WO2020166304A1 - 放射線画像生成装置 - Google Patents

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refraction
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敦 百生
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国立大学法人東北大学
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • 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
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments

Definitions

  • the present invention relates to a technique for observing the structure of a subject by utilizing the property of radiation that has passed through the subject, for example, a wave in X-rays.
  • Radiation with high penetrating power such as X-ray
  • X-ray 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 a shadow of X-rays.
  • phase contrast method that overcomes the above problems by using the phase contrast of radiation such as X-rays and neutron rays.
  • a method using a transmission grating has been conventionally proposed as an approach to realize high-sensitivity imaging using the phase contrast method (see Patent Documents 1 and 2 below).
  • the intensity pattern formed on the image detector by the radiation transmitted through the transmission grating and the subject arranged at appropriate positions changes due to slight refraction or scattering of the radiation in the subject. Therefore, according to the phase contrast method using the transmission grating, the contrast representing the structure of the subject can be obtained through this phenomenon.
  • an absorption image corresponding to a conventional image, a refraction image showing the magnitude of refraction of radiation by the subject, and a scatter image showing the magnitude of scattering by the subject are generally generated.
  • a typical configuration using a transmission grating is called a Talbot interferometer.
  • a Talbot interferometer two gratings are arranged in consideration of the Talbot effect, and a moire pattern appearing in a radiation image transmitted through these gratings is detected and processed to obtain a phase contrast.
  • the upstream one is called G1 and the downstream one is called G2.
  • An amplitude grating is used for G2
  • a phase grating or an amplitude grating is used for G1.
  • the sample (subject) to be imaged is generally placed upstream of G1. However, it may be placed between G1 and G2, although there is a difference in shooting sensitivity.
  • X-ray sources that satisfy such conditions include synchrotron radiation sources and microfocus X-ray sources. Since the synchrotron radiation light source becomes large in size, there are many restrictions on the installation conditions. Microfocus X-ray sources have the advantage that they can be operated in the laboratory, but their output is limited. The commonly used X-ray source with normal focus has a large focus size and a high output, so that it is possible to shoot in a short time, but it does not satisfy the condition of coherence, so it cannot be used for the Talbot interferometer. ..
  • the Talbot-Lau interferometer is known as a method of generating phase contrast based on the principle of the Talbot interferometer while using an X-ray source of normal focus that is generally widely used.
  • This is a third grating G0 placed near the X-ray source and combined with a Talbot interferometer (G1 and G2).
  • G0 is an amplitude grid.
  • the fringe scanning method is commonly used for this purpose.
  • 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 photographed, and image calculation is performed. More specifically, one of the gratings is translated by 1/K of the period d, an image is taken, and this operation is repeated K times to perform image calculation using K images.
  • K is an integer of 3 or more.
  • Radiation has the property of penetrating through a substance with high straightness. However, considering radiation as a wave, strictly speaking, it is bent by refraction by a substance. This refraction becomes a signal source for phase imaging in the phase contrast method. In the case of hard X-rays, the angle bent by refraction is usually less than ⁇ rad, and the sensitivity of phase imaging is determined by how sensitively this can be detected.
  • ⁇ is the wavelength of the X-ray (approximated by the center wavelength when using continuous X-rays), and d 1 is the period of G1.
  • p a half-integer value is selected when a ⁇ /2 phase grating is used for G1
  • a value that is an odd multiple of 1/8 is selected when a ⁇ phase grating is used for G1. .. If you use this, the sensitivity S
  • 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 solving these problems.
  • a device for producing an image of refraction, scattering, and/or absorption of radiation by a sample using a grating part It has a radiation source, a grating part, and a detector,
  • the radiation source is configured to irradiate the lattice portion with radiation
  • the grating portion includes a G1 grating and a refraction amplification grating
  • the G1 grating has a G1 periodic structure in which a concentrated portion where the intensity of the radiation is concentrated is formed between the G1 grating and the detector
  • the refraction amplification grating is provided at a position where the concentrated portion is formed and has an amplification surface for increasing a refraction angle of the radiation
  • the radiation image generating apparatus wherein the detector is configured to detect the radiation that has passed through the lattice section.
  • the amplification surface has a parabolic cross section,
  • (Item 4) The radiation image generating apparatus according to any one of Items 1 to 3, wherein the G1 periodic structure is composed of concave portions that are periodically arranged.
  • the lattice part further includes a G2 lattice,
  • the G2 lattice has a G2 periodic structure,
  • the G2 periodic structure has substantially the same period as the self-image of the G1 lattice formed by the radiation that has passed through the G1 lattice and the refraction amplification lattice has at the position of the G2 lattice, 6.
  • the radiation image generating apparatus according to any one of Items 1 to 5, wherein the detector is configured to detect the self-image through the G2 grating.
  • the amplification surface has a parabolic cross section, 7.
  • the radiation image generating apparatus according to any one of Items 1 to 6, wherein the parabolic shape substantially satisfies the following formula (3):
  • x Coordinates in the direction orthogonal to the radiation direction of the radiation
  • y Coordinates in the direction along the radiation direction of the radiation
  • z Distance from the G1 grating to the refraction amplification grating
  • ⁇ Refractive index of the refraction amplification grating provided with the amplification surface is 1 ⁇ when - ⁇ M: Amplification magnification by the refraction amplification element for the refraction angle.
  • the concentrating portion is a portion where the intensity of the radiation is concentrated on the downstream side of the G1 lattice, Furthermore, the concentrating portion is formed at any position from the position where the spot diameter of the radiation is minimum to the G1 lattice which is the upstream side thereof.
  • the radiographic image generation device according to item.
  • a lattice structure for producing an image representing the refraction, scattering, and/or absorption of radiation by a sample It has a G1 grating and a refraction amplification grating,
  • the G1 grating has a G1 periodic structure forming a concentrated portion where the intensity of the radiation applied to the G1 grating is concentrated,
  • the refraction amplification grating is provided at a position where the concentrated portion is formed and has an amplification surface that increases a refraction angle of the radiation.
  • the grating portion includes a G1 grating and a refraction amplification grating
  • the G1 grating has a G1 periodic structure forming a concentrated portion where the intensity of the radiation is concentrated
  • the refraction amplification grating is provided at a position where the concentrated portion is formed and has an amplification surface for increasing a refraction angle of the radiation, Irradiating the lattice part with radiation, Forming a concentrating portion on which the intensity of the radiation is concentrated, the G1 grating irradiated with the radiation;
  • the amplification surface of the refraction amplification grating increases the refraction angle of the radiation at the concentrating portion;
  • This device is a device for using a grating to generate an image that represents the refraction, scattering, and/or absorption of radiation by a sample.
  • a sample either a living body or an object other than the living body can be used.
  • this device can be used in medical or non-medical applications. Examples of non-medical applications include, but are not limited to, inspection applications of foods, industrial parts, or industrial products.
  • the apparatus of this embodiment includes a radiation source 1, a grating section 2, and a detector 3 as basic elements (see FIG. 1).
  • the radiation source 1 is configured to irradiate the grating portion 2 with the radiation 7.
  • the G1 grating 21 (described later) of the grating unit 2 is supposed to generate radiation having a spatial coherence distance sufficient to generate a clear self-image. 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.
  • a microfocus X-ray source is used as the radiation source 1 will be described.
  • the grating unit 2 includes a G1 grating 21, a G2 grating 22, and a refraction amplification grating 23 (see FIG. 3).
  • the G1 lattice 21 has recesses 211 formed periodically. These recesses 211 form a G1 periodic structure in which the concentrated portion 71 where the intensity of the radiation 7 is concentrated is formed between the G1 grating 21 and the detector 3.
  • the recess 211 of the present embodiment has an elliptical cross section (see FIG. 3 ). Note that, in FIG. 3, the manner in which the radiation 7 is condensed is schematically shown by a chain double-dashed line.
  • the refraction amplification grating 23 is arranged at a position where the concentrated portion 71 is formed. Further, the refraction amplification grating 23 includes a first amplification surface 231 and a second amplification surface 232 that increase the refraction angle of the radiation 7.
  • the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232 in this embodiment are each parabolic in cross section (see FIG. 3).
  • the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232 may be paraboloids of revolution.
  • the positions of the vertices of the parabolic shape on the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232 are the positions where the concentrated portion 71 of the radiation 7 is formed when the sample 10 is not present.
  • FIG. 3 illustrates the inter-lattice distance in the y direction (the traveling direction of the radiation 7) in a greatly reduced manner, and the concentrated portion 71 actually extends long in the y direction. This point will be described later.
  • the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232 are formed in one refraction amplification grating 23, so that the plurality of amplification surfaces sequentially refract the radiation 7 in the traveling direction of the radiation 7. It is configured to be arranged. The operation of the amplification surface will be described later.
  • the G2 lattice 22 has a large number of slits 221 arranged periodically.
  • the G2 grating 22 of this embodiment has a G2 periodic structure constituted by the slits 221.
  • the G2 periodic structure of the G2 grating 22 has substantially the same period as the period of the self-image of the G1 lattice formed by the radiation 7 that has passed through the G1 lattice 21 and the refraction amplification grating 23 at the position of the G2 lattice 22.
  • the G2 lattice 22 can be translated step by step d 2 /K by a lattice translation mechanism (not shown).
  • d 2 is the grating period of the G2 grating 22
  • K is an integer of 3 or more.
  • the G1 grating 21 and the refraction amplification grating 23 may be synchronized and translated in steps of d 1 /K and d′ 1 /K, respectively.
  • d′ 1 is the period of the refraction amplification grating 23. Since the lattice translation mechanism may be the same as that used in the conventional fringe scanning method, detailed description thereof will be omitted.
  • the position of the G2 lattice 22 is the position where the self-image of the G1 lattice 21 is formed.
  • the radiation that has passed through the G1 grating 21 further passes through the refraction amplification grating 23, so the position of the G2 grating 22 is determined in consideration of this condition. Since the actually created lattice may have a shape error, the position of the G2 lattice 22 may be experimentally determined based on a search for a position where the observed moire image has high visibility. it can.
  • the grating unit 2 of the present embodiment constitutes a so-called Talbot interferometer with the G1 grating 21 and the G2 grating 22, but the present invention is not limited to this, and the G2 grating may be omitted to replace the G1 grating. It is also possible to directly detect the self-image with the detector 3.
  • the parabolic shapes of the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232 in the above-described embodiment substantially satisfy the following expression (3).
  • “Substantially” is meant to include a shape that can be approximated to a radiation shape within a range that does not cause any practical problems.
  • x Coordinates in the direction orthogonal to the radiation direction of the radiation
  • y Coordinates in the direction along the radiation direction of the radiation
  • z Distance from the G1 grating to the refraction amplification grating
  • ⁇ Refractive index of the refraction amplification grating provided with the amplification surface is 1 ⁇ when - ⁇ M: Amplification magnification by refraction amplification element for refraction angle (M>1) Is.
  • the detector 3 detects the self-image of the G1 grating 21 as a moire image through the G2 grating 22. In the case where the G2 grating 22 is not used, the self-image of the G1 grating 21 is directly detected. Further, in the case of the configuration using the G2 grating 22, the detector 3 uses K moiré images (where K is an integer of 3 or more) obtained by the translation of the G2 grating 22 to perform normal phase imaging in the fringe scanning method. It is possible to generate a desired radiation image by performing the above process.
  • the stripe scanning method is performed by using K self-images (K is an integer of 3 or more) obtained by translating the G1 grating 21 and the refraction amplification grating 23 in synchronization. It is possible to generate a desired radiation image by performing the usual phase imaging process in. As such a detector 3, a detector similar to the conventional one can be used, and thus a detailed description thereof will be omitted.
  • the sample 10 is arranged on the upstream side of the G1 lattice 21 (see FIG. 3).
  • the sample 7 and the G1 grating 21 are irradiated with the radiation 7. Then, the radiation 7 passes through the G1 grating 21, and a concentrated portion 71 of the radiation 7 is formed behind the G1 grating 21.
  • the position of the concentrating portion 71 (that is, the position of the radiation condensing point) is laterally displaced by ⁇ z to form a parabolic surface.
  • the position 1 is offset from the center position of the amplification surface 231.
  • the traveling direction of the radiation increases to ⁇ (see FIG. 4).
  • the concentrating part 71 extends long along the traveling direction of the radiation, the light ray reaching the concentrating part (that is, the condensing point) 71 is shown by one straight line in FIG.
  • the same operation as the first amplification surface 231 can be performed on the second amplification surface 232.
  • the refraction amplification grating 23 is provided with the second amplification surface 232, the refraction amplification in the refraction amplification grating 23 is doubled as compared with the case where only one amplification surface is provided. That is, in the present embodiment, it is possible to obtain a sensitivity amplification effect of 2M times.
  • the concentrating portion 71 generally has a shape elongated in the radiation direction of the radiation 7. That is, the depth of focus is large. For example, in the case of X-ray, the length is 1000 times or more the period in the G1 periodic structure. Therefore, it is possible to assume that the spot diameters of the concentrated portions 71 are the same in both the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232, and the same refraction effect can be expected.
  • the detector 3 detects the radiation that has passed through the G2 grating 22.
  • phase imaging can be performed as in the conventional case.
  • the G2 grating 22 is translated and photographed at a predetermined pitch to acquire a plurality of images.
  • the G1 grating 21 and the refraction amplification grating 23 are synchronously translated at a predetermined pitch and photographed to obtain a plurality of images.
  • the required phase image (absorption image, refraction image, or scattering image) can be generated using these plural images. Since this image generation method may be the same as the conventional one, detailed description thereof will be omitted.
  • the refraction angle ⁇ by the sample 10 can be increased to ⁇ which is M times as large as the refraction angle ⁇ . Therefore, there is an advantage that the sensitivity of phase imaging can be improved without the need for increasing the size of the device or narrowing the period of the grating.
  • the X-ray source is used as the radiation source 1, but other radiation that is transparent to the sample 10, for example, a neutron radiation source can be used.
  • the detector that can detect the radiation used is used.
  • a material that uses a material that changes the phase of the radiation used, a material that attenuates the intensity, and a material that refracts is used depending on the application.
  • the cross section of the G1 periodic structure along the periodic direction has a parabolic cross section, but it may have other shapes such as an elliptical cross section and a triangular wave shape.
  • the G1 periodic structure may be any structure that can form the concentrated portion 71 on the radiation 7.
  • the elliptical cross section is preferable because it is considered that the size (spot diameter) of the concentrated portion 71 can be minimized.
  • one refraction amplification grating 23 is provided with the first amplification surface 231 and the second amplification surface 232, but it is also possible to form only one amplification surface in the refraction amplification grating 23. Is. In that case, the surface of the refraction amplification grating 23 on the side opposite to the amplification surface can be formed into another shape that does not hinder the amplification effect, for example, a planar shape.
  • one refraction amplification grating 23 is arranged, but by arranging a plurality of refraction amplification gratings so that the radiation sequentially passes in the radiation direction, a stronger refraction amplification effect is obtained. be able to. If the condition that the condensing point passes through each amplification surface is satisfied, it is possible to expect a N ⁇ M times refraction amplification effect by using N refraction amplification gratings.
  • the absorption of radiation by the refraction amplification grating 23 can be suppressed also by disposing the amplification surface in a divided manner to form a flat plate shape.
  • the G1 grating 21, the G2 grating 22, and the refraction amplification grating 23 are illustrated as separated from each other, but it is possible to integrally configure these gratings by processing one substrate. Is.
  • the focal point of the radiation 7 should be set at the position of the refraction amplification grating 23, and the self-image of the G1 grating 21 should be set at the position of the G2 grating 22. Is desirable.
  • FIG. 3 exemplifies a one-dimensional lattice structure having a periodic structure in one direction
  • a two-dimensional lattice structure having a periodic structure in two-dimensional directions in the present embodiment.
  • the amplification surface of the refraction amplification element is preferably a paraboloid of revolution.
  • the concentrated portion of the present embodiment may be a portion on the downstream side of the G1 lattice 21 where the intensity of the radiation 7 is concentrated more than at the position immediately before the G1 lattice 21.
  • the concentrated portion of the present embodiment is formed at any position from the position where the spot diameter of the radiation 7 (the diameter of the collected radiation) is the minimum to the upstream side of the G1 grating 21. Good. Even at such a position, by arranging the amplification surface of the refraction amplification grating 23 at a position (that is, a concentrated portion) where light is focused by the G1 grating 21 (that is, radiation intensity is locally increased), refraction is performed. An amplification effect can be expected.

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Abstract

本発明は、装置の大型化や格子の狭周期化を必要とせずに、高感度の位相イメージングを行うためのものである。線源は、格子部（２）に向けて放射線（７）を照射する。格子部（２）は、Ｇ１格子（２１）と屈折増幅格子（２３）とを備える。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）と検出器との間に形成するＧ１周期構造を有する。屈折増幅格子（２３）は、集中部（７１）が形成される位置に配置されかつ放射線（７）の屈折角を増大させる増幅面（２３１，２３２）を備えている。検出器は、格子部（２）を通過した放射線（７）を検出する。

Description

放射線画像生成装置
　本発明は、被検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検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線や中性子線などの放射線の位相コントラストを利用することにより、上記の問題を克服する方法（位相コントラスト法）が知られている。位相コントラスト法を用いた高感度撮像を実現するアプローチとして、透過格子を用いる方法が従来から提案されている（下記特許文献１及び２参照）。適宜の位置に配置されている透過格子と被検体を透過した放射線が画像検出器上で形成する強度パターンは、被検体における僅かな放射線の屈折や散乱によって変化する。したがって、透過格子を用いた位相コントラスト法によれば、この現象を通じて、被検体の構造を表すコントラストを得ることができる。位相コントラスト法では、従来の画像に対応する吸収画像、被検体による放射線の屈折の大小を示す屈折画像、および、被検体による散乱の大小を示す散乱画像が一般的に生成される。
　透過格子を用いる典型的な構成はTalbot干渉計と呼ばれる。Talbot干渉計においては、Talbot効果を考慮して２枚の格子を配置し、これらの格子を透過してくる放射線画像に現れるモアレ模様を検出・処理することで位相コントラストを得ることができる。２枚の格子のうち上流側のものをG1、下流側のものをG2と称すると、G2には振幅型格子が使われ、G1には位相型格子あるいは振幅型格子が使われる。撮影対象となる試料（被検体）は、一般的にG1の上流に配置される。ただし、撮影感度の違いは生じるが、G1とG2の間に配置してもよい。
　Talbot干渉計には、ある程度の空間的干渉性がある放射線（すなわち、波の揃った放射線）を使用する必要がある。そのような条件を満たすＸ線源としては、シンクロトロン放射光源やマイクロフォーカスＸ線源がある。シンクロトロン放射光源は装置が大型化するため、設置条件に制約が多い。マイクロフォーカスＸ線源は、実験室での稼働が可能という利点があるが、その出力は限られる。一般的に広く使われる通常フォーカスのＸ線源は、フォーカスサイズが大きく出力も高いため、短い時間で撮影を行うことができるが、干渉性の条件を満たさないので、Talbot干渉計には使えない。
　一般的に広く使われる通常フォーカスのＸ線源を使いつつ、Talbot干渉計の原理で位相コントラストを生成する方法として、Talbot-Lau干渉計が知られている。これは、第三の格子G0をＸ線源の近くに配置し、Talbot干渉計（G1及びG2）と組み合わせたものである。G0は振幅格子である。これにより、撮影時間が短縮された位相イメージングが可能となり、医用画像装置や非破壊検査への応用が大きく期待できるようになっている。
　検出器で解像されて記録された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／Ｋだけ並進させて撮影し、これをＫ回繰り返して得られたＫ枚の画像を用いて画像演算を行う。Ｋ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
　放射線は物質中を高い直進性で透過する性質がある。しかし、放射線を波として考えると、厳密には、物質による屈折によって曲げられる。この屈折が、位相コントラスト法における位相イメージングの信号源となる。硬Ｘ線の場合、屈折によって曲げられる角度はμrad以下であることが通常であり、これをいかに感度よく検出できるかによって位相イメージングの感度が決まる。
　Talbot干渉計では、G1のすぐ上流に被検体を配置するのが一般的である。図１に示すように、G1とG2の間隔をz、G2の周期をd2とすると、屈折に対する感度Sは、z/d2に比例する。すなわち、G1-G2間の距離が大きいほど、また、d2が小さいほど、感度を高めることができる。なお、図1において符号１０は被検体（試料）を示す。
　Talbot干渉計では、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
となるようにそれぞれの値が選ばれる。ここで、λはＸ線の波長（連続Ｘ線を使う場合はその中心波長で近似する）、d1はG1の周期である。pとしては、波長λに対応して、π/2位相格子をG1に使う場合は半整数の値が選ばれ、π位相格子をG1に使う場合は1/8の奇数倍の値が選ばれる。これを使えば、感度Ｓは
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
とも表現できる。したがって、従来の技術において感度を向上させるためには、
・装置を大型化してｚの値を大きくする、あるいは、
・製作が難しい狭周期の格子を開発・製造してｄ1の値を小さくする（これは、d2を小さくすることも意味する）
という必要があった。このため、従来の技術では、感度を向上させようとすると、装置の設置面積が増大し、あるいは、装置の開発・製造コストが増大してしまう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、これらの問題を解消することが可能な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）
　格子部を用いて、試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す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格子と屈折増幅格子とを備えており、
　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、
　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えており、
　前記検出器は、前記格子部を通過した前記放射線を検出する構成となっている
　放射線画像生成装置。
　（項目２）
　前記増幅面は断面放物線形状とされており、
　前記放物線形状の頂点の位置は、前記試料がないときにおいて前記放射線の前記集中部が形成される位置とされている
　項目１に記載の放射線画像生成装置。
　（項目３）
　前記増幅面は、前記放射線の進行方向において、前記放射線を順次屈折させるように複数配置されている
　項目１又は２に記載の放射線画像生成装置。
　（項目４）
　前記Ｇ１周期構造は、周期的に配置された凹部により構成されている
　項目１～３のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
　（項目５）
　前記凹部は、断面楕円形状とされている
　項目４に記載の放射線画像生成装置。
　（項目６）
　前記格子部は、Ｇ２格子をさらに備えており、
　前記Ｇ２格子は、Ｇ２周期構造を備えており、
　前記Ｇ２周期構造は、前記Ｇ１格子及び前記屈折増幅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周期を有しており、
　前記検出器は、前記Ｇ２格子を通して前記自己像を検出する構成となっている
　項目１～５のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
　（項目７）
　前記増幅面は断面放物線形状とされており、
　前記放物線形状は下記式（３）を実質的に満たしている項目１～６のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置：
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
ここで、
ｘ：放射線の放射方向に直交する方向での座標
ｙ：放射線の放射方向に沿う方向での座標
ｚ：Ｇ１格子から屈折増幅格子までの距離
δ：増幅面を備える屈折増幅格子の屈折率を１－δとしたときのδ
Ｍ：屈折角についての屈折増幅素子による増幅倍率
である。
　（項目８）
　前記集中部とは、前記Ｇ１格子の下流側において、前記放射線の強度が集中させられている部分であり、
　さらに、前記集中部は、前記放射線のスポット径が最小となる位置から、その上流側である前記Ｇ１格子までのいずれかの位置において形成されるものとなっている
　項目１～７のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
　（項目９）
　試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す画像を生成するための格子構造であって、
　Ｇ１格子と屈折増幅格子とを備えており、
　前記Ｇ１格子は、前記Ｇ１格子に照射された前記放射線の強度が集中する集中部を形成するＧ１周期構造を有しており、
　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えている
　格子構造。
　（項目１０）
　格子部を用いて、試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す画像を生成するための方法であって、
　前記格子部は、Ｇ１格子と屈折増幅格子とを備えており、
　前記Ｇ１格子は、前記放射線の強度が集中する集中部を形成するＧ１周期構造を有しており、
　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えており、
　前記格子部に向けて放射線を照射するステップと、
　前記放射線を照射された前記Ｇ１格子が、前記放射線の強度が集中する集中部を形成するステップと、
　前記屈折増幅格子の前記増幅面が、前記集中部において、前記放射線の屈折角を増大させるステップと、
　前記格子部を通過した前記放射線を検出するステップと
　を有する放射線画像生成方法。
　本発明によれば、装置の大型化や格子の狭周期化を必要とせずに、高感度の位相イメージングを行うことが可能になる。
従来の放射線画像生成装置において、試料により放射線が屈折する様子を模式的に示す説明図である。 本発明の一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ブロック図である。 図２の装置に用いられる格子部の構成を説明するための説明図である。 屈折増幅格子による屈折増幅作用を説明するための説明図である。
　（本実施形態の構成）
　以下、本発明の一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、格子を用いて、試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す画像を生成するための装置である。試料としては、生体、又は、生体以外の物体のいずれかを用いることができる。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とを基本的な要素として備えている（図１参照）。
　（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のＧ１格子２１（後述）が明瞭な自己像を生成す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。以下では、マイクロフォーカスＸ線源を線源１として用いた例を説明する。
　（格子部）
　格子部２は、Ｇ１格子２１と、Ｇ２格子２２と、屈折増幅格子２３とを備えている（図３参照）。
　Ｇ１格子２１は、周期的に形成された凹部２１１を有している。これらの凹部２１１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周期構造を構成している。本実施形態の凹部２１１は、断面楕円形状とされている（図３参照）。なお、図３では、放射線７が集光する様子を模式的に二点鎖線で示している。
　屈折増幅格子２３は、集中部７１が形成される位置に配置されている。また、屈折増幅格子２３は、放射線７の屈折角を増大させる第１増幅面２３１及び第２増幅面２３２を備えている。
　本実施形態における第１増幅面２３１及び第２増幅面２３２は、それぞれ断面放物線形状とされている（図３参照）。ここで、第１増幅面２３１及び第２増幅面２３２は、回転放物面であってもよい。第１増幅面２３１及び第２増幅面２３２における放物線形状の頂点の位置は、試料１０がないときにおいて放射線７の集中部７１が形成される位置とされている。なお、図３は、ｙ方向（放射線７の進行方向）での格子間距離を大幅に縮小して記載したものであり、集中部７１は、実際は、ｙ方向に長く延びているものである。この点についてはさらに後述する。
　本実施形態では、一つの屈折増幅格子２３に第１増幅面２３１と第２増幅面２３２とを形成したので、これにより、複数の増幅面が、放射線７の進行方向において、放射線７を順次屈折させるように配置された構成となっている。増幅面の作用については後述する。
　Ｇ２格子２２は、周期的に配置された多数のスリット２２１を有している。これにより、本実施形態のＧ２格子２２は、スリット２２１により構成されたＧ２周期構造を備えている。
　Ｇ２格子２２のＧ２周期構造は、Ｇ１格子２１及び屈折増幅格子２３を通過した放射線７により形成されたＧ１格子の自己像がＧ２格子２２の位置において有する周期とほぼ同じ周期を有している。Ｇ２格子２２は、格子並進機構（図示せず）によってｄ２／Ｋのステップずつ並進可能となっている。ここで、ｄ２はＧ２格子２２の格子周期、Ｋは３以上の整数である。あるいは、Ｇ１格子２１及び屈折増幅格子２３を同期して、それぞれｄ１／Ｋおよびｄ'１／Ｋのステップで並進してもよい。ここでｄ'１は屈折増幅格子２３の周期である。なお、格子並進機構は、従来の縞走査法に用いられるものと同様でよいので、これについての詳しい説明は省略する。
　Ｇ２格子２２の位置は、Ｇ１格子２１の自己像が形成される位置とされる。本実施形態においては、Ｇ１格子２１を透過した放射線は、さらに屈折増幅格子２３を透過するので、この条件を考慮してＧ２格子２２の位置が決定される。実際に作成した格子に形状誤差が存在することもあるので、観察されるモアレ画像の鮮明度（visibility）が高まる位置を探索し、それに基づいて実験的にＧ２格子２２の位置を決定することもできる。
　本実施形態の格子部２は、Ｇ１格子２１とＧ２格子２２とにより、いわゆるTalbot干渉計を構成するものとなっているが、これには限定されず、Ｇ２格子を省略して、Ｇ１格子の自己像を検出器３で直接に検出することも可能である。
　ここで、前記した実施形態における第１増幅面２３１及び第２増幅面２３２の放物線形状は下記式（３）を実質的に満たしている。「実質的に」とは、実用上支障のない範囲で放射線形状に近似できる形状を含む意味である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005
ここで、
ｘ：放射線の放射方向に直交する方向での座標
ｙ：放射線の放射方向に沿う方向での座標
ｚ：Ｇ１格子から屈折増幅格子までの距離
δ：増幅面を備える屈折増幅格子の屈折率を１－δとしたときのδ
Ｍ：屈折角についての屈折増幅素子による増幅倍率（Ｍ＞１）
である。
　（検出器）
　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。Ｇ２格子２２を用いない構成の場合は、Ｇ１格子２１の自己像を直接検出する。さらに、検出器３は、Ｇ２格子２２を用いる構成の場合はそ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。Ｇ２格子２２を用いない構成の場合は、Ｇ１格子２１と屈折増幅格子２３を同期して並進して得られるＫ枚の自己像（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。
　（本実施形態の放射線画像生成方法）
　前記した装置を用いた放射線画像生成方法を、主に図３と図４とを参照しながら説明する。
　まず、試料１０を、Ｇ１格子２１の上流側に配置する（図３参照）。
　ついで、図３に示すように、試料１０及びＧ１格子２１に向けて放射線７を照射する。すると、放射線７はＧ１格子２１を通過し、Ｇ１格子２１の背後に、放射線７の集中部７１を形成する。
　ここで、試料１０により放射線７がΔθ（図４参照）だけ曲げられると、集中部７１の位置（つまり放射線の集光点の位置）がΔθ・ｚだけ横にずれ、放物面をなす第１増幅面２３１の中心位置からずれた位置に当たる。ここで放射線７は、スネルの法則に基づいて屈折を受けるため、放射線の進行方向は、Δφ（図４参照）に増大することになる。前記したように、集中部７１は、放射線の進行方向に沿って長く延びているので、図４においては集中部（つまり集光点）７１に至る光線を１本の直線で示している。
　第２増幅面２３２においても、第１増幅面２３１と同様の作用を行うことができる。本実施形態では、屈折増幅格子２３に、第２増幅面２３２を設けたので、屈折増幅格子２３における屈折の増幅は、一つの増幅面のみを設ける場合に比較して２倍となる。つまり、本実施形態では、２Ｍ倍の感度増幅効果を得ることができる。
　既に述べたように、集中部７１は、一般に、放射線７の放射方向において長く伸びた形状を持つ。すなわち、焦点深度が大きい。例えば、Ｘ線の場合、Ｇ１周期構造における周期の１０００倍以上の長さを持つ。したがって、第１増幅面２３１においても、第２増幅面２３２においても、集中部７１のスポット径は同程度と想定することができ、同様の屈折作用を期待することができる。
　検出器３は、Ｇ２格子２２を通過した放射線を検出する。これにより、従来と同様に位相イメージングを行うことができる。ここで、本実施形態では、Ｇ２格子２２を所定ピッチごとに並進させて撮影し、複数枚の画像を取得する。又は、Ｇ２格子２２を用いない構成の場合は、Ｇ１格子２１と屈折増幅格子２３を同期して所定ピッチごとに並進させて撮影し、複数枚の画像を取得する。これらの複数枚の画像を用いて必要な位相像（吸収画像、屈折画像又は散乱画像）を生成することができる。この画像生成手法についても従来と同様でよいので、これについての詳しい説明は省略する。
　前記した実施形態の装置によれば、屈折増幅格子２３を用いたことにより、試料１０による屈折角Δθを、そのＭ倍の大きさであるΔφに増大させることができる。したがって、装置の大型化や格子の狭周期化を必要とせずに、位相イメージングの感度を向上させることができるという利点がある。
　なお、前記実施形態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、前記実施形態では、線源１としてＸ線源を用いたが、試料１０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。格子についても、用いる放射線の位相を変化させる材料、強度を減衰させる材料、及び屈折させる材料を使ったものが用途に応じて用いられる。
　また、前記した実施形態では、Ｇ１周期構造の、周期方向に沿う断面の形状を断面放物線形状としたが、断面楕円形状や、三角波形状など、他の形状とすることも可能である。要するに、Ｇ１周期構造としては、放射線７に集中部７１を形成できるものであればよい。特に、断面楕円形状とした場合には、集中部７１の大きさ（スポット径）を最小化できると考えられるので好ましい。
　さらに、前記した実施形態では、一つの屈折増幅格子２３に第１増幅面２３１と第２増幅面２３２とを設けたが、いずれか一つの増幅面のみを屈折増幅格子２３に形成する構成も可能である。その場合、屈折増幅格子２３において増幅面の反対側の面は、増幅効果に支障のない他の形状、例えば平面形状とすることができる。
　また、前記した実施形態では、一つの屈折増幅格子２３を配置したが、複数の屈折増幅格子を、放射線の放射方向において順次放射線が通過するように配置することにより、より強い屈折増幅効果を得ることができる。集光点が各増幅面を通過するという条件を満たすなら、Ｎ枚の屈折増幅格子を用いることにより、Ｎ×Ｍ倍の屈折増幅効果を期待することができる。
　さらに、前記した屈折増幅格子２３の内部の一部を中空に形成することにより、屈折増幅格子２３による放射線の吸収を抑制することができる。また、キノフォームレンズないしフレネルレンズと同じように、増幅面を分割配置して平板状の構成とすることによっても、屈折増幅格子２３による放射線の吸収を抑制することができる。
　また、図３では、Ｇ１格子２１とＧ２格子２２と屈折増幅格子２３とを離間して記載しているが、一枚の基板を加工することによりこれらの格子を一体的に構成することも可能である。
　さらに、前記した実施形態の装置において、Ｇ０格子（図示せず）を付加して、Talbot-Lau干渉計の構成とすることも可能である。その際、Ｇ０格子の周期を決定する指針としては、放射線７の集光点が屈折増幅格子２３の位置となり、かつ、Ｇ１格子２１の自己像がＧ２格子２２の位置となるように設定することが望ましい。
　また、図３では、一方向に周期構造をなす一次元格子構造を例示しているが、本実施形態において、２次元方向に周期構造をなす２次元格子構造を用いることも可能である。この場合、屈折増幅素子における増幅面は、回転放物面であることが好ましい。
　さらに、本実施形態の集中部は、Ｇ１格子２１の下流側において、放射線７の強度が、Ｇ１格子２１の直前の位置よりも集中させられている部分であればよい。例えば、本実施形態の集中部は、放射線７のスポット径（集光された放射線の径）が最小となる位置から、その上流側であるＧ１格子２１までのいずれかの位置において形成されていてもよい。このような位置であっても、Ｇ１格子２１によって集光された（つまり放射線強度が局所的に高められた）位置（つまり集中部）に屈折増幅格子２３の増幅面を配置することにより、屈折増幅効果を期待することができる。
　１　線源
　２　格子部
　２１　Ｇ１格子
　２１１　凹部
　２２　Ｇ２格子
　２２１　スリット
　２３　屈折増幅格子
　２３１　第１増幅面
　２３２　第２増幅面
　３　検出器
　７　放射線
　７１　集中部
　１０　試料

Claims (10)

  1. 　格子部を用いて、試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す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格子と屈折増幅格子とを備えており、
    　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、
    　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えており、
    　前記検出器は、前記格子部を通過した前記放射線を検出する構成となっている
    　放射線画像生成装置。
  2. 　前記増幅面は断面放物線形状とされており、
    　前記放物線形状の頂点の位置は、前記試料がないときにおいて前記放射線の前記集中部が形成される位置とされている
    　請求項１に記載の放射線画像生成装置。
  3. 　前記増幅面は、前記放射線の進行方向において、前記放射線を順次屈折させるように複数配置されている
    　請求項１又は２に記載の放射線画像生成装置。
  4. 　前記Ｇ１周期構造は、周期的に配置された凹部により構成されている
    　請求項１～３のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
  5. 　前記凹部は、断面楕円形状とされている
    　請求項４に記載の放射線画像生成装置。
  6. 　前記格子部は、Ｇ２格子をさらに備えており、
    　前記Ｇ２格子は、Ｇ２周期構造を備えており、
    　前記Ｇ２周期構造は、前記Ｇ１格子及び前記屈折増幅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周期を有しており、
    　前記検出器は、前記Ｇ２格子を通して前記自己像を検出する構成となっている
    　請求項１～５のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
  7. 　前記増幅面は断面放物線形状とされており、
    　前記放物線形状は下記式（３）を実質的に満たしている請求項１～６のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置：
    Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
    ここで、
    ｘ：放射線の放射方向に直交する方向での座標
    ｙ：放射線の放射方向に沿う方向での座標
    ｚ：Ｇ１格子から屈折増幅格子までの距離
    δ：増幅面を備える屈折増幅格子の屈折率を１－δとしたときのδ
    Ｍ：屈折角についての屈折増幅素子による増幅倍率
    である。
  8. 　前記集中部とは、前記Ｇ１格子の下流側において、前記放射線の強度が集中させられている部分であり、
    　さらに、前記集中部は、前記放射線のスポット径が最小となる位置から、その上流側である前記Ｇ１格子までのいずれかの位置において形成されるものとなっている
    　請求項１～７のいずれか１項に記載の放射線画像生成装置。
  9. 　試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す画像を生成するための格子構造であって、
    　Ｇ１格子と屈折増幅格子とを備えており、
    　前記Ｇ１格子は、前記Ｇ１格子に照射された前記放射線の強度が集中する集中部を形成するＧ１周期構造を有しており、
    　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えている
    　格子構造。
  10. 　格子部を用いて、試料による放射線の屈折、散乱、及び／又は吸収を表す画像を生成するための方法であって、
    　前記格子部は、Ｇ１格子と屈折増幅格子とを備えており、
    　前記Ｇ１格子は、前記放射線の強度が集中する集中部を形成するＧ１周期構造を有しており、
    　前記屈折増幅格子は、前記集中部が形成される位置に配置されかつ前記放射線の屈折角を増大させる増幅面を備えており、
    　前記格子部に向けて放射線を照射するステップと、
    　前記放射線を照射された前記Ｇ１格子が、前記放射線の強度が集中する集中部を形成するステップと、
    　前記屈折増幅格子の前記増幅面が、前記集中部において、前記放射線の屈折角を増大させるステップと、
    　前記格子部を通過した前記放射線を検出するステップと
    　を有する放射線画像生成方法。
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