開始位置Ｑ２Ａから終了位置Ｑ２Ｂまで、Ｇ１格子２１の移動に伴って、ステップごとに撮影が行われる。以降同様に、開始位置Ｑ３Ａから終了位置Ｑ３Ｂまで、開始位置Ｑ４Ａから終了位置Ｑ４Ｂまで、開始位置Ｑ５Ａから終了位置Ｑ５Ｂまでの撮影を行う。これにより、図１４の黒丸で示すように、各位置での撮影データを得ることができる。その後の放射線画像の生成においては、縞走査の方向に沿った一列（図１４であれば横軸に沿った一列）を縞走査用のデータとして用い、その上の一列を、試料が１ステップ分移動した後の縞走査用のデータとして用いることができる。このようにして、図５の例と同様な縞走査法を実施することができる。
　なお、前記実施形態および実施例の記載は単なる一例に過ぎず、本発明に必須の構成を示したものではない。各部の構成は、本発明の趣旨を達成できるものであれば、上記に限らない。
　例えば、前記各実施形態では、線源１としてＸ線源を用いたが、試料に対して透過性のある他の放射線、例えば中性子線源を用いることができる。もちろん、この場合、検出器としては、用いる放射線を検出できるものが用いられる。
　また、前記した各実施形態では、格子として一次元格子を用いている。すなわち、例えば図２の例では、格子は紙面に垂直な方向に延長されており、Talbotカーペット７２において紙面に垂直な方向には強度変化はないとしている。しかしながら、格子として二次元格子を使用し、試料も二次元で並進させる構成とすることも可能である。このようにすれば、縦横の二次元において高分解能化が可能となる。
　さらに、前記した各実施形態では、縞走査法を用いて放射線画像を生成することとしたが、モアレ画像そのものを放射線画像として用いることもできる。この場合、モアレ画像の取得が、本発明における放射線画像の生成に対応する。
　また、前記した各実施形態では、Ｇ１格子及びＧ２格子とからなる格子部２を用いたが、Talbot-Lau干渉計を構成するＧ０格子を加えた格子部２を用いることもできる。さらには、Ｇ２格子を省略したLau干渉計を構成する格子部２を用いることもできる。
　１　線源
　２　格子部
　２１　Ｇ１格子
　２２　Ｇ２格子
　２２１　放射線遮蔽部
　２２２　放射線透過部
　３　検出器
　４　試料並進部
　５　格子並進部
　７　放射線
　７１　集中部
　７２　Ｔａｌｂｏｔカーペット
　１０　試料
　１１～１３　試料内の構造

Claims (8)

  1. 　放射線のモアレ画像を用いて、試料の放射線画像を生成するための装置であって、
    　線源と、格子部と、検出器と、試料並進部とを備えており、
    　前記線源は、前記格子部に向けて放射線を照射する構成となっており、
    　前記格子部は、Ｇ１格子を少なくとも備えており、
    　前記Ｇ１格子は、前記放射線の強度が集中する集中部を、前記Ｇ１格子と前記検出器との間に形成するＧ１周期構造を有しており、
    　前記検出器は、前記格子部を通過した前記放射線を、前記モアレ画像として検出する構成となっており、
    　前記試料並進部は、前記Ｇ１周期構造における周期の方向に沿う方向に、かつ、前記集中部を通過するように、前記試料を並進させる構成となっている
    　放射線画像生成装置。
  2. 　前記Ｇ１周期構造の周期の方向における、前記集中部の幅は、前記Ｇ１周期構造の周期の１／２以下である
    　請求項１に記載の放射線画像生成装置。
  3. 　前記格子部は、Ｇ２格子をさらに備えており、
    　前記Ｇ２格子は、前記Ｇ１格子を通過した前記放射線により形成された、前記Ｇ１格子の自己像が前記Ｇ２格子の位置において有する周期とほぼ同じＧ２周期構造を備えており、
    　前記検出器は、前記Ｇ２格子を通して前記自己像を前記モアレ画像として検出する構成となっている
    　請求項１又は２に記載の放射線画像生成装置。
  4. 　さらに格子並進部を備えており、
    　前記格子並進部は、前記Ｇ２格子を、前記Ｇ２周期構造における周期の方向に沿って、前記Ｇ２周期構造の周期に対する１／ｋのステップずつ移動させる構成となっており、
    　ここでｋは３以上の整数とされている
    　請求項３に記載の放射線画像生成装置。
  5. 　前記Ｇ１格子における前記Ｇ１周期構造は、その周期の方向に沿う断面の形状が、略三角波形状に形成されている
    　請求項１～４のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
  6. 　前記Ｇ１格子における前記Ｇ１周期構造は、その周期の方向に沿う断面の形状が、略放物線形状に形成されている
    　請求項１～４のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
  7. 　放射線のモアレ画像を用いて、試料の放射線画像を生成するための方法であって、
    　Ｇ１周期構造を有するＧ１格子を少なくとも備える格子部に向けて放射線を照射するステップと、
    　前記放射線の強度を前記Ｇ１格子により周期的に変化させることで、前記Ｇ１格子と検出器との間に、放射線強度が集中する集中部を形成するステップと、
    　前記格子部を通過した前記放射線を前記モアレ画像として前記検出器により検出するステップと、
    　前記Ｇ１周期構造における周期の方向に沿う方向に、かつ、前記集中部を通過するように、前記試料を並進させるステップと
    　を備える放射線画像生成方法。
  8. 　請求項７に記載の各ステップをコンピュータに実行させるためのコンピュータプログラム。
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